WO2015001961A1

WO2015001961A1 - 電子血圧計

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Publication number: WO2015001961A1
Application number: PCT/JP2014/066192
Authority: WO
Inventors: 広幸木下; 佐藤　博則; 小椋　敏彦
Original assignee: オムロンヘルスケア株式会社
Priority date: 2013-07-01
Filing date: 2014-06-18
Publication date: 2015-01-08
Also published as: US10130270B2; JP6149548B2; US20160081565A1; CN105358049A; JP2015009044A; DE112014003096T5; CN105358049B

Abstract

　本発明の電子血圧計は、カフ圧信号（Ｐｃ）に重畳された被測定部位の脈波を表す脈波信号（ＳＭ）を取り出して、その脈波信号（ＳＭ）が示す脈波振幅の列（ＡＬ）を取得する。取得された脈波振幅の列（ＡＬ）に対して、それらの振幅を結ぶ第１の包絡線（ＥＶ１）を作成する。第１の包絡線（ＥＶ１）における極大点（Ｌｍａｘ）、極小点（Ｌｍｉｎ）をそれぞれ検出する。極大点（Ｌｍａｘ）、極小点（Ｌｍｉｎ）に対応する振幅の列に対して、それぞれ、それらの振幅を結ぶ極大点包絡線（ＥＶｍａｘ）、極小点包絡線（ＥＶｍｉｎ）を作成する。極大点包絡線（ＥＶｍａｘ）、極小点包絡線（ＥＶｍｉｎ）の最大ピークよりも高圧側、低圧側の部分がそれぞれ第１、第２の閾値レベル（Ｔｈｓ，Ｔｈｄ）を横切る点の各２つの圧力値を求め、それら各２つの圧力値の平均値をそれぞれ収縮期血圧、拡張期血圧（ＢＰｓｙｓ，ＢＰｄｉａ）として算出する。

Description

電子血圧計

　この発明は電子血圧計に関し、より詳しくは、被測定部位の血圧をオシロメトリック法により測定する電子血圧計に関する。

　従来、この種のオシロメトリック法による電子血圧計としては、例えば特許文献１（特開２００６－２４７２１６号公報）に示すように、被測定部位（上腕など）に装着されたカフの圧力を変化させながら、カフ圧信号に重畳された被測定部位の脈波を表す脈波信号を取り出し、その脈波信号の振幅（脈波振幅）列に対する包絡線を用いて、所定のアルゴリズムにより血圧値（収縮期血圧（Systolic Blood Pressure）と拡張期血圧（Diastolic Blood Pressure）とを含む。以下同様。）を算出するものが知られている。具体的には、呼吸性の血圧変動や体動に伴う脈波振幅の誤差によって発生する血圧の測定誤差を解消するために、補間法などを用いて平滑化された包絡線を作成している。そして、その包絡線の最大ピークに対して高圧側、低圧側にそれぞれ閾値レベルを設定し、その包絡線がそれらの閾値レベルを横切る点の圧力を、それぞれ収縮期血圧、拡張期血圧として算出している。

特開２００６－２４７２１６号公報

　ところで、血圧は常に一定ではなく、運動や呼吸などの身体的な影響や緊張や不安などの精神的な影響、または気温などの外部環境の影響などの様々な要因で時々刻々変化している。血圧を正しく測定するためには、安静状態で測定を行うことが推奨されているが、安静状態でも、呼吸に同期した血圧変動（これを「呼吸性変動」と呼ぶ。）は存在する。

　ここで、上述の包絡線には、そのような呼吸性変動が含まれている。この結果、算出された血圧値が呼吸周期などに依存して異なる結果となり、算出された血圧値がばらつく可能性がある。

　例えば、図１３、図１４は、呼吸周期（つまり呼吸性変動の周期）がそれぞれ４秒間、８秒間である場合の、脈波信号の振幅列に対する包絡線（平滑化前の元の包絡線）ＥＶ_Ｏと、各測定点毎に±１５ｍｍＨｇの範囲内にあるＮ点（Ｎは自然数）のデータを用いた移動平均によって平滑化された包絡線ＥＶ_Ｎとを示している。それらの包絡線の最大ピークに対して高圧側、低圧側にそれぞれ閾値レベルＴｈｓ，Ｔｈｄが設定されている。図１３から分かるように、呼吸周期が４秒間というように比較的速い場合は、包絡線に複数回分の呼吸性変動が含まれる。この結果、平滑化された包絡線ＥＶ_Ｎが閾値レベルＴｈｓ，Ｔｈｄを横切る点Ｘｓ，Ｘｄの圧力は、呼吸性変動を加味した上限ラインＥＶ_Ｕ、下限ラインＥＶ_Ｌが閾値レベルＴｈｓ，Ｔｈｄを横切る点の略中央に相当する。したがって、算出された圧力は略平均的な血圧値を表す。これに対して、図１４から分かるように、呼吸周期が８秒間というように比較的遅い場合は、包絡線に１回分の呼吸性変動しか含まれない（この例では、カフ圧が約１００ｍｍＨｇのときに呼吸性変動が生じている。）。この結果、平滑化された包絡線ＥＶ_Ｎが閾値レベルＴｈｓ，Ｔｈｄを横切る点Ｘｓ’，Ｘｄ’の圧力は、呼吸性変動を加味した上限ラインＥＶ_Ｕ、下限ラインＶ_Ｌが閾値レベルＴｈｓ，Ｔｈｄを横切る点の中央から外れている。このため、算出された圧力は平均的な血圧値であるとは言えない。

