WO2014050297A1 - 血圧測定装置、脈波検出方法 - Google Patents

血圧測定装置、脈波検出方法 Download PDF

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pressure
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cuff
pulse wave
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広幸 木下
佐藤　博則
小椋　敏彦
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オムロンヘルスケア株式会社
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Definitions

  • the present invention relates to an oscillometric blood pressure measurement device and a pulse wave detection method.
  • an oscillometric blood pressure measurement apparatus As an apparatus for automatically measuring a blood pressure value of a living body, an oscillometric blood pressure measurement apparatus is known (see, for example, Patent Documents 1 to 3).
  • the oscillometric automatic blood pressure measuring device slowly changes the pressure (cuff pressure) applied to the living body by the cuff wound around a part of the living body at a predetermined speed, Detect pressure. Then, a pulse wave that is a pressure component superimposed on the cuff pressure in synchronization with the pulse of the living body is detected from the detected pressure in the cuff, and a blood pressure value of the living body is determined based on a change in the amplitude of the pulse wave. ing.
  • Patent Documents 1 and 2 describe an automatic blood pressure measurement device that detects a pulse wave through a cuff pressure detection signal through an analog high-pass filter or a digital high-pass filter, and calculates a blood pressure value based on the detected amplitude of the pulse wave. Yes.
  • this transient response period can be shortened to such an extent that the blood pressure measurement accuracy is not affected if a higher-order filter is used or if the filter is configured with a plurality of stages.
  • high-order filters and multi-stage filters are expensive.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and a blood pressure measurement device and a pulse wave detection method capable of measuring the blood pressure value with high accuracy by reducing the influence of the transient response of the filter with an inexpensive configuration.
  • the purpose is to provide.
  • a blood pressure measurement device includes a cuff attached to a measurement site of a living body, a compression pressure adjusting unit that changes a compression pressure applied to the measurement site by the cuff, and a cuff in the cuff during a change period of the compression pressure.
  • a cuff pressure detection unit that detects pressure and outputs an analog cuff pressure signal; and a pulse that detects a pulse wave that is a pressure component superimposed on the compression pressure in synchronization with the pulse of the living body from the cuff pressure signal.
  • a blood pressure determination unit that determines a measured blood pressure value using an amplitude value of the pulse wave detected by the pulse wave detection unit, wherein the pulse wave detection unit generates a high frequency signal from the cuff pressure signal.
  • An analog filter that extracts components, an A / D converter that digitally converts an output signal of the analog filter, a subtraction processor that performs a subtraction process on the output signal of the A / D converter, and a subtraction performed by the subtraction processor After processing A digital filter that performs a filtering process to extract a high-frequency component with respect to the subtracting unit, a time after a predetermined time elapses from an increase start time at which the compression pressure starts increasing.
  • the first signal which is a signal after passing through the A / D converter of the cuff pressure signal at the first time point, which is an arbitrary time point in between, is reduced from the increase in the compression pressure from the first time point.
  • a first subtraction process for subtracting the cuff pressure signal from the output signal after passing through the A / D converter until the decrease start time turning to, and a predetermined time elapse from the decrease start time to the decrease start time A second signal that is a signal after the cuff pressure signal has passed through the A / D converter at a second time point, which is an arbitrary time point between the second time point and the cuff pressure after the second time point. Said of the signal A second subtraction process of subtracting from the / D conversion unit output signal after passing through, and performs at least one of.
  • the pulse wave detection method of the present invention includes a compression pressure adjusting step for changing a compression pressure applied to the measurement site by a cuff attached to the measurement site of a living body, and an analog value for the pressure in the cuff during the change period of the compression pressure.
  • the pulse wave detection step includes: passing the cuff pressure signal through an analog filter to extract a high frequency component from the cuff pressure signal; converting the cuff pressure signal after passing through the analog filter into a digital signal; A subtraction process step for performing a subtraction process on the digital signal, and a digital filter process is performed on the signal after the process in the subtraction process step to generate a high frequency signal.
  • the subtracting step is an arbitrary time point between an increase start time at which the compression pressure starts increasing and a time point after a predetermined time elapses from the increase start time.
  • a first signal that is a signal after the cuff pressure signal has passed through the A / D converter at one time point is changed from the first time point to a decrease start time point when the compression pressure starts to increase to decrease.
  • a second signal that is a signal after the cuff pressure signal has passed through the A / D converter at a second time point, after the cuff pressure signal has passed through the A / D converter at the second time point. Subtract from output signal That the second subtraction processing, and performs at least one of.
  • a blood pressure measurement device and a pulse wave detection method capable of measuring a blood pressure value with high accuracy by converging the transient response of a filter at high speed at low cost.
  • FIG. 1 is an external view showing a schematic configuration of a blood pressure measurement device for explaining an embodiment of the present invention.
  • the figure which shows the cuff pressure signal detected by the cuff pressure detection part of the blood pressure measuring device 1 shown in FIG. 1, and the signal after analog HPF passage of the cuff pressure signal The figure which shows the signal after analog HPF of the blood-pressure measuring apparatus 1 shown in FIG.
  • FIG. 1 is an external view showing a schematic configuration of a blood pressure measurement device for explaining an embodiment of the present invention.
  • the blood pressure measurement device 1 includes a main body 10, a cuff 30 that can be wound around the upper arm of the person to be measured, and an air tube 40 that connects the main body 10 and the cuff 30.
  • the cuff 30 includes an air bag 31 (see FIG. 2), and the air tube 40 shown in FIG.
  • the cuff means a band-like or cylindrical structure having a lumen, and can be wound around a measurement target part (for example, an upper arm, a wrist, etc.) of a living body. It refers to what is used for blood pressure measurement by compressing the artery of the subject by injecting fluid into the lumen.
  • the cuff is a term indicating a concept including a fluid bag and a winding means for winding the fluid bag around a living body, and is sometimes called an armband.
  • the cuff 30 and the main body 10 are separate, but the cuff 30 may be integrated with the main body 10.
  • the main body 10 includes a display unit 19 configured by, for example, liquid crystal for displaying various information such as blood pressure values and pulse rates, and a plurality of switches 21A and 21B for receiving instructions from the user (measured person). , 21C, 21D.
  • a display unit 19 configured by, for example, liquid crystal for displaying various information such as blood pressure values and pulse rates, and a plurality of switches 21A and 21B for receiving instructions from the user (measured person). , 21C, 21D.
  • the operation unit 21 reads information such as blood pressure data stored in the measurement / stop switch 21 ⁇ / b> A and the main body unit 10, which receives an instruction to turn on or off the power supply and an instruction to start and end the measurement.
  • a memory switch 21B for receiving an instruction to display, and arrow switches 21C and 21D for receiving an instruction for raising and lowering a memory number at the time of information call are provided.
  • FIG. 2 is a diagram showing an internal configuration of the main body 10 in the blood pressure measurement device 1 shown in FIG.
  • the main body 10 includes a pressure sensor 11 connected to the air tube 40, a pump 12, an exhaust valve (hereinafter referred to as a valve) 13, a pulse wave detector 23, a pump drive circuit 15, a valve drive circuit 16, A power source 17 that supplies power to each part of the main body 10, a display 19, a control unit (CPU) 18 that performs overall control of the main body 10 and performs various arithmetic processes, an operation unit 21, a memory 22, Is provided.
  • a pressure sensor 11 connected to the air tube 40
  • a pump 12 an exhaust valve (hereinafter referred to as a valve) 13
  • a pulse wave detector 23 a pump drive circuit
  • a power source 17 that supplies power to each part of the main body 10
  • a display 19 a control unit (CPU) 18 that performs overall control of the main body 10 and performs various arithmetic processes
  • an operation unit 21, a memory 22, Is provided Is provided.
  • the pump 12 supplies air to the air bag 31 in order to increase the compression pressure (hereinafter also referred to as cuff pressure) to the measurement site by the cuff 30.
