WO2010071052A1 - 電子血圧計 - Google Patents

Abstract

　カフ内に一定の容積変化を発生させるための発生ユニットと、第１の圧力制御（たとえば減圧制御）を行なわれている期間に、発生ユニットの駆動を制御することによりカフに一定の容積変化を与えるための処理を行なう発生処理部（１０６）と、カフ圧信号に基づいて、脈波振幅と、容積変化に対する圧力変化特性とを測定する制御を行なうための測定制御部（１０８）と、測定された圧力変化特性に基づいて、測定された脈波振幅を補正するための補正処理部（１１４）と、補正後の脈波振幅に基づいて、血圧値を算出するための血圧算出部（１１６）とを備える。

Description

電子血圧計

　本発明は、電子血圧計に関し、特に、血管の容積変化をカフの圧力変化すなわち圧脈波の振幅として検出し、検出した圧脈波の振幅を用いて血圧値を算出する電子血圧計に関する。

　従来よりオシロメトリック法のように、圧脈波の振幅（以下「脈波振幅」という）を用いて血圧を測定する電子血圧計が存在する。オシロメトリック法とは、生体の一部に巻き付けられたカフを加圧または減圧することにより、圧迫された血管の容積変化から伝わるカフの容積変化をカフの圧力変化すなわち脈波振幅としてとらえ、血圧を算出する方式である。

　このような電子血圧計において、カフの特性より、カフの圧力と容積とは比例関係にないため、腕周やカフの圧力などによって血管の容積変化の検出精度が異なることが判明している。つまり、血圧値が同じであっても、カフの圧力や腕周の違いなどの要因によって脈波振幅の大きさに誤差が生じるため、このような要因は、血圧値の誤差要因となっていた。

　このような問題を解決するために、従来より以下のような方法が提案されている。
　たとえば特開平５－３２９１１３号公報（特許文献１）には、カフの圧力に対するカフの容積変化特性を予め備えておき、カフの圧力変化の信号を容積変化へと換算しなおし、それを用いて血圧値を計測する方法が記載されている。

特開平５－３２９１１３号公報

　上記方法では、カフの圧力と容積変化特性を予め取得しておく必要がある。しかし、容積変化特性は、カフの巻き方、腕の太さ、人体の柔らかさなどにより無限に変化する。また、ポンプ、弁およびカフは、温度、湿度、あるいは経年変化によっても容積変化特性が変わってくる。そのため、容積変化特性を事前に取得しておく方法では、カフの圧力変化の信号を容積変化に正しく換算することは困難である。

　本発明は、上記のような問題を解決するためになされたものであって、その目的は、カフの巻き方や腕の太さなどが違ったとしても、精度良く血圧値を算出することのできる電子血圧計を提供することである。

　この発明のある局面に従う電子血圧計は、測定部位に巻き付けるためのカフと、カフ内の圧力を調整するための圧力調整ユニットと、カフ内の圧力を示すカフ圧信号を検出するための圧力センサと、カフ内に一定の容積変化を発生させるための発生ユニットと、圧力調整ユニットの駆動を制御することにより、カフ内の圧力を特定方向に変化させるための第１の圧力制御を行なう第１の圧力制御部と、第１の圧力制御が行われている期間に、発生ユニットの駆動を制御することによりカフに一定の容積変化を与えるための処理を行なう発生処理部と、発生処理部の処理が行なわれている際に得られるカフ圧信号より容積変化に対する圧力変化特性を測定し、かつ、カフ圧信号より脈波振幅を測定する制御を行なうための測定制御部と、測定された圧力変化特性に基づいて、測定された脈波振幅を補正するための補正処理部と、補正後の脈波振幅に基づいて、血圧値を算出するための血圧算出部とを備える。

　好ましくは、発生処理部は、第１の圧力制御の期間中、継続的に、被測定者の心拍数の周期とは異なる周期で容積変化を発生させ、測定制御部は、第１の圧力制御の期間中に、時系列にカフ圧信号を取得するための取得部と、取得されたカフ圧信号に対しフィルタ処理を実行することにより、脈波振幅と、圧力変化特性とに分離するための分離部とを含む。

　好ましくは、第１の圧力制御は、減圧制御であり心拍数は、減圧制御に移行する前の加圧制御中に、カフ圧信号に基づいて算出される。

　好ましくは、発生処理部は、第１の圧力制御の期間中、一定の間隔で、容積変化を発生させ、測定制御部は、容積変化がカフに与えられている特定区間に出力されたカフ圧信号より、圧力変化特性を測定するための第１の測定処理部と、第１の圧力制御の期間中であって特定区間以外の区間に出力されたカフ圧信号より、脈波振幅を測定するための第２の測定処理部とを含む。

　好ましくは、第１の圧力制御部は、カフ内の圧力が同じ圧力値の場合に容積変化があるときとないときのカフ圧信号の振幅値を測定するために、段階的に第１の圧力制御を行なう。

　好ましくは、発生処理部は、カフ圧信号の最大点から次の立ち上がり点までの区間に、容積変化を発生させる。

　好ましくは、カフは、血圧測定用の流体袋と、流体袋よりも上流側に配置された阻血部とを含み、カフ内の圧力を特定方向とは逆の方向に変化させるための第２の圧力制御を行なう第２の圧力制御部と、第１の圧力制御の期間にのみ、阻血部を用いて測定部位を阻血するための阻血処理部とをさらに備え、発生処理部は、第１の圧力制御の期間中、継続的に、容積変化を発生させ、測定制御部は、第１の圧力制御の期間中に出力されたカフ圧信号より、圧力変化特性を測定するための第１の測定処理部と、第２の圧力制御の期間中に出力されたカフ圧信号より、脈波振幅を測定するための第２の測定処理部とを含む。

　好ましくは、阻血部は、阻血用の流体袋である。
　好ましくは、発生ユニットは、シリンダと、シリンダを駆動させるための駆動部とを含む。

　好ましくは、駆動部は、ステッピングモータを含む。

　本発明によると、圧力変化特性を測定し、測定された圧力変化特性に基づいて脈波振幅が補正される。したがって、カフの巻き方や腕の太さなどにかかわらず、精度良く血圧値を算出することができる。