　このように、従来の電子血圧計では、算出された血圧値がばらつく可能性がある。このため、被験者は、なるべく平均的な血圧値を知ろうとして、複数回測定を繰り返しているのが実情である。この結果、被験者にとって血圧の測定は煩わしく、負担が大きいという問題がある。

　そこで、この発明の課題は、呼吸性変動を加味した平均的な血圧値を算出できる電子血圧計を提供することにある。

　上記課題を解決するため、この発明の電子血圧計は、
　被測定部位の血圧をオシロメトリック法により測定する電子血圧計であって、
　被測定部位に装着されたカフの圧力を変化させ得るカフ圧制御部と、
　上記カフの圧力を表すカフ圧信号を検出する圧力検出部と、
　上記カフ圧信号に重畳された上記被測定部位の脈波を表す脈波信号を取り出して、その脈波信号が示す振幅の列を取得する脈波振幅列取得部と、
　上記脈波振幅列取得部によって取得された上記振幅の列に対して、それらの振幅を結ぶ第１の包絡線を作成する第１の包絡線作成部と、
　上記第１の包絡線における極大点、極小点をそれぞれ検出する極点検出部と、
　上記脈波振幅列取得部によって取得された上記振幅の列のうち、上記極大点に対応する振幅の列に対して、それらの振幅を結ぶ極大点包絡線を作成する極大点包絡線作成部と、
　上記脈波振幅列取得部によって取得された上記振幅の列のうち、上記極小点に対応する振幅の列に対して、それらの振幅を結ぶ極小点包絡線を作成する極小点包絡線作成部と、
　収縮期血圧、拡張期血圧を求めるために、上記第１の包絡線における最大ピークの値に対してそれぞれ予め定められた割合の第１の閾値レベル、第２の閾値レベルを算出して設定する閾値レベル設定部と、
　上記極大点包絡線、上記極小点包絡線の最大ピークよりも高圧側の部分が上記第１の閾値レベルを横切る点の２つの圧力値を求め、それら２つの圧力値の平均値を収縮期血圧として算出する収縮期血圧算出部と、
　上記極大点包絡線、上記極小点包絡線の最大ピークよりも低圧側の部分が上記第２の閾値レベルを横切る点の２つの圧力値を求め、それら２つの圧力値の平均値を拡張期血圧として算出する拡張期血圧算出部と、
を備えたことを特徴とする。

　ここで、上記第１の包絡線、上記極大点包絡線および上記極小点包絡線は、典型的にはカフ圧を横軸、脈波振幅を縦軸としたグラフ上で表される。

　この発明の電子血圧計では、測定中、カフ圧制御部が、被測定部位に装着されたカフの圧力を変化させる。上記カフの圧力の減圧過程または加圧過程で、圧力検出部が、上記カフの圧力を表すカフ圧信号を検出する。脈波振幅列取得部は、上記カフ圧信号に重畳された上記被測定部位の脈波を表す脈波信号を取り出して、その脈波信号が示す振幅の列を取得する。第１の包絡線作成部は、上記脈波振幅列取得部によって取得された上記振幅の列に対して、それらの振幅を結ぶ第１の包絡線を作成する。極点検出部は、上記第１の包絡線における極大点、極小点をそれぞれ検出する。極大点包絡線作成部は、上記脈波振幅列取得部によって取得された上記振幅の列のうち、上記極大点に対応する振幅の列に対して、それらの振幅を結ぶ極大点包絡線を作成する。極小点包絡線作成部は、上記脈波振幅列取得部によって取得された上記振幅の列のうち、上記極小点に対応する振幅の列に対して、それらの振幅を結ぶ極小点包絡線を作成する。閾値レベル設定部は、収縮期血圧、拡張期血圧を求めるために、上記第１の包絡線における最大ピークの値に対してそれぞれ予め定められた割合の第１の閾値レベル、第２の閾値レベルを算出して設定する。収縮期血圧算出部は、上記極大点包絡線、上記極小点包絡線の最大ピークよりも高圧側の部分が上記第１の閾値レベルを横切る点の２つの圧力値（これらを適宜「２つの高圧側圧力値」と呼ぶ。）を求め、それら２つの圧力値の平均値を収縮期血圧として算出する。また、拡張期血圧算出部は、上記極大点包絡線、上記極小点包絡線の最大ピークよりも低圧側の部分が上記第２の閾値レベルを横切る点の２つの圧力値（これらを適宜「２つの低圧側圧力値」と呼ぶ。）を求め、それら２つの圧力値の平均値を拡張期血圧として算出する。