  • cuff pressure the compression pressure
  • the valve 13 is opened and closed to discharge or seal the air in the air bag 31.
  • the pump drive circuit 15 controls the drive of the pump 12 based on a control signal given from the CPU 18.
  • the valve drive circuit 16 performs opening / closing control of the valve 13 based on a control signal given from the CPU 18.
  • the pump 12, the valve 13, the pump drive circuit 15, and the valve drive circuit 16 constitute a compression pressure adjusting unit that changes the compression pressure applied to the measurement site by the cuff 30.
  • This compression pressure adjustment unit gradually increases the cuff pressure when the blood pressure measurement operation is started. When the cuff pressure reaches a pressure sufficiently higher than the maximum blood pressure, the compression pressure adjustment unit gradually decreases the cuff pressure. When the blood pressure measurement is completed, the valve 13 is opened to force the air in the air bag 31. Exhaust.
  • the pressure sensor 11 detects the pressure in the air bag 31 of the cuff 30 and outputs the detected pressure as an analog electric signal (cuff pressure signal).
  • the pulse wave detection unit 23 detects a pulse wave that is a pressure component superimposed on the cuff pressure in synchronization with the pulse of the living body from the cuff pressure signal that is an output signal of the pressure sensor 11.
  • the memory 22 includes a ROM (Read Only Memory) that stores a program and data for causing the CPU 18 to perform a predetermined operation, a RAM (Randam Access Memory) as a work memory, a flash memory that stores measured blood pressure data, and the like. including.
  • ROM Read Only Memory
  • RAM Random Access Memory
  • FIG. 3 is a diagram illustrating an internal configuration of the pulse wave detection unit 23 illustrated in FIG. 2 and a part of functional blocks configured by the CPU 18.
  • the pulse wave detector 23 includes a primary analog high-pass filter (HPF) 232, an A / D converter 233, a signal holding unit 234, a subtractor 235, and a primary digital high-pass filter 236.
  • HPF primary analog high-pass filter
  • the analog HPF 232 extracts a high frequency component from the cuff pressure signal detected by the pressure sensor 11 and outputs the high frequency component to the A / D converter 233.
  • the frequency of the pulse wave is about 1 Hz to 10 Hz.
  • the cutoff frequency of the analog HPF 232 is generally set to about 0.5 Hz.
  • the analog HPF 232 is a first-order filter, signal components near 0 Hz are not attenuated so much.
  • the output signal of the analog HPF 232 includes a low frequency component (hereinafter also referred to as a baseline component) corresponding to the fluctuation of the cuff pressure generated as a result of being controlled by the compression pressure adjustment unit.
  • the analog HPF 232 may be a band pass filter instead of a high pass filter.
  • a band pass filter When a band pass filter is used, it may have a characteristic of passing a signal in the range of about 0.5 Hz to about 10.5 Hz. Even when the band-pass filter is used, the signal component in the vicinity of 0 Hz is not attenuated, so that the low frequency component corresponding to the fluctuation of the cuff pressure remains.
  • the analog HPF 232 is not limited to a primary filter, but considering the manufacturing cost of the blood pressure measurement device 1, it is preferable to use an analog HPF 232 as low as possible.
  • the A / D converter 233 converts the output signal of the analog HPF 232 into a digital signal.
  • the digital HPF 236 is a primary filter that performs digital filter processing for extracting high-frequency components from the output signal output from the A / D converter 233.
  • the cutoff frequency of the digital HPF 236 is the same as that of the analog HPF 232.
  • the digital HPF 236 is not limited to a primary filter, but considering the manufacturing cost of the blood pressure measurement device 1, it is preferable to use a low-order one as much as possible.
  • FIG. 4B in FIG. 4 The output signal of the analog HPF 232 is as shown in FIG. 4B in FIG. 4, for example.
  • FIG. 4A in FIG. 4 indicates a cuff pressure signal detected by the pressure sensor 11.
  • the timing at which the cuff pressure changes rapidly in the example of FIG. 4, time 0 seconds, 9 seconds.
  • FIG. 5A in FIG. 5 shows the output signal waveform of the analog HPF 232 when the cuff pressure reduction start time in FIG. 4 is taken as the origin.
  • the waveform shown in FIG. 5A can be decomposed into a low-frequency component (baseline component) waveform (FIG. 5B in FIG. 5) corresponding to the cuff pressure fluctuation and a pulse wave waveform (FIG. 5C in FIG. 5).
  • the blood pressure measurement device 1 can shorten the transient response period in the digital HPF 236 by providing the signal holding unit 234 and the subtraction unit 235.
  • the signal holding unit 234 is detected by the pressure sensor 11 when the cuff pressure starts to increase, and the analog HPF 232 and the A / D conversion are detected.
  • the cuff pressure signal after passing through the section 233 is held.
  • the signal holding unit 234 is detected by the pressure sensor 11 at the time (transient response start time) after the time when the cuff pressure has changed from increase to decrease, and after passing through the analog HPF 232 and the A / D conversion unit 233. Holds the cuff pressure signal.
  • the subtraction unit 235 subtracts the output signal held in the signal holding unit 234 from the output signal of the A / D conversion unit 233, and inputs the output signal after the subtraction to the digital HPF 236.
  • the digital HPF 236 performs a filter operation represented by the following expression.
  • Y n a1 ⁇ (X n -X ini) + a2 ⁇ (X n-1 -X ini) + b1 ⁇ Y n-1 Y n : Output of digital HPF 236 at time n X n ⁇ X ini : Input of digital HPF 236 at time n X ini : Digital HPF input value at the start of cuff pressure increase or cuff pressure decrease (held by signal holding unit 234) Value) a1, a2, b1: Filter coefficients
  • the digital filter processing operation can be started after the input value of the digital HPF 236 at the timing when the cuff pressure changes greatly is set to zero.
  • the digital filter processing can be started in a state where the baseline component in the process of pressurizing the arm with the cuff (pressurization process) and the baseline component in the process of depressurizing the arm with the cuff (decompression process) are rapidly converged. It is possible to prevent a transient response from occurring in the digital HPF 236.
  • FIG. 6 is a diagram showing an output waveform after filtering by the digital HPF 236.
  • the transient response period from the start of increasing the cuff pressure and the transient response period from the start of decreasing cuff pressure can be shortened.
  • the CPU 18 functions as the blood pressure determination unit 181 by reading and executing a program stored in the memory 22.
  • the blood pressure determination unit 181 calculates the amplitude of the pulse wave from the output signal of the digital HPF 236 obtained in the pressurization process or the depressurization process, and determines the measured blood pressure value by a known method using this amplitude value.
  • the CPU 18 closes the valve 13, injects air into the cuff 30 by the pump 12, and starts pressurization by the cuff 30.
  • the cuff pressure signal (referred to as S1) detected by the pressure sensor 11 and converted into a digital signal is held in the signal holding unit 234.
  • the subtraction unit 235 starts a process of subtracting the cuff pressure signal S1 from the cuff pressure signal detected by the pressure sensor 11 after the start of pressurization and passed through the analog HPF 232 and the A / D conversion unit 233.
  • the cuff pressure signal is input to the digital HPF 236 and subjected to digital filtering.
  • the CPU 18 stops pressurization by the pump 12, gradually opens the valve 13 to exhaust the air bag 31, and starts to reduce the cuff pressure. .
  • the cuff pressure signal S1 held in the signal holding unit 234 is erased, detected by the pressure sensor 11 at the start of the pressure reduction, and converted into a cuff pressure signal (S2 and S2). Is held in the signal holding unit 234.
  • the subtraction unit 235 starts a process of subtracting the cuff pressure signal S2 from the cuff pressure signal detected by the pressure sensor 11 after the start of pressure reduction and passed through the analog HPF 232 and the A / D conversion unit 233.
  • the pressure signal is input to the digital HPF 236 and digitally filtered.
  • the CPU 18 calculates the amplitude of the pulse wave from the output signal of the digital HPF 236, and determines the measured blood pressure value by a known method using this amplitude value.