本発明の実施の形態１に係る電子血圧計の外観斜視図である。 （Ａ），（Ｂ）は、測定部位の太さの違いによる一定の容積変化に対する圧力変化の典型例を示す図である。 （Ａ），（Ｂ）は、カフの巻き方の違いによる一定の容積変化に対する圧力変化の典型例を示す図である。 本発明の実施の形態１に係る電子血圧計のハードウェア構成を表わすブロック図である。 本発明の実施の形態１における電子血圧計の機能構成を示す機能ブロック図である。 （Ａ）～（Ｆ）は、本発明の実施の形態１における血圧測定方法の概念を表わす図である。 本発明の実施の形態１における血圧測定処理を示すフローチャートである。 （Ａ）～（Ｄ）は、本発明の実施の形態１における脈波振幅の補正処理を説明するための図である。 （Ａ），（Ｂ）は、本発明の実施の形態２における、脈波振幅および圧力変化特性の検出タイミングを示す図である。 （Ａ），（Ｂ）は、本発明の実施の形態２における、脈波振幅および圧力変化特性の検出タイミングの他の例を示す図である。 本発明の実施の形態２における電子血圧計の機能構成を示す機能ブロック図である。 本発明の実施の形態２における血圧測定処理を示すフローチャートである。 本発明の実施の形態３における、脈波振幅および圧力変化特性の検出タイミングを示す図である。 本発明の実施の形態３に係る電子血圧計のハードウェア構成を表わすブロック図である。 本発明の実施の形態３における電子血圧計の機能構成を示す機能ブロック図である。 本発明の実施の形態３における血圧測定処理を示すフローチャートである。

　本発明の実施の形態について図面を参照しながら詳細に説明する。なお、図中同一または相当部分には同一符号を付してその説明は繰返さない。

　［実施の形態１］
　（外観について）
　はじめに、本発明の実施の形態１に係る電子血圧計（以下「血圧計」と略す）の外観について説明する。

　図１は、本発明の実施の形態１に係る血圧計１の外観斜視図である。血圧計１は、オシロメトリック法と同様に、脈波振幅（圧脈波の振幅）に所定のアルゴリズムを適用することにより血圧値を算出する。

　図１を参照して、血圧計１は、本体部１０と、被測定者の所定の測定部位（たとえば上腕）に巻き付け可能なカフ２０と、本体部１０およびカフ２０を接続するエアチューブ３１とを備える。本体部１０の表面には、たとえば液晶等により構成される表示部４０と、ユーザ（代表的に被測定者）からの指示を受付けるための操作部４１とが配置されている。

　操作部４１は、たとえば、電源をＯＮまたはＯＦＦするための指示の入力を受付ける電源スイッチ４１Ａと、測定開始の指示を受付けるための測定スイッチ４１Ｂと、各種の設定処理に関する指示を受付けるための設定スイッチ４１Ｃと、過去の記憶値を読出して表示する指示を受付けるためのメモリスイッチ４１Ｄとを有する。なお、操作部４１は、被測定者を識別するためのＩＤ（Identification）情報を入力するために操作されるＩＤスイッチ（図示せず）をさらに有してもよい。

　（概要について）
　ここで、本発明の概要について説明する。

　オシロメトリック法のように脈波振幅に基づいて血圧を測定する場合、精度良く血圧値を算出するためには、カフの圧力の違いのみならず、カフの巻き方（きつい／ゆるい）、腕の太さ、人体の柔らかさなどの違いによる誤差要因を排除する必要がある。

　そこで、本実施の形態では、測定の度に（加圧または減圧中に）カフに一定の容積変化を発生させて、血管の内圧の変化に伴う脈波振幅の他に、一定の容積変化に対する圧力の変化特性（以下「圧力変化特性」という）を測定する。これにより、測定ごとに、誤差要因となっていた種々の測定条件（たとえば腕の太さやカフの巻き方など）に応じた、圧力変化特性を取得することができる。このことについて、図２および図３を用いてより具体的に説明する。

　図２（Ａ），（Ｂ）は、測定部位の太さの違いによる一定の容積変化に対する圧力変化特性の典型例を示す図である。図２（Ａ）に示されるように、加圧または減圧中に、一定の容積変化がカフに与えられたとする。図２（Ｂ）には、一定の容積変化がカフに与えられた場合の、測定部位の太さの違いによる圧力変化特性の違いが示されている。測定部位が標準よりも細い場合の圧力変化特性５０１の方が、測定部位が標準よりも太い場合の圧力変化特性５０２よりも相対的に圧力変化の振幅が大きく、両者は変化率も異なる。

　図３（Ａ），（Ｂ）は、カフの巻き方の違いによる一定の容積変化に対する圧力変化特性の典型例を示す図である。図３（Ａ）に示されるように、加圧または減圧中に、一定の容積変化がカフに与えられたとする。図３（Ｂ）には、一定の容積変化がカフに与えられた場合の、カフの巻き方の違いによる圧力変化特性の違いが示されている。カフが測定部位にぴったりと巻かれている場合の圧力変化特性５１１の方が、カフが測定部位にゆるく巻かれている場合の圧力変化特性５１２よりも相対的に圧力変化の振幅が大きい。

　本実施の形態では、測定の度に（加圧または減圧中に）カフに一定の容積変化を発生させて、血管の容積変化に伴う脈波振幅と、一定の容積変化に対する圧力変化特性を測定する。そして、測定された圧力変化特性を用いて脈波振幅を補正し、補正した脈波振幅値に所定のアルゴリズムを適用することにより血圧値を算出する。

　以下に、本実施の形態における血圧計１の構成および動作について具体的に説明する。
　（ハードウェア構成について）
　図４は、本発明の実施の形態１に係る血圧計１のハードウェア構成を表わすブロック図である。

　図４を参照して、血圧計１のカフ２０は、空気袋２１を含む。空気袋２１は、エアチューブ３１を介して、エア系３０に接続される。

　本体部１０は、上述の表示部４０および操作部４１に加え、エア系３０と、各部を集中的に制御し、各種演算処理を行なうためのＣＰＵ（Central　Processing　Unit）１００と、ＣＰＵ１００に所定の動作をさせるプログラムや各種データを記憶するためのメモリ部４２と、測定された血圧を記憶するための不揮発性メモリ（たとえばフラッシュメモリ）４３と、ＣＰＵ１００に電力を供給するための電源４４と、計時動作を行なう計時部４５と、外部よりデータの入力を受付けるためのデータ入出力部４６とを含む。