　ここで、上記極大点包絡線と上記極小点包絡線との間の差は、呼吸性変動を含んでいる。すなわち、上記２つの高圧側圧力値の間の差、上記２つの低圧側圧力値の間の差は、それぞれ呼吸性変動を含んでいる。したがって、上記収縮期血圧算出部が収縮期血圧として算出した上記２つの高圧側圧力値の平均値、上記拡張期血圧算出部が拡張期血圧として算出した上記２つの低圧側圧力値の平均値は、それぞれ呼吸性変動を加味した平均値であると言える。このように、この電子血圧計によれば、呼吸性変動を加味した平均的な血圧値を算出できる。

　さらに、算出された血圧値（収縮期血圧と拡張期血圧）を例えば表示器（液晶ディスプレイなど）に表示すれば、ユーザ（被験者を含む。以下同様。）は、被験者の呼吸性変動を加味した平均的な血圧値を知ることができる。したがって、被験者は、複数回測定を繰り返す必要が無い。この結果、被験者にとって血圧の測定が簡単になり、負担が軽減される。

　一実施形態の電子血圧計では、上記算出された収縮期血圧および拡張期血圧を表示する表示器を備えたことを特徴とする。

　この一実施形態の電子血圧計では、ユーザは上記表示器の表示内容を見ることによって、上記算出された収縮期血圧および拡張期血圧、すなわち被験者の呼吸性変動を加味した平均的な血圧値を、容易に認識できる。

　一実施形態の電子血圧計では、上記第１の包絡線が作成された振幅の列から特異点を除去して、上記第１の包絡線を補正する包絡線補正部を備えたことを特徴とする。

　本明細書で「特異点」は、次のように定義される。上記第１の包絡線が作成された振幅の列のうち、或る注目された振幅の値が、その振幅の前後に並ぶ振幅の値から予め定められた基準を超えて離れているとき、その注目された振幅を特異点とする。

　血圧の呼吸性変動は、呼吸に同期して周期的に発生し、上記第１の包絡線が作成された振幅の列のうち幾つかの連続した振幅の大または小の傾向として現れる。或る注目された振幅の値が、その振幅の前後に並ぶ振幅の値から予め定められた基準を超えて離れているとき、その注目された振幅は、血圧測定中の被験者の体動などに起因した非周期的な特異点であると考えられる。そこで、この一実施形態の電子血圧計では、包絡線補正部が、上記第１の包絡線が作成された振幅の列から特異点を除去して、上記第１の包絡線を補正する。これにより、上記極点検出部、上記極大点包絡線作成部、上記極小点包絡線作成部、上記閾値レベル設定部は、上記補正された第１の包絡線を用いて上述の処理を行う。そして、上記収縮期血圧算出部、拡張期血圧算出部は、それらの処理の結果を用いて、それぞれ収縮期血圧、拡張期血圧を算出する。したがって、算出された血圧値の精度が高まる。

　一実施形態の電子血圧計では、
　上記極大点包絡線、上記極小点包絡線をそれぞれ平滑化する平滑化部を備えたことを特徴とする。

　この一実施形態の電子血圧計では、平滑化部が、上記極大点包絡線、上記極小点包絡線をそれぞれ平滑化する。これにより、上記収縮期血圧算出部は、上記平滑化された極大点包絡線と上記平滑化された極小点包絡線とを用いて上記収縮期血圧を算出する。また、上記拡張期血圧算出部は、上記平滑化された極大点包絡線と上記平滑化された極小点包絡線とを用いて上記拡張期血圧を算出する。このようにした場合、上記２つの高圧側圧力値、上記２つの低圧側圧力値のノイズが低減されて、算出された血圧値（上記収縮期血圧と上記拡張期血圧）の精度が高まる。

　以上より明らかなように、この発明の電子血圧計によれば、呼吸性変動を加味した平均的な血圧値を算出できる。

この発明の一実施形態の電子血圧計の概略的なブロック構成を示す図である。上記電子血圧計の概略的な動作フローを示す図である。血圧値を算出するために、上記電子血圧計のＣＰＵ（Central Processing Unit；中央演算処理装置）によって構成される１組の要素を例示する図である。図３中の一部の要素によって血圧値を算出する際の処理を説明する図である。図５（Ａ）は上記電子血圧計の圧力センサを介して検出されたカフ圧信号を例示する図である。図５（Ｂ）は、上記カフ圧信号からハイパスフィルタを通して取り出された信号（ＨＰＦ出力）を例示する図である。図５（Ｂ）の信号を減圧過程について拡大して、被測定部位の脈波を表す脈波信号として例示する図である。上記脈波信号が示す振幅の列と、その振幅の列について作成された第１の包絡線とを示す図である。被験者の呼吸周期が既知である場合に、上記脈波信号から呼吸周期の位相毎に振幅の列を取得し、それらの位相毎の振幅の列についてそれぞれ包絡線を作成した例を示す図である。極大点包絡線と極小点包絡線を用いて収縮期血圧と拡張期血圧を算出する仕方を示す図である。図３中の全部の要素によって血圧値を算出する際の処理を説明する図である。第１の包絡線が作成された振幅の列から特異点を除去する補正の仕方を示す図である。平滑化された極大点包絡線と平滑化された極小点包絡線とを用いて収縮期血圧と拡張期血圧を算出する仕方を示す図である。呼吸周期が４秒間である場合に、従来の電子血圧計によって算出される血圧値を説明する図である。呼吸周期が８秒間である場合に、従来の電子血圧計によって算出される血圧値を説明する図である。