  • the CPU 18 opens the valve 13 and forcibly exhausts the air bag 31. Then, the CPU 18 displays the determined measured blood pressure value on the display unit 19 and ends the blood pressure measurement process.
  • the blood pressure measurement device 1 since the pulse wave is detected by the combination of the primary analog HPF 232 and the primary digital HPF 236, compared with the configuration in which the pulse wave is detected only by the analog HPF, the higher order This eliminates the need for a multi-stage filter and a multi-stage filter, thereby reducing the cost.
  • the range of the cuff pressure signal is narrowed by the analog HPF 232 as shown in FIG. 4B. For this reason, the resolution required for the A / D converter 233 can be lowered, and the cost can be reduced.
  • the blood pressure measurement device 1 even when a transient response occurs in the analog HPF 232, digital filter processing can be performed after the baseline component is converged by the subtractor 235. For this reason, the influence which the output of digital HPF236 receives by this transient response can be made small, and the calculation accuracy of the pulse wave amplitude can be improved and the blood pressure can be measured with high accuracy.
  • the effect of reducing the influence of this transient response can be realized only by providing the signal holding unit 234 and the subtracting unit 235. For this reason, the above-described effects can be obtained without much cost.
  • FIG. 7 shows the waveform of the baseline component (dashed line), the filter output waveform when this baseline component is directly input to the digital HPF 236 (dashed line), and the calculation start time (0 seconds on the horizontal axis) from the baseline component at each time.
  • the filter output waveform (solid line) when the waveform obtained by subtracting the value of the baseline component in () is input to the digital HPF 236 is shown.
  • the filter processing by the digital HPF 236 is stopped for a certain period from the start of pressurization and the start of decompression, and the digital value of the cuff pressure signal detected at that time is retained in the signal retaining unit 234 after the certain period has elapsed.
  • CPU23 can suppress the output fluctuation
  • the length of the predetermined period may be a time equal to or shorter than the time required for the output of the analog HPF 232 to converge with respect to the fluctuation of the cuff pressure (the transient response period of the analog HPF 232). As shown in FIG. 9, the effect is the same no matter what time the digital filter processing is started after the baseline component is stabilized.
  • the transient response period of the analog HPF 232 is usually a short time of less than 1 second, depending on the filter design. Therefore, the influence on the blood pressure measurement due to the inability to detect the pulse wave during this certain period can be minimized.
  • FIG. 10 is a diagram showing a modification of the pulse wave detector 23 and the CPU 18 shown in FIG.
  • FIG. 10 differs from FIG. 3 in that a pressure (decompression) speed calculation unit 182 and a subtraction unit 183 are added to the CPU 18.
  • the pressurization (decompression) speed calculation unit 182 and the subtraction unit 183 are functional blocks formed by the CPU 18 executing a program.
  • the subtraction unit 183 is provided for extracting a baseline component included in the output of the A / D conversion unit 233.
  • the output of the digital HPF 236 is a pulse wave component, and the output of the A / D converter 233 is the sum of the baseline component and the pulse wave component. For this reason, the subtraction unit 183 can extract the baseline component by subtracting the output signal (Yn) of the digital HPF 236 from the output signal (Xn) of the A / D conversion unit 233.
  • the subtracting unit 183 is equivalent to a first-order digital low-pass filter.
  • K is a system gain
  • ⁇ is a time constant
  • s is a Laplace operator
  • the transfer functions of the first-order low-pass filter and the first-order high-pass filter are H LPF (s) and H HPF (s), respectively,
  • H LPF (s) K / (1 + s ⁇ )
  • H HPF (s) Ks ⁇ / (1 + s ⁇ )
  • the pressurization (decompression) speed calculation unit 182 uses the data of the baseline component extracted by the subtraction unit 183 (the value at the time when the output value is stabilized excluding the data during the transient response period of the filter) to calculate the cuff pressure The increase rate or decrease rate of the is calculated.
  • FIG. 11 is a diagram showing the relationship between baseline component data (value when output is stable) and cuff pressure increase rate. This relationship also applies to the cuff pressure decreasing rate.
  • the baseline component data and the cuff pressure change rate are in a linear relationship. For this reason, the data shown in FIG. 11 is obtained in advance and stored in the memory 22. Then, the pressurization (decompression) speed calculation unit 182 calculates the current increase or decrease rate of the cuff pressure from the output signal of the subtraction unit 183 and the data shown in FIG.
  • the pressurization (decompression) speed calculation unit 182 can calculate the change speed of the cuff pressure. For this reason, for example, when the speed is not constant, the CPU 18 can perform feedback control so that the speed is constant, and blood pressure measurement accuracy can be improved.
  • the analog HPF 232 since the analog HPF 232 is used as a primary filter, a baseline component remains in the output signal of the analog HPF 232.
  • the baseline component can be extracted by the subtracting unit 237, and the baseline component can be converted into a cuff pressure changing speed to improve blood pressure measurement accuracy.
  • the analog HPF 232 it is preferable that the analog HPF 232 be low-order so that the baseline component remains.
  • the signal holding unit 234 and the subtraction are performed during the cuff pressure increase period.
  • the operations of the processing unit 235 and the digital HPF 236 may be stopped. Then, at the time when the cuff pressure decrease period starts or after a certain period of time has elapsed from that time, the cuff pressure signal at that time is held in the signal holding unit 234, and the operations of the subtraction processing unit 235 and the digital HPF 236 are started. You can do it.
  • the signal holding unit is used during the decrease period of the cuff pressure.
  • the operations of the H.234, the subtraction processing unit 235, and the digital HPF 236 may be stopped.
  • the disclosed blood pressure measurement device includes a cuff attached to a measurement site of a living body, a compression pressure adjustment unit that changes a compression pressure applied to the measurement site by the cuff, and a cuff in the cuff during a change period of the compression pressure.
  • a cuff pressure detection unit that detects pressure and outputs an analog cuff pressure signal; and a pulse that detects a pulse wave that is a pressure component superimposed on the compression pressure in synchronization with the pulse of the living body from the cuff pressure signal.
  • a blood pressure determination unit that determines a measured blood pressure value using an amplitude value of the pulse wave detected by the pulse wave detection unit, wherein the pulse wave detection unit generates a high frequency signal from the cuff pressure signal.
  • An analog filter that extracts components an A / D converter that digitally converts an output signal of the analog filter, a subtraction processor that performs a subtraction process on the output signal of the A / D converter, and a subtraction performed by the subtraction processor
  • the subtraction processing unit is configured to increase the compression pressure after a predetermined time elapses from an increase start time at which the compression pressure starts to increase.
  • a first signal that is a signal after passing through the A / D converter of the cuff pressure signal at a first time point that is an arbitrary time point between the time point and the compression pressure is increased from the first time point.
  • a first subtraction process for subtracting the output signal after passing through the A / D converter of the cuff pressure signal until a decrease start time at which the decrease starts, and a predetermined time from the decrease start time to the decrease start time A second signal that is a signal after the cuff pressure signal has passed through the A / D converter at a second time point that is an arbitrary time point between the time point and the time point after the lapse of time is represented as the cuff pressure value after the second time point.
  • the first time point is a time point after the increase start time point
  • the second time point is a time point after the decrease start time point
  • the first time point is the increase start time point
  • the second time point is the decrease start time point
  • the disclosed blood pressure measurement device is configured such that the digital signal corresponding to the cuff pressure signal detected at an arbitrary time from the output signal of the A / D converter corresponding to the cuff pressure signal detected at an arbitrary time.
  • a subtracting unit that subtracts the output signal of the filter, and a change rate calculating unit that calculates the change rate of the compression pressure using the output signal of the subtracting unit.
  • the analog filter is a primary low-pass or band-pass filter
  • the digital filter is a primary low-pass or band-pass filter
  • the predetermined time is shorter than the transient response period of the analog filter.