　エア系３０は、空気袋２１内の圧力（カフ圧）を検出するための圧力センサ３２と、カフ圧を加圧するために、空気袋２１に空気を供給するためのポンプ５１と、空気袋２１の空気を排出しまたは封入するために開閉される弁５２とを含む。

　本体部１０は、上記エア系３０に関連して、発振回路３３と、ポンプ駆動回路５３と、弁駆動回路５４とをさらに含む。

　圧力センサ３２は、たとえば静電容量形の圧力センサであり、カフ圧により容量値が変化する。発振回路３３は、圧力センサ３２の容量値に応じた発振周波数の信号をＣＰＵ１００に出力する。ＣＰＵ１００は、発振回路３３から得られる信号を圧力に変換し圧力を検知する。ポンプ駆動回路５３は、ポンプ５１の駆動をＣＰＵ１００から与えられる制御信号に基づいて制御する。弁駆動回路５４は弁５２の開閉制御をＣＰＵ１００から与えられる制御信号に基づいて行なう。

　ポンプ５１、弁５２、ポンプ駆動回路５３および弁駆動回路５４は、カフ圧を調整するための調整ユニット５０を構成する。なお、カフ圧を調整するためのデバイスは、これらに限定されるものではない。

　データ入出力部４６は、たとえば、着脱可能な記録媒体１３２からプログラムやデータの読み出しおよび書き込みをする。また／あるいは、データ入出力部４６は、外部の図示しないコンピュータから通信回線を介してプログラムやデータの送受信ができてもよい。

　以上の構成は、従来の一般的な電子血圧計と同様の構成である。本実施の形態では、本体部１０は、カフ２０に一定の容積変化を発生させるための発生ユニット６０をさらに含む。発生ユニット６０は、高速にカフ２０内の容積を調整するためのシリンダ６１と、シリンダ６１を駆動するためのモータ（たとえばステッピングモータ）６２と、モータ６２を駆動するためのモータ駆動回路６３とを有する。

　シリンダ６１は、エアチューブ３１を介して空気袋２１と接続される。モータ６２によって、シリンダ６１内のピストン（図示せず）が、シリンダ６１の軸方向に運転される。これにより、シリンダ６１内の容積が変化する。その結果、空気袋２１内の容積が変化する。

　なお、発生ユニット６０を構成する装置は、一定の容積変化を発生可能であれば、このような装置に限定されない。

　また、カフ２０には空気袋２１が含まれることとしたが、カフ２０に供給される流体は空気に限定されるものではなく、たとえば液体やゲルであってもよい。あるいは、流体に限定されるものではなく、マイクロビーズなどの均一な微粒子であってもよい。

　（機能構成について）
　図５は、本発明の実施の形態１における血圧計１の機能構成を示す機能ブロック図である。なお、図５には、減圧測定方式すなわち、減圧の際に得られたカフ圧信号に基づいて、血圧値を算出する方式の機能構成が示されている。

　図５を参照して、ＣＰＵ１００は、その機能として、加圧制御部１０２と、減圧制御部１０４と、発生処理部１０６と、測定制御部１０８と、補正処理部１１４と、血圧算出部１１６と、出力処理部１１８とを含む。なお、図５には、説明を簡単にするために、ＣＰＵ１００の有する各部との間で直接的に信号を授受する周辺のハードウェアのみ示されている。

　加圧制御部１０２は、カフ２０の加圧制御を行なう。具体的には、ポンプ駆動回路５３に制御信号を送信することにより、ポンプ５１を駆動させて、空気袋２１に空気を送り込む処理を行なう。

　減圧制御部１０４は、たとえば所定の速度で、カフ２０の減圧制御を行なう。具体的には、弁駆動回路５４に制御信号を送信することにより、弁５２を駆動させて、空気袋２１に送り込まれた空気を封鎖および排出する処理を行なう。

　なお、本実施の形態では、減圧制御が、カフ２０内の圧力を特定方向（すなわち下降方向）に変化させる制御を表わし、加圧制御は、カフ２０内の圧力を特定方向とは逆の方向（すなわち上昇方向）に変化させる制御を表わしている。

　発生処理部１０６は、減圧制御が行われている期間に、発生ユニット６０の駆動（モータ駆動回路６３）を制御することによりカフ２０（の空気袋２１）に一定の容積変化を与えるための処理を行なう。本実施の形態では、減圧制御の期間中、継続的に、被測定者の心拍数の周期とは異なる周期で容積変化を発生させる。被測定者の心拍数は、たとえば、加圧制御の際に公知の手法により算出されてもよいし、過去の（たとえば前回の）測定結果が用いられてもよい。または、心拍数の周期として存在し得ない数値を、被験者の心拍数の周期とは異なる周期として予め設定しておいてもよい。

　測定制御部１０８は、発振回路３３から得られる（圧力センサ３２が検出した）カフ圧信号に基づいて、脈波振幅と、一定の容積変化に対する圧力変化特性とを測定する制御を行なう。本実施の形態において、測定制御部１０８は、信号取得部１１０および分離処理部１１２を含む。

　信号取得部１１０は、減圧制御の期間中に、時系列にカフ圧信号を取得する。当該期間中、空気袋２１には一定の容積変化が発生しているため、減圧制御の期間に得られるカフ圧信号は、脈波振幅と一定の容積変化に対する圧力変化の振幅とが合成された信号である。つまり、圧力センサ３２が検出するカフ圧信号には、血管の内圧の変化だけでなく、一定の容積変化に対する圧力変化が重畳している。

　分離処理部１１２は、信号取得部１１０により取得されたカフ圧信号に対しフィルタ処理を実行することにより、脈波振幅と、圧力変化特性とに分離する。

　補正処理部１１４は、測定された圧力変化特性に基づいて、測定された脈波振幅を補正する。血圧算出部１１６は、補正後の脈波振幅に基づいて、血圧値、たとえば最高血圧および最低血圧を算出する。出力処理部１１８は、算出された血圧値を出力する処理を行なう。たとえば、表示部４０に血圧値を表示したり、フラッシュメモリ４３に血圧値を格納する。