　以下、この発明の実施の形態を、図面を参照しながら詳細に説明する。

　図１は、この発明の一実施形態の電子血圧計（全体を符号１で示す。）の概略的なブロック構成を示している。この血圧計１は、カフ２０と、本体１０と、この本体１０に搭載された、制御部としてのＣＰＵ（Central Processing Unit）１００、表示器５０、記憶部としてのメモリ５１、操作部５２、電源部５３、ポンプ３２、弁３３、および圧力センサ３１を含む。また、本体１０は、この本体１０に搭載された、圧力センサ３１からの出力を周波数に変換する発振回路３１０、ポンプ３２を駆動するポンプ駆動回路３２０、弁３３を駆動する弁駆動回路３３０を有する。

　上記表示器５０は、ディスプレイおよびインジケータ等を含み、ＣＰＵ１００からの制御信号に従って所定の情報を表示する。

　上記操作部５２は、電源部５３をＯＮ（オン）またはＯＦＦ（オフ）するための指示の入力を受け付ける電源スイッチ５２Ａと、血圧の測定開始の指示を受け付けるための測定スイッチ５２Ｂと、測定停止の指示を受け付けるための停止スイッチ５２Ｃと、登録された複数のユーザの中から被験者となるユーザを選択するための使用者選択スイッチ５２Ｄとを有する。これらのスイッチ５２Ａ，５２Ｂ，５２Ｃ，５２Ｄは、ユーザによる指示に応じた操作信号をＣＰＵ１００に入力する。

　上記メモリ５１は、血圧計１を制御するためのプログラムのデータ、血圧計１を制御するために用いられるデータ、血圧計１の各種機能を設定するための設定データ、および血圧値の測定結果のデータなどを記憶する。また、メモリ５１は、プログラムが実行されるときのワークメモリなどとして用いられる。

　上記ＣＰＵ１００は、メモリ５１に記憶された血圧計１を制御するためのプログラムに従ってカフ圧制御部として働いて、操作部５１からの操作信号に応じて、ポンプ３２や弁３３を駆動する制御を行う。また、ＣＰＵ１００は、圧力センサ３１からの信号に基づいて、血圧値を算出し、表示器５０およびメモリ５１を制御する。

　上記電源部５３は、ＣＰＵ１００、圧力センサ３１、ポンプ３２、弁３３、表示器５０、メモリ５１、発振回路３１０、ポンプ駆動回路３２０、および弁駆動回路３３０の各部に電力を供給する。

　上記ポンプ３２は、カフ２０に内包された流体袋２２内の圧力（カフ圧）を加圧するために、流体袋２２に空気を供給する。弁３３は、流体袋２２の空気を排出し、または封入してカフ圧を制御するために開閉される。ポンプ駆動回路３２０は、ポンプ３２をＣＰＵ１００から与えられる制御信号に基づいて駆動する。弁駆動回路３３０は、弁３３をＣＰＵ１００から与えられる制御信号に基づいて開閉する。

　上記圧力センサ３１と発振回路３１０は、カフの圧力を検出する圧力検出部として働く。圧力センサ３１は、例えば、ピエゾ抵抗式圧力センサであり、カフ用エアチューブ３９を介して、ポンプ３２、弁３３およびカフ２０に内包されている流体袋２２に接続されている。この例では、発振回路３１０は、圧力センサ３１からのピエゾ抵抗効果による電気抵抗の変化に基づく電気信号値に基づき発振して、圧力センサ３１の電気信号値に応じた周波数を有する周波数信号をＣＰＵ１００に出力する。

　一般的なオシロメトリック法に従って血圧を測定する場合、概ね、次のような動作が行なわれる。すなわち、被験者の被測定部位（腕など）に予めカフを巻き付けておき、測定時には、ポンプ・弁を制御して、カフ圧を最高血圧より高く加圧し、その後徐々に減圧していく。この減圧する過程において、カフ圧を圧力センサで検出し、被測定部位の動脈で発生する動脈容積の変動を脈波信号として取り出す。その時のカフ圧の変化に伴う脈波信号の振幅の変化（主に立ち上がりと立ち下がり）に基づいて、最高血圧（収縮期血圧：Systolic Blood Pressure）と最低血圧（拡張期血圧：Diastolic Blood Pressure）とを算出する。

　この血圧計１では、ＣＰＵ１００によって、図２のフローに従ってオシロメトリック法により被験者の血圧値が測定される。

　具体的には、電源スイッチ５２ＡがＯＮされた状態で測定スイッチ５２Ｂが押されると、図２に示すように、血圧計１は血圧測定を開始する。血圧測定開始に際して、ＣＰＵ１００は、処理用メモリ領域を初期化し、弁駆動回路３３０に制御信号を出力する。弁駆動回路３３０は、制御信号に基づいて、弁３３を開放してカフ２０の流体袋２２内の空気を排気する。続いて、圧力センサ３１の０ｍｍＨｇの調整を行う制御を行う。

　血圧測定を開始すると、まず、ＣＰＵ１００は、弁駆動回路３３０を介して弁３３を閉鎖し、その後、ポンプ駆動回路３２０を介してポンプ３２を駆動して、流体袋２２に空気を送る制御を行う。これにより、流体袋２２を膨張させるとともにカフ圧を徐々に加圧していく（ステップＳＴ１０１）。