  • the disclosed pulse wave extraction method includes: a compression pressure adjustment step for changing a compression pressure applied to the measurement site by a cuff attached to a measurement site of a living body; and an analog value for the pressure in the cuff during the change period of the compression pressure.
  • the pulse wave detecting step includes: passing the cuff pressure signal through an analog filter to extract a high frequency component from the cuff pressure signal; converting the cuff pressure signal after passing through the analog filter into a digital signal; A subtraction processing step for performing subtraction processing on the digital signal, and a digital filter processing is performed on the signal after the processing by the subtraction processing step to generate a high frequency signal. Extracting the minute, and the subtracting step is an arbitrary time point between an increase start point at which the compression pressure starts increasing and a point after a predetermined time elapses from the increase start point.
  • the first signal which is the signal after passing the A / D converter of the cuff pressure signal at the first time point, is between the first time point and the decrease start time point when the compression pressure turns from increasing to decreasing.
  • the present invention can be applied to a blood pressure monitor for home use, for example, and can be useful for user health management.
  • Blood Pressure Measurement Device 10 Main Body 30 Cuff 18 CPU 23 Pulse wave detection unit 232 Primary analog high pass filter 233 A / D conversion unit 234 Signal holding unit 235 Subtraction unit 236 Primary digital high pass filter 237 Subtraction unit 181 Blood pressure determination unit 182 Pressurization (decompression) speed calculation unit

Abstract

　血圧測定装置１は、カフ３０内の圧力を検出してカフ圧信号を出力する圧力センサ１１と、カフ圧信号から脈波を検出する脈波検出部２３とを備える。脈波検出部２３は、カフ圧信号から高周波成分を抽出するアナログＨＰＦ２３２と、Ａ／Ｄ変換部２３３と、圧迫圧力が増加から減少に転じた時点で検出されたカフ圧信号のＡ／Ｄ変換後の信号を保持する信号保持部２３４と、Ａ／Ｄ変換部２３３の出力信号から信号保持部２３４により保持された信号を減算する減算部２３５と、減算部２３５の出力信号から高周波成分を抽出するデジタルＨＰＦ２３６とを含む。

Description

血圧測定装置、脈波検出方法
　本発明は、オシロメトリック式の血圧測定装置、脈波検出方法に関する。
　生体の血圧値を自動的に測定する装置として、オシロメトリック式の血圧測定装置が知られている（例えば特許文献１～３参照）。
　オシロメトリック式の自動血圧測定装置は、生体の一部に巻回されるカフによる生体への圧迫圧力（カフ圧）を所定速度で緩やかに変化させると共に、この圧迫圧力の変化期間におけるカフ内の圧力を検出する。そして、検出したカフ内の圧力から、生体の脈拍に同期してカフ圧に重畳される圧力成分である脈波を検出し、その脈波の振幅の変化に基づいて生体の血圧値を決定している。
　特許文献１，２には、カフの圧力検出信号をアナログハイパスフィルタ又はデジタルハイパスフィルタを通して脈波を検出し、検出した脈波の振幅に基づいて血圧値を算出する自動血圧測定装置が記載されている。
　このような自動血圧測定装置では、カフ圧を増加させる段階から減少させる段階に変化させる過程でカフの圧力検出信号に急激な変化が生じる。このため、特許文献１，２においては、この変化によってアナログハイパスフィルタ又はデジタルハイパスフィルタの出力に過渡応答期間が生じ、過渡応答期間中は、脈波の振幅を正確に検出することができない。
　なお、この過渡応答期間は、フィルタとして高次のものを用いたり、フィルタを複数の段数で構成したりすれば、血圧測定精度に影響がない程度に短くすることができる。しかし、高次のフィルタや複数段のフィルタはコストが高くつく。
　そこで、この過渡応答による血圧測定精度の低下や血圧測定速度の低下を防ぐために、特許文献３では、カフ圧の増加から減少の切り替わりにおいてデジタルハイパスフィルタで発生する過渡応答期間を、ランプ信号を当該フィルタに入力することで当該フィルタをリセットして無くしている。
日本国特開２００３－７０７５５号公報 日本国特開平４－３６４８２７号公報 日本国特表２００２－５３２１２０号公報
　しかしながら、特許文献３に記載の方法は、ランプ信号を生成する必要があるため、過渡応答による影響を容易には排除することができない。
　本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、フィルタの過渡応答の影響を安価な構成により軽減して血圧値の測定を高精度に行うことが可能な血圧測定装置及び脈波検出方法を提供することを目的とする。
　本発明の血圧測定装置は、生体の測定部位に装着されるカフと、前記カフによる前記測定部位への圧迫圧力を変化させる圧迫圧力調整部と、前記圧迫圧力の変化期間中における前記カフ内の圧力を検出してアナログのカフ圧信号を出力するカフ圧検出部と、前記カフ圧信号から、前記生体の脈拍に同期して前記圧迫圧力に重畳される圧力成分である脈波を検出する脈波検出部と、前記脈波検出部により検出された脈波の振幅値を利用して測定血圧値を決定する血圧決定部と、を備え、前記脈波検出部は、前記カフ圧信号から高周波成分を抽出するアナログフィルタと、前記アナログフィルタの出力信号をデジタル変換するＡ／Ｄ変換部と、前記Ａ／Ｄ変換部の出力信号に減算処理を施す減算処理部と、前記減算処理部による減算処理後の信号に対して高周波成分を抽出するフィルタ処理を施すデジタルフィルタと、を含み、前記減算処理部は、前記圧迫圧力が増加を開始する増加開始時点から当該増加開始時点の予め決めた時間経過後の時点までの間の任意の時点である第一の時点における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の信号である第一の信号を、前記第一の時点から前記圧迫圧力が増加から減少に転じる減少開始時点までの間における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の出力信号から減算する第一の減算処理と、前記減少開始時点から当該減少開始時点の予め決めた時間経過後の時点までの間の任意の時点である第二の時点における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の信号である第二の信号を、前記第二の時点以降における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の出力信号から減算する第二の減算処理と、の少なくとも一方を行うものである。