　なお、上述の各機能ブロックの動作は、メモリ部４２中に格納されたソフトウェアを実行することで実現されてもよいし、これらの機能ブロックのうち少なくとも１つについては、ハードウェアで実現されてもよい。

　ここで、本実施の形態における血圧測定方法の概念を図６（Ａ）～（Ｆ）を用いて説明する。図６（Ａ）～（Ｆ）は、本発明の実施の形態１における血圧測定方法の概念を表わす図である。

　図６（Ａ）には、動脈内圧の変化が時間軸に沿って示されている。図６（Ｂ）には、図６（Ａ）と同一の時間軸に沿った容積変化が示されている。本実施の形態では、カフ２０の減圧中に、図６（Ｂ）のような一定の容積変化をカフ２０に与える。その場合、発振回路３３を介して取得されたカフ圧信号は、図６（Ｃ），（Ｄ）に示されるような波形である。図６（Ｄ）には、図６（Ｃ）のカフ圧信号の一部分４０１の部分拡大図が示されている。図６（Ｄ）に示されるように、カフ圧信号には、一定の容積変化に対する圧力変化が重畳している。

　本実施の形態では、このような、一定の容積変化に対する圧力変化を含んだカフ圧信号を、たとえばフィルタ処理することにより、血管の内圧の変化による脈波振幅（図６（Ｅ））と、一定の容積変化による圧力変化の振幅すなわち圧力変化特性（図６（Ｆ））とに分離する。

　なお、補正処理部１１４による具体的な補正方法は後述する。
　（動作について）
　図７は、本発明の実施の形態１における血圧測定処理を示すフローチャートである。図７のフローチャートに示す処理は、予めプログラムとしてメモリ部４２に格納されており、ＣＰＵ１００がこのプログラムを読み出して実行することにより、血圧測定処理の機能が実現される。

　図７を参照して、加圧制御部１０２は、カフ２０を加圧する（ステップＳ２）。加圧中、加圧制御部１０２は、発振回路３３からの出力に基づいて、公知の手法により心拍数を算出する（ステップＳ４）。

　加圧制御部１０２は、カフ２０内の圧力（カフ圧）が所定値（たとえば２００ｍｍＨｇ）か否かを判断する（ステップＳ６）。カフ圧が所定値に達していないと判断した場合（ステップＳ６においてＮＯ）、ステップＳ２に戻り、上記処理を繰り返す。カフ圧が所定値に達したと判断されると（ステップＳ６においてＹＥＳ）、加圧は停止される（ステップＳ８）。なお、本実施の形態では、カフ圧が所定値に達した場合に加圧を停止することとしたが、従来より行なわれているように、加圧中に最高血圧が推定された時点で、加圧を停止することとしてもよい。

　次に、減圧制御部１０４は、カフ２０の減圧を開始する（ステップＳ１０）。同時に、発生処理部１０６は、一定の容積変化をカフ２０に発生させる（ステップＳ１２）。具体的には、モータ駆動回路６３に制御信号を送信することで、シリンダ６１を高速駆動し、空気袋２１内に一定の容積変化を与える。ここで、容積変化の周期は、ステップＳ４で算出された被測定者の心拍数の周期と異なる周期が選択される。

　測定制御部１０８の信号取得部１１０は、減圧中、圧力センサ３２が検出したカフ圧データ（カフ圧信号）を取得する（ステップＳ１４）。取得されたカフ圧データは、時系列にメモリ部４２に記憶される。

　次に、減圧制御部１０４は、カフ圧が所定値（たとえば４０ｍｍＨｇ）に達したか否かを判断する（ステップＳ１５）。カフ圧が所定値に達していないと判断した場合（ステップＳ１５においてＮＯ）、ステップＳ１２に戻り、上記処理を繰り返す。カフ圧が所定値に達したと判断されると（ステップＳ１５においてＹＥＳ）、減圧制御を終了してステップＳ１６に進む。なお、本実施の形態では、カフ圧が所定値に達した場合に減圧制御を終了することとしたが、血圧の算出が可能となった時点（たとえば、加圧中に推定した最低血圧値以下になった時点、振幅値が所定の値よりも小さくなった時点、など）で減圧制御を終了してもよい。

　ステップＳ１６において、測定制御部１０８の分離処理部１１２は、ステップＳ１４で得られた時系列のカフ圧データにフィルタをかけることにより、脈波振幅と圧力変化特性とに分離する。具体的には、たとえば、カフ圧データに対し、高周波成分をカットするフィルタ処理と、高周波成分を抽出するフィルタ処理とを並行に実行することで、脈波振幅と圧力変化特性とを抽出することができる。

　続いて、補正処理部１１４により、ステップＳ１６で取得された脈波振幅が補正される。具体的には、まず、脈波振幅値列の包絡線が作成され（ステップＳ１８）、作成された包絡線が、ステップＳ１６で得られた圧力変化特性を用いて補正される（ステップＳ２０）。ここで、このような脈波振幅の補正処理について、図８を参照して詳細に説明する。

　図８（Ａ）～（Ｄ）は、本発明の実施の形態における脈波振幅の補正処理を説明するための図である。

　図８（Ａ）には、ステップＳ１８で作成された包絡線４０１の例が示されている。図８（Ｂ）には、ステップＳ１６で取得された圧力変化特性を示す線（以下「特性線」という）４０２の例が示されている。

　まず、補正処理部１１４は、包絡線４０１の最大点４０１１に対応するカフ圧ＰＣｍを検出する。カフ圧ＰＣｍは、平均血圧（ＭＡＰ）に相当する。補正処理部１１４は、特性線４０２上の、カフ圧ＰＣｍに対応する点４０２１を基準とし、特性線４０２が一定の振幅になるよう包絡線４０１を補正する。つまり、特性線４０２が、点４０２１を通る直線４０２２となるように、包絡線４０１を補正する。補正後の包絡線４０３が図８（Ｃ）に示される。補正後の包絡線４０３は、カフ圧ＰＣｍよりも低い側は上方に修正され、カフ圧ＰＣｍよりも高い側は下方に修正されている。