　カフ圧が加圧されて所定の圧力に達すると（ステップＳＴ１０２でＹＥＳ）、ＣＰＵ１００は、ポンプ駆動回路３２０を介してポンプ３２を停止し、その後、弁駆動回路３３０を介して弁３３を徐々に開放する制御を行う。これにより、流体袋２２を収縮させるとともにカフ圧を徐々に減圧していく（ステップＳＴ１０３）。

　ここで、所定の圧力とは、被験者の収縮期血圧よりも十分高い圧力（例えば、収縮期血圧＋３０ｍｍＨｇ）であり、予めメモリ５１に記憶されているか、カフ圧の加圧中にＣＰＵ１００が収縮期血圧を所定の算出式により推定して決定する（例えば特開２００１－７０２６３号公報参照。）。

　また、減圧速度については、カフの加圧中に目標となる目標減圧速度を設定し、その目標減圧速度になるようにＣＰＵ１００が弁３３の開口度を制御する（同公報参照。）。

　上記減圧過程において、カフ２０を介して、カフ２０の圧力を表すカフ圧信号（符号Ｐｃで表す。）を圧力センサ３１が検出する。ＣＰＵ１００は、このカフ圧信号Ｐｃに基づいて、オシロメトリック法により後述のアルゴリズムを適用して血圧値（収縮期血圧と拡張期血圧）を算出する（ステップＳＴ１０４）。なお、血圧値の算出は、減圧過程に限らず、加圧過程において行われてもよい。

　血圧値を算出して決定すると（ステップＳＴ１０５でＹＥＳ）、ＣＰＵ１００は、算出した血圧値を表示器５０へ表示し（ステップＳＴ１０６）、血圧値をメモリ５１へ保存する制御を行う（ステップＳＴ１０７）。

　次に、停止スイッチ５２Ｃが押されると、ＣＰＵ１００は、弁駆動回路３３０を介して弁３３を開放し、カフ２０の流体袋２２内の空気を排気する制御を行う（ステップＳＴ１０８）。

　この後、上記電源スイッチ５２Ａが押されると、血圧測定を終了する。

　（第１の例）
　図３は、血圧値を算出するために、電子血圧計１のＣＰＵ１００（ソフトウェア）によって構成される要素を例示している。この第１の例では、血圧値を算出するための要素は、脈波振幅列取得部６１、第１の包絡線作成部６２、第２の包絡線作成部６４、血圧値算出部６５、極点検出部６３、極大点包絡線作成部６４、極小点包絡線作成部６５、閾値レベル設定部６６、収縮期血圧算出部６７および拡張期血圧算出部６８を含んでいる。図４は、図３中のそれらの要素によって血圧値を算出する際の処理の流れを示している。なお、この第１の例では、図３中に破線の枠で示した包絡線補正部７１および平滑化処理部７２は除外される。

　図３と図４を主に参照しながら、カフ圧信号Ｐｃに基づいて血圧値を算出する仕方を説明する。

　ｉ）　まず、図３中の脈波振幅列取得部６１は、図４中に示すように、上述の圧力センサ３１によって検出されたカフ圧信号Ｐｃを受けて、カフ圧信号Ｐｃに重畳された被測定部位の脈波を表す脈波信号ＳＭを取り出す。

　ここで、カフ圧信号Ｐｃは、図５（Ａ）に示すように、時間経過に伴って略直線的に上昇（加圧過程）または低下（減圧過程）する圧力に対して、１拍毎の動脈容積変化に伴う変動成分が重畳された信号である。脈波振幅列取得部６１は、ハイパスフィルタ（ＨＰＦ）を通してカフ圧信号Ｐｃから図５（Ｂ）に示すような変動成分（ＨＰＦ出力）を取り出し、図６に示すような脈波信号ＳＭとして出力する。この例では、図６（減圧過程に相当）に示すように、脈波信号ＳＭは、動脈容積の変動に応じて、測定開始から約１２秒で大きくなり始め、約１６秒で最大となり、約２０秒でほぼ消失している。

　そして、脈波振幅列取得部６１は、その脈波信号ＳＭが示す振幅（以下、適宜「脈波振幅」と呼ぶ。）の列ＡＬを取得する。脈波振幅の列ＡＬは、この例では図７中に示すように、カフ圧を横軸にとって、１拍毎の振幅（ピーク値）ＡＭ_１，ＡＭ_２，…，ＡＭ_ｉ，…の列ＡＬとして表される。

　ii）　次に、図３中の第１の包絡線作成部６２は、図４中に示すように、脈波振幅列取得部６１によって取得された脈波振幅の列ＡＬに対して、それらの振幅を結ぶ第１の包絡線ＥＶ１を作成する。ここで、第１の包絡線ＥＶ１は、図７中に示すように、呼吸性変動による凹凸を有している。