　本発明の脈波検出方法は、生体の測定部位に装着されるカフによる前記測定部位への圧迫圧力を変化させる圧迫圧力調整ステップと、前記圧迫圧力の変化期間中における前記カフ内の圧力をアナログのカフ圧信号として検出するカフ圧検出ステップと、前記生体の脈拍に同期して前記圧迫圧力に重畳される圧力成分である脈波を前記カフ圧信号から検出する脈波検出ステップと、を備え、前記脈波検出ステップは、前記カフ圧信号をアナログフィルタに通して前記カフ圧信号から高周波成分を抽出するステップと、前記アナログフィルタ通過後のカフ圧信号をデジタル信号に変換するステップと、前記デジタル信号に減算処理を施す減算処理ステップと、前記減算処理ステップによる処理後の信号にデジタルフィルタ処理を施して高周波成分を抽出するステップと、を含み、前記減算処理ステップでは、前記圧迫圧力が増加を開始する増加開始時点から当該増加開始時点の予め決めた時間経過後の時点までの間の任意の時点である第一の時点における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の信号である第一の信号を、前記第一の時点から前記圧迫圧力が増加から減少に転じる減少開始時点までの間における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の出力信号から減算する第一の減算処理と、前記減少開始時点から当該減少開始時点の予め決めた時間経過後の時点までの間の任意の時点である第二の時点における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の信号である第二の信号を、前記第二の時点以降における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の出力信号から減算する第二の減算処理と、の少なくとも一方を行うものである。
　本発明によれば、フィルタの過渡応答を低コストで高速に収束させて血圧値の測定を高精度に行うことが可能な血圧測定装置及び脈波検出方法を提供することができる。
本発明の一実施形態を説明するための血圧測定装置の概略構成を示す外観図 図１に示す血圧測定装置１における本体部１０の内部構成を示す図 図２に示す脈波検出部２３の内部構成と、ＣＰＵ１８によって構成される機能ブロックの一部とを示す図 図１に示す血圧測定装置１のカフ圧検出部により検出されるカフ圧信号とそのカフ圧信号のアナログＨＰＦ通過後の信号とを示す図 図１に示す血圧測定装置１のアナログＨＰＦ通過後の信号を示す図 デジタルＨＰＦ２３６によるフィルタ処理後の出力波形を示す図 減算部２３５による処理後のデジタルＨＰＦ２３６の出力を示す図 デジタルＨＰＦ２３６を一定時間停止させたときの効果を説明する図 デジタルＨＰＦ２３６を一定時間停止させたときの効果を説明する図 図３に示した脈波検出部２３とＣＰＵ１８の変形例を示す図 基線成分のデータ（出力が安定したときの値）とカフ圧の増加速度との関係を示す図
　以下、本発明の実施形態について図面を参照して説明する。
　図１は、本発明の一実施形態を説明するための血圧測定装置の概略構成を示す外観図である。
　血圧測定装置１は、本体部１０と、被測定者の上腕に巻付け可能なカフ３０と、本体部１０とカフ３０を接続するエアチューブ４０とを備える。カフ３０は空気袋３１（図２参照）を含んでおり、この空気袋３１に図１に示したエアチューブ４０が接続されている。
　本明細書においてカフとは、内腔を有する帯状又は筒状の構造物であって、生体の被測定部位（例えば上腕や手首等）に巻き付けが可能なものを意味し、気体や液体等の流体を内腔に注入することによって被測定者の動脈を圧迫して血圧測定に利用されるもののことを指す。
　カフは、流体袋とこの流体袋を生体に巻き付けるための巻付手段とを含めた概念を示す言葉であり、腕帯と呼ばれることもある。図１の例では、カフ３０と本体部１０が別体となっているが、カフ３０が本体部１０と一体化されたものであってもよい。
　本体部１０は、血圧値及び脈拍数等の各種情報を表示するための例えば液晶等により構成される表示部１９と、ユーザ（被測定者）からの指示を受付けるための複数のスイッチ２１Ａ，２１Ｂ，２１Ｃ，２１Ｄを含む操作部２１とを備える。
　操作部２１は、電源をＯＮ又はＯＦＦするための指示の入力と測定開始及び終了の指示を受付ける測定／停止スイッチ２１Ａ、本体部１０に記憶された血圧データ等の情報を読み出し、表示部１９に表示する指示を受付けるためのメモリスイッチ２１Ｂ、及び、情報呼び出しの際のメモリ番号の上げ下げの指示を受付けるための矢印スイッチ２１Ｃ，２１Ｄ等を備える。
　図２は、図１に示す血圧測定装置１における本体部１０の内部構成を示す図である。
　本体部１０は、エアチューブ４０と接続される圧力センサ１１、ポンプ１２、及び排気弁（以下、弁という）１３と、脈波検出部２３と、ポンプ駆動回路１５と、弁駆動回路１６と、本体部１０の各部に電力を供給する電源１７と、表示部１９と、本体部１０全体を統括制御すると共に各種の演算処理を行う制御部（ＣＰＵ）１８と、操作部２１と、メモリ２２とを備える。
　ポンプ１２は、カフ３０による被測定部位への圧迫圧力（以下、カフ圧ともいう）を増加させるために、空気袋３１に空気を供給する。
　弁１３は、空気袋３１内の空気を排出又は封入するために開閉される。
　ポンプ駆動回路１５は、ポンプ１２の駆動をＣＰＵ１８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１６は、弁１３の開閉制御をＣＰＵ１８から与えられる制御信号に基づいて行う。
　ポンプ１２、弁１３、ポンプ駆動回路１５、及び弁駆動回路１６により、カフ３０による被測定部位への圧迫圧力を変化させる圧迫圧力調整部が構成される。
　この圧迫圧力調整部は、血圧測定動作を開始すると、カフ圧を徐々に増加させていく。圧迫圧力調整部は、カフ圧が最高血圧よりも十分に高い圧力に到達すると、カフ圧を徐々に減少させていき、血圧測定が完了すると、弁１３を開いて空気袋３１内の空気を強制排気する。
　圧力センサ１１は、カフ３０の空気袋３１内の圧力を検出し、検出した圧力をアナログの電気信号（カフ圧信号）として出力する。
　脈波検出部２３は、圧力センサ１１の出力信号であるカフ圧信号から、生体の脈拍に同期してカフ圧に重畳される圧力成分である脈波を検出する。
　メモリ２２は、ＣＰＵ１８に所定の動作をさせるためのプログラムやデータを記憶するＲＯＭ（Ｒｅａｄ　Ｏｎｌｙ　Ｍｅｍｏｒｙ）と、ワークメモリとしてのＲＡＭ（Ｒａｎｄａｍ　Ａｃｃｅｓｓ　Ｍｅｍｏｒｙ）と、測定した血圧データ等を格納するフラッシュメモリとを含む。
　図３は、図２に示す脈波検出部２３の内部構成と、ＣＰＵ１８によって構成される機能ブロックの一部とを示す図である。
　脈波検出部２３は、１次のアナログハイパスフィルタ（ＨＰＦ）２３２と、Ａ／Ｄ変換部２３３と、信号保持部２３４と、減算部２３５と、１次のデジタルハイパスフィルタ２３６と、を備える。
　アナログＨＰＦ２３２は、圧力センサ１１によって検出されたカフ圧信号から高周波成分を抽出してＡ／Ｄ変換部２３３に出力する。
　脈波の周波数は１Ｈｚ～１０Ｈｚ程度である。このため、アナログＨＰＦ２３２の遮断周波数は一般的に０．５Ｈｚ程度に設定される。
　アナログＨＰＦ２３２は１次のフィルタであるため、０Ｈｚ近傍の信号成分はあまり減衰されない。この結果、アナログＨＰＦ２３２の出力信号には、圧迫圧力調整部によって制御された結果生じるカフ圧の変動に相当する低周波成分（以下、基線成分ともいう）が含まれることになる。
　なお、アナログＨＰＦ２３２は、ハイパスフィルタではなくバンドパスフィルタとしてもよい。