　図７および図８（Ｄ）を参照して、血圧算出部１１６は、補正された包絡線４０３に基づいて、最高血圧（ＳＹＳ）および最低血圧（ＤＩＡ）を算出する（ステップＳ２２）。具体的には、次のように算出される。すなわち、包絡線４０３の最大点４０１１に所定の定数（たとえば０．５）を乗じた値を閾値ＴＨ１とし、最大点４０１１に所定の定数（たとえば０．７）を乗じた値を閾値ＴＨ２とする。平均血圧（ＭＡＰ）よりも高いカフ圧であって、補正後の包絡線４０３と閾値ＴＨ１とが交わる点に対応するカフ圧を、最高血圧（ＳＹＳ）と決定する。平均血圧（ＭＡＰ）よりも低いカフ圧であって、補正後の包絡線４０３と閾値ＴＨ２とが交わる点に対応するカフ圧を、最低血圧（ＤＩＡ）と決定する。

　なお、血圧算出部１１６は、さらに、分離処理によって取得された脈波振幅に基づいて、公知の手法により心拍数を算出してよい。

　最後に、空気袋２１内の空気が排気され（ステップＳ２４）、出力処理部１１８により、測定結果（最高血圧，最低血圧，心拍数）の表示および記録が行われる（ステップＳ２６）。フラッシュメモリ４３には、たとえば、測定値（最高血圧，最低血圧，心拍数）と測定の際の日時とが対応付けられた測定データがレコード形式で格納される。

　以上で、本実施の形態における血圧測定処理は終了される。なお、排気処理（ステップＳ２４）は、ステップＳ１６～Ｓ２２の処理と並行して行なわれてもよい。

　上述のように、本実施の形態によると、測定の度に、圧力変化特性が抽出される。そのため、圧力変化特性には、カフ２０の巻き具合や、ポンプ５１、弁５２、カフ２０などの経年変化の影響等が確実に反映される。本実施の形態では、血管の内圧変化による脈波振幅を、このような圧力変化特性に基づいて補正した上で、血圧値を算出する。したがって、カフ２０の巻き具合や、ポンプ５１、弁５２、カフ２０などの経年変化にかかわらず、精度良く血圧値を測定することができる。

　なお、本実施の形態において、包絡線は、フィルタをかけることにより一定の容積変化に対する圧力変化の影響が除去された波形（脈波振幅）に基づいて作成されたが、フィルタをかける前のカフ圧信号の振幅に基づいて作成されてもよい。

　上記実施の形態では、減圧測定方式を例に説明したが、加圧測定方式でも適用可能である。その場合、加圧制御の期間中に、一定の容積変化を発生させ、加圧制御の期間中にカフ圧信号を取得すればよい。

　［実施の形態２］
　次に、本発明の実施の形態２について説明する。

　上記実施の形態１では、脈波振幅の測定を行なう圧力制御（減圧制御）の期間中に、被測定者の心拍数の周期と異なる周期で一定の容積変化を発生させた。そして、一定の容積変化に対する圧力変化が重畳したカフ圧データにフィルタ処理を行なうことで、圧力変化特性を抽出した。

　これに対し、本実施の形態では、脈波振幅の測定を行なう圧力制御の期間中に、一定の間隔で（断続的に）、一定の容積変化を発生させる。そして、容積変化があるときとないときのカフ圧信号の振幅値を測定することで、フィルタ処理を行なわずに、圧力変化特性を測定する。

　本実施の形態では、段階的な圧力制御（いわゆるステップ減圧）を行なうことで、カフ内の圧力が同じ圧力値の場合に、一定の容積変化があるときとないときのカフ圧信号を測定し、測定した２種類のカフ圧信号より脈波振幅と圧力変化特性とを算出する。

　図９（Ａ），（Ｂ）は、本発明の実施の形態２における、脈波振幅および圧力変化特性の検出タイミングを示す図である。図９（Ａ）には、時間軸に沿って、制御値としてのカフ圧が示されている。図９（Ｂ）には、図９（Ａ）と同一の時間軸に沿って、カフ圧信号（主に脈波）が示されている。図９（Ｂ）において、区間ＴＡは、脈波を検出する期間である。つまり、区間ＴＡは、脈波振幅の算出に用いるカフ圧信号の検出期間を表わしている。区間ＴＢは、一定の容積変化を発生させる期間である。したがって、区間ＴＢは、圧力変化特性の算出に用いるカフ圧信号の検出期間を表わしている。

　本実施の形態において、区間ＴＡは、１拍の脈波の開始から終了（脈波の立ち上がり点から次の脈波の立ち上がり点）までの区間であり、区間ＴＢは、区間ＴＡの次の脈波の一部の区間である。

　このように、被測定者の心拍数の周期と同じ周期で、毎回同じ位置に一定の容積変化を発生させることにより、圧力変化特性（を示す線）を得ることができる。

　なお、区間ＴＡは、少なくとも１拍の脈波の立ち上がり点もしくは次の脈波の立ち上がり点のいずれかと、その間にある脈波の最大点を含んでいればよい。区間ＴＢは、１拍の脈波の立ち上がり点および次の脈波の立ち上がり点とその間にある脈波の最大点を含まない区間であればよい。したがって、区間ＴＡが図９（Ｂ）に示されるように１拍の脈波の立ち上がり点から次の脈波の立ち上がり点までを含む場合には、区間ＴＢは、区間ＴＡの中に含まれてもよい。つまり、本実施の形態では、脈波振幅の測定と圧力変化特性の測定とを直列的に行なうこととするが、これらを並行して行なってもよい。

　区間ＴＢで表わされる時間は、心拍数の周期よりも短い時間であり、予め定められていてもよいし、測定の度に決定されてもよい。

　図９（Ａ）に示されるように、脈波振幅と圧力変化特性が測定されるまで（より詳細には、脈波振幅と圧力変化特性の算出に用いることのできるカフ圧データが収集されるまで）、カフ内の圧力は維持される。脈波振幅と圧力変化特性が測定されると、所定圧だけ減圧される。これにより、カフ圧信号にフィルタをかけなくても、脈波振幅と圧力変化特性を減圧期間に取得することができる。