　図８は、参考のために、被験者の呼吸周期が既知である場合に、上記脈波信号ＳＭの脈波振幅の列ＡＬから呼吸周期の位相α１，α２，…，α５毎に振幅の列を取得し、それらの位相α１，α２，…，α５毎の振幅の列についてそれぞれ包絡線ＥＶα１，ＥＶα２，…，ＥＶα５を作成した例を示している。位相α１，α２，…，α５は、１呼吸周期を３６０°として、６０°ずつ異なっている。この図８の例では、ＥＶα５は呼吸性変動が極大を示すときの包絡線に相当し、また、ＥＶα２は呼吸性変動が極小を示すときの包絡線に相当する。平均的な血圧値を求めるためには、このような呼吸性変動が極大を示すときの包絡線、呼吸性変動が極小を示すときの包絡線を、それぞれ呼吸性変動を加味した上限ライン、下限ラインと考えることができる。

　iii）　そこで、図３中の極点検出部６３は、図４中に示すように、第１の包絡線ＥＶ１における極大点Ｌｍａｘ、極小点Ｌｍｉｎをそれぞれ検出する。極大点Ｌｍａｘ、極小点Ｌｍｉｎは、それぞれ複数の点の列をなす。

　iv）　次に、図３中の極大点包絡線作成部６４は、脈波振幅列取得部６１によって取得された脈波振幅の列ＡＬのうち、極大点Ｌｍａｘに対応する振幅の列に対して、図９中に示すように、それらの振幅を結ぶ極大点包絡線ＥＶｍａｘを作成する。一方、図３中の極小点包絡線作成部６５は、脈波振幅列取得部６１によって取得された脈波振幅の列ＡＬのうち、極小点Ｌｍｉｎに対応する振幅の列に対して、図９中に示すように、それらの振幅を結ぶ極小点包絡線ＥＶｍｉｎを作成する。

　ｖ）　また、図３中の閾値レベル設定部６６は、収縮期血圧ＢＰｓｙｓ、拡張期血圧ＢＰｄｉａを求めるために、第１の包絡線ＥＶ１における最大ピークＥＶ１Ｐの値に対してそれぞれ予め定められた割合の第１の閾値レベルＴｈｓ、第２の閾値レベルＴｈｄを算出して設定する。この例では、第１の閾値レベルＴｈｓを最大ピークＥＶ１Ｐの値の４０％とし、また、第２の閾値レベルＴｈｄを最大ピークＥＶ１Ｐの値の５０％とする。

　vi）　次に、図３中の収縮期血圧算出部６７は、図４および図９中に示すように、極大点包絡線ＥＶｍａｘ、極小点包絡線ＥＶｍｉｎの最大ピークＥＶｍａｘＰ，ＥＶｍｉｎＰよりも高圧側の部分が第１の閾値レベルＴｈｓを横切る点の２つの圧力値Ｐｃ１，Ｐｃ２を求め、それら２つの圧力値の平均値（Ｐｃ１＋Ｐｃ２）／２を収縮期血圧ＢＰｓｙｓとして算出する。また、図３中の拡張期血圧算出部６８は、図４および図９中に示すように、極大点包絡線ＥＶｍａｘ、極小点包絡線ＥＶｍｉｎの最大ピークＥＶｍａｘＰ，ＥＶｍｉｎＰよりも低圧側の部分が第２の閾値レベルＴｈｄを横切る点の２つの圧力値Ｐｃ３，Ｐｃ４を求め、それら２つの圧力値の平均値（Ｐｃ３＋Ｐｃ４）／２を拡張期血圧ＢＰｄｉａとして算出する。

　ここで、極大点包絡線ＥＶｍａｘ、極小点包絡線ＥＶｍｉｎは、それぞれ呼吸性変動の上限ライン、下限ラインに相当する。したがって、上記２つの高圧側圧力値の平均値（Ｐｃ１＋Ｐｃ２）／２、上記２つの低圧側圧力値の平均値（Ｐｃ３＋Ｐｃ４）／２は、それぞれ呼吸性変動を加味した平均値であると言える。このように、この電子血圧計１によれば、呼吸性変動を加味した平均的な血圧値を算出できる。

　さらに、算出された血圧値（収縮期血圧ＢＰｓｙｓと拡張期血圧ＢＰｄｉａ）は、表示器５０に表示される。したがって、ユーザは、被験者の呼吸性変動を加味した平均的な血圧値を知ることができる。したがって、被験者は、複数回測定を繰り返す必要が無い。この結果、被験者にとって血圧の測定が簡単になり、負担が軽減される。

　上の例では、第１の閾値レベルＴｈｓを最大ピークＥＶ１Ｐの値の４０％とし、また、第２の閾値レベルＴｈｄを最大ピークＥＶ１Ｐの値の５０％としたが、これに限られるものではない。例えば、最大ピークＥＶ１Ｐの値に対する閾値レベルの割合を変えて、第１の閾値レベルＴｈｓを最大ピークＥＶ１Ｐの値の５０％とし、また、第２の閾値レベルＴｈｄを最大ピークＥＶ１Ｐの値の７０％としてもよい。また、第１の包絡線ＥＶ１における最大ピークＥＶ１Ｐの値を基準として閾値レベルの割合を設定するのに代えて、極大点包絡線ＥＶｍａｘにおける最大ピークＥＶｍａｘＰの値または極小点包絡線ＥＶｍｉｎにおける最大ピークＥＶｍｉｎＰの値を基準として閾値レベルの割合を設定してもよい。