　バンドパスフィルタにした場合は、０．５Ｈｚ程度～１０．５Ｈｚ程度の範囲の信号を通過する特性を持つものとすればよい。バンドパスフィルタにした場合でも、０Ｈｚ近傍の信号成分は減衰されないため、カフ圧の変動に相当する低周波成分は残ることになる。
　アナログＨＰＦ２３２は、１次のフィルタに限られないが、血圧測定装置１の製造コストを考えると、できるだけ低次のものを用いることが好ましい。
　Ａ／Ｄ変換部２３３は、アナログＨＰＦ２３２の出力信号をデジタル信号に変換する。
　デジタルＨＰＦ２３６は、Ａ／Ｄ変換部２３３から出力された出力信号から高周波成分を抽出するデジタルフィルタ処理を行う１次のフィルタである。デジタルＨＰＦ２３６の遮断周波数は、アナログＨＰＦ２３２と同じとしている。
　デジタルＨＰＦ２３６は、１次のフィルタに限られないが、血圧測定装置１の製造コストを考えると、できるだけ低次のものを用いることが好ましい。
　アナログＨＰＦ２３２の出力信号は、例えば図４のＦＩＧ４Ｂに示すようになる。なお、図４のＦＩＧ４Ａは圧力センサ１１により検出されたカフ圧信号を示している。
　ＦＩＧ４Ｂに示すように、アナログＨＰＦ２３２の出力信号は、カフ圧の変動に相当する低周波成分を含むため、カフ圧が急減に変化するタイミング（図４の例では、時刻０秒，９秒）から所定期間、フィルタの出力がおおきく変動する過渡応答期間が発生する。
　図５のＦＩＧ５Ａは、図４におけるカフ圧の減圧開始時刻を原点にとったときのアナログＨＰＦ２３２の出力信号波形を示している。ＦＩＧ５Ａに示した波形は、カフ圧の変動に相当する低周波成分（基線成分）の波形（図５のＦＩＧ５Ｂ）と、脈波の波形（図５のＦＩＧ５Ｃ）とに分解することができる。
　ここで、ＦＩＧ５Ｂに示す低周波の基線成分の波形がデジタルＨＰＦ２３６に入力されると、アナログＨＰＦ２３２のときと同様に、デジタルＨＰＦ２３６において過渡応答が発生する。このため、過渡応答中は脈波の振幅を精度良く検出することができなくなる。
　そこで、血圧測定装置１は、信号保持部２３４と減算部２３５を設けることにより、デジタルＨＰＦ２３６における過渡応答期間を短くすることを可能にしている。
　信号保持部２３４は、カフ圧が増加を開始してからカフ圧が減少に転じるまでの期間中は、カフ圧の増加が開始した時点で圧力センサ１１により検出され、アナログＨＰＦ２３２及びＡ／Ｄ変換部２３３を通過後のカフ圧信号を保持する。また、信号保持部２３４は、カフ圧が増加から減少に転じた時点以降は、当該時点（過渡応答開始時点）で圧力センサ１１により検出され、アナログＨＰＦ２３２及びＡ／Ｄ変換部２３３を通過後のカフ圧信号を保持する。
　減算部２３５は、Ａ／Ｄ変換部２３３の出力信号から、信号保持部２３４に保持された出力信号を減算し、減算後の出力信号をデジタルＨＰＦ２３６に入力する。
　減算部２３５が設けられていることにより、デジタルＨＰＦ２３６は、以下の式で示されるフィルタ演算を行うことになる。
　Ｙｎ＝ａ１×（Ｘｎ－Ｘｉｎｉ）＋ａ２×（Ｘｎ－１－Ｘｉｎｉ）＋ｂ１×Ｙｎ－１
　Ｙｎ：時刻ｎにおけるデジタルＨＰＦ２３６の出力
　Ｘｎ－Ｘｉｎｉ：時刻ｎにおけるデジタルＨＰＦ２３６の入力
　Ｘｉｎｉ：カフ圧増加開始時点又はカフ圧減少開始時点におけるデジタルＨＰＦ入力値（信号保持部２３４で保持された値）
　ａ１，ａ２，ｂ１：フィルタ係数
　このようにすることで、カフ圧が大きく変化するタイミングでのデジタルＨＰＦ２３６の入力値を０にした上でデジタルフィルタ処理の演算を開始することができる。
　つまり、カフによって腕を加圧する過程（加圧過程）における基線成分と、カフによって腕を減圧する過程（減圧過程）における基線成分を急激に収束させた状態で、デジタルフィルタ処理を開始することができ、デジタルＨＰＦ２３６において過渡応答が発生するのを防ぐことができる。
　図６は、デジタルＨＰＦ２３６によるフィルタ処理後の出力波形を示す図である。
　図６において実線で示す波形は、Ａ／Ｄ変換部２３３の出力信号をデジタルＨＰＦ２３６に直接入力した（上記式においてＸｉｎｉ＝０とした）場合の波形である。図６において破線で示す波形は、Ａ／Ｄ変換部２３３の出力信号を減算部２３５で減算後にデジタルＨＰＦ２３６に入力した場合の波形である。
　図６に示したように、減算部２３５によって減算処理を行うことで、カフ圧の増加開始からの過渡応答期間と、カフ圧の減少開始からの過渡応答期間をそれぞれ短くすることができる。
　ＣＰＵ１８は、メモリ２２に記憶されるプログラムを読み出して実行することで血圧決定部１８１として機能する。
　血圧決定部１８１は、加圧過程又は減圧過程で得られるデジタルＨＰＦ２３６の出力信号から、脈波の振幅を算出し、この振幅値を利用して周知の方法により測定血圧値を決定する。
　以上のように構成された血圧測定装置１の動作について説明する。
　測定／停止スイッチ２１Ａが押されて血圧の測定開始が指示されると、ＣＰＵ１８は、弁１３を閉鎖し、ポンプ１２によりカフ３０に空気を注入してカフ３０による加圧を開始する。加圧開始時点で、圧力センサ１１により検出されてデジタル変換された後のカフ圧信号（Ｓ１とする）が信号保持部２３４に保持される。
　そして、減算部２３５が、加圧開始以降に圧力センサ１１により検出され、アナログＨＰＦ２３２及びＡ／Ｄ変換部２３３を通過したカフ圧信号からカフ圧信号Ｓ１を減算する処理を開始し、減算後のカフ圧信号がデジタルＨＰＦ２３６に入力されてデジタルフィルタ処理される。
　カフ圧が最高血圧よりも十分に高い値に達すると、ＣＰＵ１８は、ポンプ１２による加圧を停止し、弁１３を徐々に開放して空気袋３１の排気を行ってカフ圧の減圧を開始する。
　カフ圧の減圧が開始されると、信号保持部２３４に保持されているカフ圧信号Ｓ1が消去され、減圧開始時点で圧力センサ１１により検出され、デジタル変換された後のカフ圧信号（Ｓ２とする）が信号保持部２３４に保持される。
　そして、減算部２３５が、減圧開始以降に圧力センサ１１により検出され、アナログＨＰＦ２３２及びＡ／Ｄ変換部２３３を通過したカフ圧信号からカフ圧信号Ｓ２を減算する処理を開始し、減算後のカフ圧信号がデジタルＨＰＦ２３６に入力されてデジタルフィルタ処理される。
　以上のような動作により、図６の破線で示したような信号波形がデジタルＨＰＦ２３６から出力される。
　ＣＰＵ１８は、デジタルＨＰＦ２３６の出力信号から脈波の振幅を算出し、この振幅値を利用して周知の方法により測定血圧値を決定する。
　測定血圧値を決定すると、ＣＰＵ１８は、弁１３を開放して空気袋３１の強制排気を行う。そして、ＣＰＵ１８は、決定した測定血圧値を表示部１９に表示させて、血圧測定処理を終了する。
　以上のように、血圧測定装置１によれば、１次のアナログＨＰＦ２３２と１次のデジタルＨＰＦ２３６の組み合わせによって脈波を検出するため、アナログＨＰＦのみで脈波を検出する構成と比較すると、高次のフィルタや複数段のフィルタが不要となり、コストを下げることができる。
　また、デジタルＨＰＦのみで脈波を検出する構成では、カフ圧の変動に伴って０～３００ｍｍＨｇ程度まで変化するカフ圧信号をＡ／Ｄ変換した後で、数ｍｍＨｇの脈波成分を検出することになる。このため、Ａ／Ｄ変換の分解能を高くする必要があり、高コストになる。
　これに対し、血圧測定装置１によれば、アナログＨＰＦ２３２によって、ＦＩＧ４Ｂに示すようにカフ圧信号のレンジが狭くなる。このため、Ａ／Ｄ変換部２３３に要求される分解能を低くすることができ、コストを低減することができる。
　また、血圧測定装置１によれば、アナログＨＰＦ２３２において過渡応答が生じた場合でも、減算部２３５によって基線成分を収束させた上でデジタルフィルタ処理を行うことができる。このため、デジタルＨＰＦ２３６の出力がこの過渡応答によって受ける影響を軽微なものにすることができ、脈波振幅の算出精度を向上させて、高精度の血圧測定が可能になる。
　また、この過渡応答の影響を軽減できるという効果を、信号保持部２３４と減算部２３５を設けるだけで実現することができる。このため、コストをそれほどかけることなく、上述した効果を得ることができる。
　なお、減算部２３５による減算処理を行っても、デジタルフィルタの過渡応答は多少残る。
　図７には、基線成分の波形（破線）と、この基線成分をデジタルＨＰＦ２３６に直接入力したときのフィルタ出力波形（一点鎖線）と、各時刻における基線成分から演算開始時刻（横軸の０秒）における基線成分の値を減算した波形をデジタルＨＰＦ２３６に入力したときのフィルタ出力波形（実線）とを示した。