　なお、必ずしもこのようなステップ減圧をしなければ、脈波振幅と圧力変化特性を取得できないわけではなく、図１０（Ａ），（Ｂ）に示されるように、所定の速度での減圧中に、１拍ごとに、両者を検出することとしてもよい。図１０（Ａ）には、時間軸に沿って、制御値としてのカフ圧が示されている。図１０（Ｂ）には、図１０（Ａ）と同一の時間軸に沿って、カフ圧信号（主に脈波）が示されている。図１０（Ｂ）に示されるように、１拍の脈波の立ち上がり点から最大点までを区間ＴＡ＃（脈波を検出する期間）とし、同じ脈波の最大点から次の脈波の立ち上がり点までの間の少なくとも一部の区間を区間ＴＢ＃（一定の容積変化を発生させる期間）としてもよい。

　本実施の形態における血圧計の構成および基本的な動作は、上記実施の形態１と同様である。したがって、ここでも、実施の形態１で用いた符号を用いて説明する。

　以下に、実施の形態１と異なる部分のみ説明する。
　（機能構成について）
　図１１は、本発明の実施の形態２における血圧計１の機能構成を示す機能ブロック図である。図１１にも、減圧測定方式の機能構成が示されている。なお、図５に示した機能ブロックと同様の処理を行なうものには同じ符号を付してある。したがって、それらについての説明は繰返さない。

　図１１を参照して、本実施の形態において、ＣＰＵ１００は、実施の形態１の減圧制御部１０４、発生処理部１０６および測定制御部１０８に代えて、それぞれ、減圧制御部１０４Ａ、発生処理部１０６Ａおよび測定制御部１０８Ａを含む。

　減圧制御部１０４Ａは、段階的な減圧制御、すなわち、ステップ減圧を行なう。発生処理部１０６Ａは、減圧制御の期間中、一定の間隔で、一定の容積変化を発生させる。本実施の形態において、一定の容積変化を発生させる開始タイミングは、被測定者の心拍数の周期と同じ周期であることが好ましい。

　測定制御部１０８Ａは、信号取得部１１０および分離処理部１１２に代えて、第１測定部２１０および第２測定部２１２を含む。第１測定部２１０は、一定の容積変化がカフ２０に与えられている特定区間（図９の区間ＴＢ）に出力されたカフ圧信号より、圧力変化特性を測定する。第２測定部２１２は、減圧制御の期間中であって上記特定区間以外の区間（つまり、一定の容積変化が与えられていない区間（図９の区間ＴＡ））に出力されたカフ圧信号より、脈波振幅を測定する。

　（動作について）
　図１２は、本発明の実施の形態２における血圧測定処理を示すフローチャートである。なお、図７のフローチャートと同様の処理については同じステップ番号を付してある。したがって、それらについての説明は繰返さない。

　図１２を参照して、図７のフローチャートと比較すると、ステップＳ８とステップＳ１５の間に、ステップＳ１０～Ｓ１４に代えて、ステップＳ１０２～Ｓ１１４の処理が挿入されている。また、ステップＳ１６が削除されている。

　本実施の形態では、上記ステップＳ２，Ｓ４，Ｓ６，Ｓ８の処理が実行されると、減圧制御部１０４Ａは、弁５４を開放してカフ２０内の圧力を減圧する（ステップＳ１０２）。減圧制御部１０４Ａは、減圧開始時の圧力値から所定圧減圧したかどうかを判断する（ステップＳ１０４）。圧力差が所定圧になるまでカフ２０は減圧される（ステップＳ１０４においてＮＯ）。圧力差が所定圧に達すると（ステップＳ１０４においてＹＥＳ）、減圧を停止する（ステップＳ１０６）。つまり、弁５４を閉鎖する。

　続いて、第２測定部２１２は、カフ圧信号を取得することにより脈波を測定し（ステップＳ１０８）、脈波振幅を算出する（ステップＳ１１０）。脈波の測定期間は、図９（Ｂ）の区間ＴＡに示されるように、減圧が停止されてから次の脈波の立ち上がり点が検出されるまでの間である。

　その後、次の脈波の最大点が検出されると、発生処理部１０６Ａは、特定タイミングで（たとえば、脈波の最大点から所定msec後）、一定期間（図９（Ｂ）の区間ＴＢ）、カフ２０に一定の容積変化を発生させる（ステップＳ１１２）。そして、容積変化を発生させている期間（区間ＴＢ）に検出されたカフ圧信号より、一定の容積変化に対する圧力変化の振幅を測定することで、圧力変化特性を算出する（ステップＳ１１４）。

　次に、減圧制御部１０４Ａは、上述のように、カフ圧が所定値に達したかを判断する（ステップＳ１５）。所定値に達するまで（ステップＳ１５においてＮＯ）、上記ステップＳ１０２～Ｓ１１４の処理が繰返される。カフ圧が所定値に達したと判断された場合（ステップＳ１５においてＹＥＳ）、ステップＳ１８に進む。

　このように、本実施の形態では、一定の容積変化を発生させる期間が一定区間（区間ＴＢ）に限られたため、実施の形態１のステップＳ１６の分離処理は不要となる。

　本実施の形態において、ステップＳ１８，Ｓ２０では、補正処理部１１４が、ステップＳ１１０で算出された脈波振幅に基づいて包絡線を作成し、作成した包絡線を、ステップＳ１１４で算出された圧力変化特性を用いて補正する。補正の方法自体は、実施の形態１と同様である。

　なお、本実施の形態では、減圧制御中に、脈波振幅と、圧力変化特性（一定の容積変化に対する圧力変化の振幅）とを算出することとしたが、これらは減圧制御が終了してから算出されてもよい。つまり、減圧制御中に測定されたカフ圧信号が、脈波振幅と圧力変化特性の算出に用いられれば、これらの算出タイミングは問わない。

　［実施の形態３］
　次に、本発明の実施の形態３について説明する。

　上記実施の形態１，２では、脈波振幅の測定を行なう圧力制御（減圧制御）の期間中に、継続的にまたは断続的に、一定の容積変化を発生させた。これに対し、本実施の形態では、脈波振幅の測定を行なう圧力制御の期間とは異なる期間に、圧力変化特性を測定する。

　図１３は、本発明の実施の形態３における、脈波振幅および圧力変化特性の検出タイミングを示す図である。図１３には、時間軸に沿って、制御値としてのカフ圧が示されている。本実施の形態では、たとえば、加圧期間に、圧力変化特性を取得し、減圧期間に、脈波振幅を取得する。なお、加圧速度と減圧速度とは、同じであることが好ましい。