　また、算出された収縮期血圧ＢＰｓｙｓに対して上記２つの高圧側圧力値Ｐｃ１，Ｐｃ２の間の差（Ｐｃ１－Ｐｃ２）が予め定められた割合（例えば数％～１０％の範囲で設定される）を超えていれば、または、算出された拡張期血圧ＢＰｄｉａに対して上記２つの低圧側圧力値Ｐｃ３，Ｐｃ４の間の差（Ｐｃ３－Ｐｃ４）が予め定められた割合（例えば数％～１０％の範囲で設定される）を超えていれば、ＣＰＵ１００は、表示器５０に、算出された血圧値（収縮期血圧ＢＰｓｙｓと拡張期血圧ＢＰｄｉａ）とともに、「血圧変動が大きいので再測定をお勧めします」というメッセージを表示して報知してもよい。

　また、このようなメッセージを表示するのとともに、またはメッセージの表示に代えて、例えばアラーム音によって、そのことを報知してもよい。

　このような報知により、ユーザは、正しい測定ができなかった可能性があり、そのため、時間をおいて再測定する必要があることを容易に認識できる。

　（第２の例）
　この第２の例では、図３中の全部の要素によって血圧値を算出する。すなわち、第１の例で既に説明した脈波振幅列取得部６１、第１の包絡線作成部６２、第２の包絡線作成部６４、血圧値算出部６５、極点検出部６３、極大点包絡線作成部６４、極小点包絡線作成部６５、閾値レベル設定部６６、収縮期血圧算出部６７および拡張期血圧算出部６８に加えて、図３中に破線の枠で示した包絡線補正部７１および平滑化処理部７２が機能する。

　図１０は、図３中の全部の要素によって血圧値を算出する際の処理の流れを示している。この図１０の処理は、図４の処理と概ね同様の流れを有している。この図１０の処理では、包絡線補正部７１によって第１の包絡線ＥＶ１が作成された振幅の列ＡＬから特異点を除去する補正（特異点除去補正）ＲＡを行う処理と、平滑化処理部７２によって極大点包絡線ＥＶｍａｘ、極小点包絡線ＥＶｍｉｎに対してそれぞれ平滑化ＡＬＳ１，ＡＬＳ２を行う処理が追加されている点が異なっている。以下では、簡単のため、第１の例と重複する説明は省略し、第１の例に対して異なる点のみについて説明する。

　ｉ）　図１１は、第１の包絡線ＥＶ１が作成された振幅の列ＡＬから特異点を除去する補正（特異点除去補正）ＲＡの仕方を例示している。この特異点除去補正ＲＡは、第１の包絡線ＥＶ１から、血圧測定中の被験者の体動などに起因した、呼吸性変動とは異なる非周期的な成分を除去しようとするものである。

　この例では、第１の包絡線ＥＶ１が作成された振幅の列ＡＬのうち、或る注目された振幅（これＡＭ_ｉとする。）の値が、その振幅の前後に並ぶ振幅（これらをＡＭ_ｉ－１、ＡＭ_ｉ＋１とする。）の値から予め定められた基準を超えて離れているとき、その注目された振幅ＡＭ_ｉを特異点として定義する。具体的には、次の３つの式によって、各振幅に対応する点毎に特異点であるか否かを判定する。まず、振幅ＡＭ_ｉが
ＡＭ_ｉ＜（ＡＭ_ｉ－１＋ＡＭ_ｉ＋１）／４　　　　　　　　　　　　…（１）
を満たすならば、振幅ＡＭ_ｉを特異点とする。この式（１）の右辺は、前後に並ぶ振幅ＡＭ_ｉ－１、ＡＭ_ｉ＋１の平均値の０．５倍という意味をもつ。

　また、振幅ＡＭ_ｉが
（ＡＭ_ｉ－１＋ＡＭ_ｉ＋１）／４＜ＡＭ_ｉ≦３（ＡＭ_ｉ－１＋ＡＭ_ｉ＋１）／４
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　…（２）
を満たすならば、振幅ＡＭ_ｉを特異点とはしない。この式（２）の右辺は、前後に並ぶ振幅ＡＭ_ｉ－１、ＡＭ_ｉ＋１の平均値の１．５倍という意味をもつ。

　また、振幅ＡＭ_ｉが
３（ＡＭ_ｉ－１＋ＡＭ_ｉ＋１）／４＜ＡＭ_ｉ　　　　　　　　　　　…（３）
を満たすならば、振幅ＡＭ_ｉを特異点とする。

　図１１の例では、振幅ＡＭ_６について、ＡＭ_６＜（ＡＭ_５＋ＡＭ_７）／４であり、式（１）を満たすため、特異点であると判定される。また、振幅ＡＭ_１５について、３（ＡＭ_１４＋ＡＭ_１６）／４＜ＡＭ_１５あり、式（３）を満たすため、特異点であると判定される。一方、振幅の列ＡＬのうち、残りの振幅については特異点でないと判定される。