　図７に示すように、減算処理を行った場合でも、デジタルＨＰＦ２３６の出力は僅かに変動する。
　そこで、図８に示すように、０～０．４秒まではデジタルフィルタ処理を行わず、時刻＝０．４秒の時点で入力値を０にした上でデジタルフィルタ処理を開始するようにすると、デジタルＨＰＦ２３６の出力変動を抑制することができる。
　また、図９に示すように、０～０．８秒まではデジタルフィルタ処理を行わず、時刻＝０．８秒の時点で入力値を０にした上でデジタルフィルタ処理を開始するようにすると、デジタルＨＰＦ２３６の出力変動を更に抑制することができる。
　つまり、加圧開始及び減圧開始から一定期間はデジタルＨＰＦ２３６によるフィルタ処理を停止し、一定期間経過後に、その時点で検出されたカフ圧信号のデジタル値を信号保持部２３４に保持する。そして、ＣＰＵ２３は、その時点以降に検出されたカフ圧信号に対して減算処理を行った後にデジタルフィルタ処理を行うことで、基線成分によるデジタルＨＰＦ２３６の出力変動を抑えることができ、血圧測定精度を向上させることができる。
　なお、上記一定期間中は、省電力化のために、信号保持部２３４及び減算器２３５も停止させておくことが好ましい。
　また、上記一定期間の長さは、カフ圧の変動に対するアナログＨＰＦ２３２の出力が収束するまでに要する時間（アナログＨＰＦ２３２の過渡応答期間）以下の時間であればよい。図９に示すように、基線成分が安定してからはどの時刻でデジタルフィルタ処理を開始しても、効果は同じためである。
　アナログＨＰＦ２３２の過渡応答期間は、フィルタの設計にもよるが、通常１秒未満の僅かな時間である。したがって、この一定期間中に脈波の検出を行うことができなくなることによる血圧測定への影響は軽微なものにすることができる。
　図１０は、図３に示した脈波検出部２３とＣＰＵ１８の変形例を示す図である。
　図１０は、ＣＰＵ１８に加圧（減圧）速度算出部１８２と減算部１８３を追加した点が図３とは異なる。
　加圧（減圧）速度算出部１８２と減算部１８３は、ＣＰＵ１８がプログラムを実行することによって形成される機能ブロックである。
　減算部１８３は、Ａ／Ｄ変換部２３３の出力に含まれる基線成分を抽出するために設けられている。
　デジタルＨＰＦ２３６の出力は脈波成分であり、Ａ／Ｄ変換部２３３の出力は基線成分と脈波成分の和である。このため、減算部１８３は、Ａ／Ｄ変換部２３３の出力信号（Ｘｎ）からデジタルＨＰＦ２３６の出力信号（Ｙｎ）を減算することで、基線成分を抽出することができる。
　つまり、この減算部１８３は、１次のデジタルローパスフィルタと等価となる。
　これは、Ｋをシステムゲインとし、τを時定数とし、ｓをラプラス演算子とし、１次ローパスフィルタと１次ハイパスフィルタの伝達関数をそれぞれＨＬＰＦ（ｓ）、ＨＨＰＦ（ｓ）とすると、
　ＨＬＰＦ（ｓ）＝Ｋ／（１＋ｓτ）
　ＨＨＰＦ（ｓ）＝Ｋｓτ／（１＋ｓτ）
　となり、Ｋ＝１のときに、１次ハイパスフィルタの入力（＝１）から出力を差し引くと以下のようになることからも分かる。
　１－ＨＨＰＦ（ｓ）＝１－｛ｓτ／（１＋ｓτ）｝＝１／（１＋ｓτ）＝ＨＬＰＦ（ｓ）
　加圧（減圧）速度算出部１８２は、減算部１８３によって抽出された基線成分のデータ（フィルタの過渡応答期間中のデータを除く、出力値が安定した時点での値）を用いて、カフ圧の増加速度又は減少速度を算出する。
　図１１は、基線成分のデータ（出力が安定したときの値）とカフ圧の増加速度との関係を示す図である。なお、この関係は、カフ圧の減少速度についても同様となる。
　図１１に示すように、基線成分のデータとカフ圧の変化速度とは線形の関係にある。このため、図１１に示すデータを予め求めておき、メモリ２２に記憶しておく。そして、加圧（減圧）速度算出部１８２は、減算部１８３の出力信号と、図１１に示すデータとから、現時点でのカフ圧の増加又は減少速度を算出する。
　オシロメトリック法の血圧測定においては、腕の圧迫圧力を一定の速度で増加又は減少させることが、血圧測定精度向上のうえで好ましい。
　図１１に示す構成によれば、加圧（減圧）速度算出部１８２によってカフ圧の変化速度を算出することができる。このため、例えば、速度が一定になっていない場合には、ＣＰＵ１８によって速度が一定となるようにフィードバック制御を行うことができ、血圧測定精度を向上させることができる。
　本実施形態では、アナログＨＰＦ２３２を１次のフィルタとしているため、アナログＨＰＦ２３２の出力信号には基線成分が残る。このことから、減算部２３７においてこの基線成分を抽出することが可能となり、この基線成分をカフ圧の変化速度に変換して、血圧測定精度を向上させることができる。このため、アナログＨＰＦ２３２は基線成分が残る程度に低次のものとすることが好ましい。
　ここまでの説明では、カフ圧の増加期間中と減少期間中の両方において、信号保持部２３４に保持した信号をＡ／Ｄ変換部２３３の出力から減算する処理を行うものとした。
　しかし、カフ圧の減少期間中に発生する脈波を検出し、この脈波の振幅値を用いて測定血圧値を決定するのであれば、カフ圧の増加期間中は、信号保持部２３４、減算処理部２３５、及びデジタルＨＰＦ２３６の動作を停止させてもよい。そして、カフ圧の減少期間に入った時点又はその時点から一定期間経過後の時点で、その時点でのカフ圧信号を信号保持部２３４に保持し、減算処理部２３５及びデジタルＨＰＦ２３６の動作を開始させればよい。
　また、逆に、カフ圧の増加期間中に発生する脈波を検出し、この脈波の振幅値を用いて測定血圧値を決定するのであれば、カフ圧の減少期間中は、信号保持部２３４、減算処理部２３５、及びデジタルＨＰＦ２３６の動作を停止させてもよい。
　以上説明してきたように、本明細書には以下の事項が開示されている。
　開示された血圧測定装置は、生体の測定部位に装着されるカフと、前記カフによる前記測定部位への圧迫圧力を変化させる圧迫圧力調整部と、前記圧迫圧力の変化期間中における前記カフ内の圧力を検出してアナログのカフ圧信号を出力するカフ圧検出部と、前記カフ圧信号から、前記生体の脈拍に同期して前記圧迫圧力に重畳される圧力成分である脈波を検出する脈波検出部と、前記脈波検出部により検出された脈波の振幅値を利用して測定血圧値を決定する血圧決定部と、を備え、前記脈波検出部は、前記カフ圧信号から高周波成分を抽出するアナログフィルタと、前記アナログフィルタの出力信号をデジタル変換するＡ／Ｄ変換部と、前記Ａ／Ｄ変換部の出力信号に減算処理を施す減算処理部と、前記減算処理部による減算処理後の信号に対して高周波成分を抽出するフィルタ処理を施すデジタルフィルタと、を含み、前記減算処理部は、前記圧迫圧力が増加を開始する増加開始時点から当該増加開始時点の予め決めた時間経過後の時点までの間の任意の時点である第一の時点における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の信号である第一の信号を、前記第一の時点から前記圧迫圧力が増加から減少に転じる減少開始時点までの間における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の出力信号から減算する第一の減算処理と、前記減少開始時点から当該減少開始時点の予め決めた時間経過後の時点までの間の任意の時点である第二の時点における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の信号である第二の信号を、前記第二の時点以降における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の出力信号から減算する第二の減算処理と、の少なくとも一方を行うものである。
　開示された血圧測定装置は、前記第一の時点は前記増加開始時点よりも後の時点であり、前記第二の時点は前記減少開始時点よりも後の時点であるものである。
　開示された血圧測定装置は、前記第一の時点は前記増加開始時点であり、前記第二の時点は前記減少開始時点であるものである。
　開示された血圧測定装置は、任意の時刻で検出された前記カフ圧信号に対応する前記Ａ／Ｄ変換部の出力信号から、その任意の時刻で検出された前記カフ圧信号に対応する前記デジタルフィルタの出力信号を減算する減算部と、前記減算部の出力信号を用いて、前記圧迫圧力の変化速度を演算する変化速度演算部とを備えるものである。