　以下に、実施の形態１と異なる部分のみ説明する。
　（ハードウェア構成について）
　図１４は、本発明の実施の形態３に係る血圧計１Ａのハードウェア構成を表わすブロック図である。なお、図４に示した構成と同じものには、図４と同一の符号を付してある。したがって、それらについての説明は繰返さない。

　図１４を参照して、本実施の形態におけるカフ２０は、血圧測定用の空気袋２１に加え、阻血用空気袋２１Ａを含む。阻血用空気袋２１Ａは、カフ２０が測定部位に装着された際に、空気袋２１よりも動脈の上流側に位置するように配置されている。

　一般的な血圧計に含まれているような、圧力センサ３２、発振回路３３、ポンプ５１、弁５２、ポンプ駆動回路５３および弁駆動回路５４を、第１の調整・検出ユニット３００と呼ぶとする。本実施の形態では、本体部１０は、第１の調整・検出ユニット３００と同一の構成を有する第２の調整・検出ユニット３００Ａをさらに含む。第２の調整・検出ユニット３００Ａは、圧力センサ３２Ａ、発振回路３３Ａ、ポンプ５１Ａ、弁５２Ａ、ポンプ駆動回路５３Ａおよび弁駆動回路５４Ａを含む。圧力センサ３２Ａ、ポンプ５１Ａおよび弁５２Ａは、阻血用空気袋２１Ａとエアチューブ３１Ａを介して接続される。なお、第２の調整・検出ユニット３００Ａに含まれる各部の動作は、第１の調整・検出ユニット３００に含まれた各部の動作と同様である。

　なお、本実施の形態では、カフ２０に、阻血用空気袋２１Ａを設けることとしたが、測定部位を阻血できればこれに限定されない。

　（機能構成について）
　図１５は、本発明の実施の形態３における血圧計１Ａの機能構成を示す機能ブロック図である。図１５にも、減圧測定方式の機能構成が示されている。なお、図５に示した機能ブロックと同様の処理を行なうものには同じ符号を付してある。したがって、それらについての説明は繰返さない。

　図１５を参照して、本実施の形態において、ＣＰＵ１００は、阻血処理部３０１を新たに含む。また、実施の形態１の発生処理部１０６および測定制御部１０８に代えて、それぞれ、発生処理部１０６Ｂおよび測定制御部１０８Ｂを含む。なお、本実施の形態では、加圧制御が、カフ２０内の圧力を特定方向（すなわち上昇方向）に変化させる制御を表わし、減圧制御が、カフ２０内の圧力を特定方向とは逆の方向（すなわち下降方向）に変化させる制御を表わしている。

　阻血処理部３０１は、加圧制御の期間にのみ、阻血用空気袋２１Ａを用いて測定部位を阻血する。阻血処理部３０１は、ポンプ駆動回路５３Ａ、弁駆動回路５４Ａおよび発振回路３３Ａと接続されている。発振回路３３Ａを介して空気袋２１Ａ内の圧力を検出しながらポンプ５１Ａを駆動させ、空気袋２１Ａ内の圧力の変動がなくなるとポンプ５１Ａの駆動を停止する。

　発生処理部１０６Ｂは、加圧制御の期間中、たとえば継続的に、一定の容積変化を発生させる。本実施の形態における容積変化の周期は、所定の周期であってよい。

　測定制御部１０８Ｂは、第１測定部３１０および第２測定部３１２を含む。第１測定部３１０は、加圧制御の期間中に出力されたカフ圧信号より、圧力変化特性を測定する。第２測定部３１２は、減圧制御の期間中に出力されたカフ圧信号より、脈波振幅を測定する。

　（動作について）
　図１６は、本発明の実施の形態３における血圧測定処理を示すフローチャートである。なお、図７のフローチャートと同様の処理については同じステップ番号を付してある。したがって、それらについての説明は繰返さない。

　図１６を参照して、図７のフローチャートと比較すると、最初にステップＳ２０２の処理が挿入され、ステップＳ２とステップＳ６との間に、ステップＳ４に代えて、ステップＳ２０６、Ｓ２０７およびＳ２０８の処理が挿入される。また、ステップＳ８とステップＳ１０との間に、ステップＳ２１０の処理が挿入される。また、ステップＳ１２およびステップＳ１４の処理に代えて、ステップＳ２１８およびステップＳ２２０の処理が実行される。

　本実施の形態では、加圧を開始する前に、阻血処理部３０１は、阻血用空気袋２１Ａを膨張させることで、空気袋２１による圧迫範囲である測定部位の血流を上流側にて阻血する処理を行なう（ステップＳ２０２）。これにより、空気袋２１には、動脈の内圧変化による脈波振幅が生じない。

　測定部位が阻血され、カフが加圧されると（ステップＳ２）、発生処理部１０６Ｂは、空気袋２１に一定の容積変化を発生させる（ステップＳ２０６）。加圧期間中、第１測定部３１０が、発振回路３３を介してカフ圧信号（カフ圧データ）を取得する（ステップＳ２０７）。そして、第１測定部３１０は、取得したカフ圧信号より、圧力変化特性を算出（取得）する（ステップＳ２０８）。本実施の形態では、加圧の際に空気袋２１の上流側が阻血されているため、取得されたカフ圧信号の振幅そのものを圧力変化特性として測定することができる。

　加圧が停止されると（ステップＳ８）、阻血処理部３０１は、阻血用空気袋２１Ａ内の空気を排気することで、阻血を終了する（ステップＳ２１０）。

　減圧が開始されると（ステップＳ１０）、通常の血圧測定処理と同様に、第２測定部３１２は、発振回路３３を介してカフ圧信号（カフ圧データ）すなわち圧脈波を取得する（ステップＳ２１８）。そして、取得した圧脈波の振幅（脈波振幅）を算出する（ステップＳ２２０）。本実施の形態では、減圧の際に、一定の容積変化は発生されないため、取得されたカフ圧信号が圧脈波を表わしている。

　本実施の形態において、ステップＳ１８，Ｓ２０では、補正処理部１１４が、ステップＳ２２０で算出された脈波振幅に基づいて包絡線を作成し、作成した包絡線を、ステップＳ２０８で算出された圧力変化特性を用いて補正する。補正の方法自体は、実施の形態１と同様である。

　なお、本実施の形態では、加圧制御および減圧制御中に、それぞれ、圧力変化特性（一定の容積変化に対する圧力変化の振幅）および脈波振幅を算出することとした。しかしながら、それぞれの制御中に検出されたカフ圧信号が、圧力変化特性および脈波振幅の算出に用いられれば、これらの算出タイミングは問わない。

　今回開示された実施の形態はすべての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は上記した説明ではなくて請求の範囲によって示され、請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。

　１，１Ａ　電子血圧計、１０　本体部、２０　カフ、２１　（血圧測定用）空気袋、２１Ａ　阻血用空気袋、３０　エア系、３１，３１Ａ　エアチューブ、３２，３２Ａ　圧力センサ、３３，３３Ａ　発振回路、４０　表示部、４１　操作部、４１Ａ　電源スイッチ、４１Ｂ　測定スイッチ、４１Ｃ　設定スイッチ、４１Ｄ　メモリスイッチ、４２　メモリ部、４３　フラッシュメモリ、４４　電源、４５　計時部、４６　データ入出力部、５０　調整ユニット、５１，５１Ａ　ポンプ、５２，５２Ａ　弁、５３，５３Ａ　ポンプ駆動回路、５４，５４Ａ　弁駆動回路、６０　発生ユニット、６１　シリンダ、６２　モータ、６３　モータ駆動回路、１００　ＣＰＵ、１０２　加圧制御部、１０４，１０４Ａ　減圧制御部、１０６，１０６Ａ，１０６Ｂ　発生処理部、１０８，１０８Ａ，１０８Ｂ　測定制御部、１１０　信号取得部、１１２　分離処理部、１１４　補正処理部、１１６　血圧算出部、１１８　出力処理部、１３２　記録媒体、２１０，３１０　第１測定部、２１２，３１２　第２測定部、３００，３００Ａ　調整・検出ユニット、３０１　阻血処理部。

Claims (8)

1. 　測定部位に巻き付けるためのカフ（２０）、
   　前記カフ内の圧力を調整するための圧力調整ユニット（５０）と、
   　前記カフ内の圧力を示すカフ圧信号を検出するための圧力センサ（３２）と、
   　前記カフ内に一定の容積変化を発生させるための発生ユニット（６０）と、
   　前記圧力調整ユニットの駆動を制御することにより、前記カフ内の圧力を特定方向に変化させるための第１の圧力制御を行なう第１の圧力制御部（１０４，１０４Ａ，１０２）と、
   　前記第１の圧力制御が行われている期間に、前記発生ユニットの駆動を制御することにより前記カフに一定の容積変化を与えるための処理を行なう発生処理部（１０６，１０６Ａ，１０６Ｂ）と、
   　前記発生処理部の処理が行なわれている際に得られる前記カフ圧信号より前記容積変化に対する圧力変化特性を測定し、かつ、前記カフ圧信号より脈波振幅を測定する制御を行なうための測定制御部（１０８，１０８Ａ，１０８Ｂ）と、
   　測定された前記圧力変化特性に基づいて、前記脈波振幅を補正するための補正処理部（１１４）と、
   　補正後の前記脈波振幅に基づいて、血圧値を算出するための血圧算出部（１１６）とを備える、電子血圧計。
2. 　前記発生処理部は、前記第１の圧力制御の期間中、継続的に、被測定者の心拍数の周期とは異なる周期で前記容積変化を発生させ、
   　前記測定制御部は、
   　前記第１の圧力制御の期間中に、時系列に前記カフ圧信号を取得するための取得部（１１０）と、
   　取得された前記カフ圧信号に対しフィルタ処理を実行することにより、前記脈波振幅と、前記圧力変化特性とに分離するための分離部（１１２）とを含む、請求の範囲第１項に記載の電子血圧計。
3. 　前記第１の圧力制御は、減圧制御であり、
   　前記心拍数は、前記減圧制御に移行する前の加圧制御中に、前記カフ圧信号に基づいて算出される、請求の範囲第２項に記載の電子血圧計。
4. 　前記発生処理部は、前記第１の圧力制御の期間中、一定の間隔で、前記容積変化を発生させ、
   　前記測定制御部は、
   　前記容積変化が前記カフに与えられている特定区間に出力された前記カフ圧信号より、前記圧力変化特性を測定するための第１の測定処理部（２１０）と、
   　前記第１の圧力制御の期間中であって前記特定区間以外の区間に出力された前記カフ圧信号より、前記脈波振幅を測定するための第２の測定処理部（２１２）とを含む、請求の範囲第１項に記載の電子血圧計。
5. 　前記第１の圧力制御部は、前記カフ内の圧力が同じ圧力値の場合に前記容積変化があるときとないときの前記カフ圧信号の振幅値を測定するために、段階的に前記第１の圧力制御を行なう、請求の範囲第４項に記載の電子血圧計。
6. 　前記発生処理部は、前記カフ圧信号の最大点から次の立ち上がり点までの区間に、前記容積変化を発生させる、請求の範囲第４項に記載の電子血圧計。
7. 　前記カフは、血圧測定用の流体袋（２１）と、前記流体袋よりも上流側に配置された阻血部（２１Ａ）とを含み、
   　前記カフ内の圧力を前記特定方向とは逆の方向に変化させるための第２の圧力制御を行なう第２の圧力制御部（１０４）と、
   　前記第１の圧力制御の期間にのみ、前記阻血部を用いて前記測定部位を阻血するための阻血処理部（３０１）とをさらに備え、
   　前記発生処理部は、前記第１の圧力制御の期間中、継続的に、前記容積変化を発生させ、
   　前記測定制御部は、
   　前記第１の圧力制御の期間中に出力された前記カフ圧信号より、前記圧力変化特性を測定するための第１の測定処理部（３１０）と、
   　前記第２の圧力制御の期間中に出力された前記カフ圧信号より、前記脈波振幅を測定するための第２の測定処理部（３１２）とを含む、請求の範囲第１項に記載の電子血圧計。
8. 　前記発生ユニットは、シリンダ（６１）と、前記シリンダを駆動させるための駆動部（６２）とを含む、請求の範囲第１項に記載の電子血圧計。

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