　開示された血圧測定装置は、前記アナログフィルタは、１次のローパス又はバンドパスフィルタであり、前記デジタルフィルタは、１次のローパス又はバンドパスフィルタであるものである。
　開示された血圧測定装置は、前記予め決めた時間は、前記アナログフィルタの過渡応答期間よりも短い時間である。
　開示された脈波抽出方法は、生体の測定部位に装着されるカフによる前記測定部位への圧迫圧力を変化させる圧迫圧力調整ステップと、前記圧迫圧力の変化期間中における前記カフ内の圧力をアナログのカフ圧信号として検出するカフ圧検出ステップと、前記生体の脈拍に同期して前記圧迫圧力に重畳される圧力成分である脈波を前記カフ圧信号から検出する脈波検出ステップと、を備え、前記脈波検出ステップは、前記カフ圧信号をアナログフィルタに通して前記カフ圧信号から高周波成分を抽出するステップと、前記アナログフィルタ通過後のカフ圧信号をデジタル信号に変換するステップと、前記デジタル信号に減算処理を施す減算処理ステップと、前記減算処理ステップによる処理後の信号にデジタルフィルタ処理を施して高周波成分を抽出するステップと、を含み、前記減算処理ステップでは、前記圧迫圧力が増加を開始する増加開始時点から当該増加開始時点の予め決めた時間経過後の時点までの間の任意の時点である第一の時点における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の信号である第一の信号を、前記第一の時点から前記圧迫圧力が増加から減少に転じる減少開始時点までの間における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の出力信号から減算する第一の減算処理と、前記減少開始時点から当該減少開始時点の予め決めた時間経過後の時点までの間の任意の時点である第二の時点における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の信号である第二の信号を、前記第二の時点以降における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の出力信号から減算する第二の減算処理と、の少なくとも一方を行うものである。
　本発明は、例えば家庭用の血圧計に適用して、使用者の健康管理に役立てることができる。
　本発明を詳細にまた特定の実施態様を参照して説明したが、本発明の精神と範囲を逸脱することなく様々な変更や修正を加えることができることは当業者にとって明らかである。本出願は、２０１２年９月２５日出願の日本特許出願（特願２０１２－２１１１３８）に基づくものであり、その内容はここに参照として取り込まれる。
１　血圧測定装置
１０　本体部
３０　カフ
１８　ＣＰＵ
２３　脈波検出部
２３２　１次のアナログハイパスフィルタ
２３３　Ａ／Ｄ変換部
２３４　信号保持部
２３５　減算部
２３６　１次のデジタルハイパスフィルタ
２３７　減算部
１８１　血圧決定部
１８２　加圧（減圧）速度算出部

Claims (7)

  1. 　生体の測定部位に装着されるカフと、
    　前記カフによる前記測定部位への圧迫圧力を変化させる圧迫圧力調整部と、
    　前記圧迫圧力の変化期間中における前記カフ内の圧力を検出してアナログのカフ圧信号を出力するカフ圧検出部と、
    　前記カフ圧信号から、前記生体の脈拍に同期して前記圧迫圧力に重畳される圧力成分である脈波を検出する脈波検出部と、
    　前記脈波検出部により検出された脈波の振幅値を利用して測定血圧値を決定する血圧決定部と、を備え、
    　前記脈波検出部は、
    　前記カフ圧信号から高周波成分を抽出するアナログフィルタと、
    　前記アナログフィルタの出力信号をデジタル変換するＡ／Ｄ変換部と、
    　前記Ａ／Ｄ変換部の出力信号に減算処理を施す減算処理部と、
    　前記減算処理部による減算処理後の信号に対して高周波成分を抽出するフィルタ処理を施すデジタルフィルタと、を含み、
    　前記減算処理部は、
    　前記圧迫圧力が増加を開始する増加開始時点から当該増加開始時点の予め決めた時間経過後の時点までの間の任意の時点である第一の時点における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の信号である第一の信号を、前記第一の時点から前記圧迫圧力が増加から減少に転じる減少開始時点までの間における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の出力信号から減算する第一の減算処理と、
    　前記減少開始時点から当該減少開始時点の予め決めた時間経過後の時点までの間の任意の時点である第二の時点における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の信号である第二の信号を、前記第二の時点以降における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の出力信号から減算する第二の減算処理と、の少なくとも一方を行う血圧測定装置。
  2. 　請求項１記載の血圧測定装置であって、
    　前記第一の時点は前記増加開始時点よりも後の時点であり、
    　前記第二の時点は前記減少開始時点よりも後の時点である血圧測定装置。
  3. 　請求項１記載の血圧測定装置であって、
    　前記第一の時点は前記増加開始時点であり、
    　前記第二の時点は前記減少開始時点である血圧測定装置。
  4. 　請求項１～３のいずれか１項記載の血圧測定装置であって、
    　任意の時刻で検出された前記カフ圧信号に対応する前記Ａ／Ｄ変換部の出力信号から、その任意の時刻で検出された前記カフ圧信号に対応する前記デジタルフィルタの出力信号を減算する減算部と、
    　前記減算部の出力信号を用いて、前記圧迫圧力の変化速度を演算する変化速度演算部とを備える血圧測定装置。
  5. 　請求項１～４のいずれか１項記載の血圧測定装置であって、
    　前記アナログフィルタは、１次のローパス又はバンドパスフィルタであり、
    　前記デジタルフィルタは、１次のローパス又はバンドパスフィルタである血圧測定装置。
  6. 　請求項１～５のいずれか１項記載の血圧測定装置であって、
    　前記予め決めた時間は、前記アナログフィルタの過渡応答期間以下の時間である血圧測定装置。
  7. 　生体の測定部位に装着されるカフによる前記測定部位への圧迫圧力を変化させる圧迫圧力調整ステップと、
    　前記圧迫圧力の変化期間中における前記カフ内の圧力をアナログのカフ圧信号として検出するカフ圧検出ステップと、
    　前記生体の脈拍に同期して前記圧迫圧力に重畳される圧力成分である脈波を前記カフ圧信号から検出する脈波検出ステップと、を備え、
    　前記脈波検出ステップは、
    　前記カフ圧信号をアナログフィルタに通して前記カフ圧信号から高周波成分を抽出するステップと、
    　前記アナログフィルタ通過後のカフ圧信号をデジタル信号に変換するステップと、
    　前記デジタル信号に減算処理を施す減算処理ステップと、
    　前記減算処理ステップによる処理後の信号にデジタルフィルタ処理を施して高周波成分を抽出するステップと、を含み、
    　前記減算処理ステップでは、
    　前記圧迫圧力が増加を開始する増加開始時点から当該増加開始時点の予め決めた時間経過後の時点までの間の任意の時点である第一の時点における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の信号である第一の信号を、前記第一の時点から前記圧迫圧力が増加から減少に転じる減少開始時点までの間における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の出力信号から減算する第一の減算処理と、
    　前記減少開始時点から当該減少開始時点の予め決めた時間経過後の時点までの間の任意の時点である第二の時点における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の信号である第二の信号を、前記第二の時点以降における前記カフ圧信号の前記Ａ／Ｄ変換部通過後の出力信号から減算する第二の減算処理と、の少なくとも一方を行う脈波検出方法。
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