　この例では、振幅ＡＭ_ｉが特異点であると判定されたとき、その振幅ＡＭ_ｉは、前後に並ぶ振幅ＡＭ_ｉ－１、ＡＭ_ｉ＋１の平均値（ＡＭ_ｉ－１＋ＡＭ_ｉ＋１）／２によって置き換えられて、第１の包絡線ＥＶ１が滑らかに補正される（補間法）。なお、その振幅ＡＭ_ｉを単に除去してもよい。図１０および図１１中には、この特異点除去補正ＲＡ後の包絡線が第２の包絡線ＥＶ２として表されている。

　このようにして、この特異点除去補正ＲＡによれば、第１の包絡線ＥＶ１から、血圧測定中の被験者の体動などに起因した、呼吸性変動とは異なる非周期的な成分を除去することができる。以降の処理には、この特異点除去補正ＲＡ後の第２の包絡線ＥＶ２を用いる。これにより、算出された血圧値の精度が高まる。

　ii）　図１２は、平滑化された極大点包絡線ＥＶｍａｘＳと平滑化された極小点包絡線ＥＶｍｉｎＳとを用いて収縮期血圧と拡張期血圧を算出する仕方を示している。

　これらの平滑化極大点包絡線ＥＶｍａｘＳ、極小点包絡線ＥＶｍｉｎＳは、図１０中に示すように、極大点包絡線ＥＶｍａｘ、極小点包絡線ＥＶｍｉｎに対してそれぞれ公知の移動平均などの平滑化ＡＬＳ１，ＡＬＳ２を施すことによって、得られる（例えば特開平０５－３１７２７４号公報参照。）。

　これらの平滑化ＡＬＳ１，ＡＬＳ２の後、図３中の閾値レベル設定部６６は、図１２中に示すように、第２の包絡線ＥＶ２における最大ピークＥＶ２Ｐの値に対してそれぞれ予め定められた割合の第１の閾値レベルＴｈｓ’、第２の閾値レベルＴｈｄ’を算出して設定する。この例では、第１の例におけるのと同様に、第１の閾値レベルＴｈｓ’を最大ピークＥＶ２Ｐの値の４０％とし、また、第２の閾値レベルＴｈｄ’を最大ピークＥＶ２Ｐの値の５０％とする。ただし、既述のような変更も可能である。

　次に、図３中の収縮期血圧算出部６７は、図１０および図１２中に示すように、平滑化極大点包絡線ＥＶｍａｘＳ、極小点包絡線ＥＶｍｉｎＳの最大ピークＥＶｍａｘＳＰ，ＥＶｍｉｎＳＰよりも高圧側の部分が第１の閾値レベルＴｈｓ’を横切る点の２つの圧力値Ｐｃ１’，Ｐｃ２’を求め、それら２つの圧力値の平均値（Ｐｃ１’＋Ｐｃ２’）／２を収縮期血圧ＢＰｓｙｓ’として算出する。さらに、図３中の拡張期血圧算出部６８は、図１０および図１２中に示すように平滑化極大点包絡線ＥＶｍａｘＳ、極小点包絡線ＥＶｍｉｎＳの最大ピークＥＶｍａｘＳＰ，ＥＶｍｉｎＳＰよりも低圧側の部分が第２の閾値レベルＴｈｄ’を横切る点の２つの圧力値Ｐｃ３’，Ｐｃ４’を求め、それら２つの圧力値の平均値（Ｐｃ３’＋Ｐｃ４’）／２を拡張期血圧ＢＰｄｉａ’として算出する。

　このようにした場合、上記２つの高圧側圧力値Ｐｃ１’，Ｐｃ２’、上記２つの低圧側圧力値Ｐｃ３’，Ｐｃ４’のノイズが低減されて、算出された血圧値（収縮期血圧ＢＰｓｙｓ’と拡張期血圧ＢＰｄｉａ’）の精度が高まる。

　この第２の例では、図４の処理に対して、第１の包絡線ＥＶ１が作成された振幅の列ＡＬから特異点を除去する補正（特異点除去補正）ＲＡを行う処理と、極大点包絡線ＥＶｍａｘ、極小点包絡線ＥＶｍｉｎに対してそれぞれ平滑化ＡＬＳ１，ＡＬＳ２を行う処理とを併せて追加したが、これに限られるものではない。一方の処理のみを追加してもよい。

　上述の実施形態では、被測定部位は、腕であるとしたが、これに限られるものではない。被測定部位は、手首や脚であってもよい。

　また、この発明の電子血圧計は、血圧値を測定するだけでなく、他の生体情報、例えば脈拍数などを併せて測定するものであってもよい。

　上述の実施形態は例示に過ぎず、この発明の範囲から逸脱することなく種々の変形が可能である。

　　１　血圧計
　　２０　血圧測定用カフ
　　３１　圧力センサ
　　５０　表示器
　　１００　ＣＰＵ

Claims

　被測定部位の血圧をオシロメトリック法により測定する電子血圧計であって、
　被測定部位に装着されたカフの圧力を変化させ得るカフ圧制御部と、
　上記カフの圧力を表すカフ圧信号を検出する圧力検出部と、
　上記カフ圧信号に重畳された上記被測定部位の脈波を表す脈波信号を取り出して、その脈波信号が示す振幅の列を取得する脈波振幅列取得部と、
　上記脈波振幅列取得部によって取得された上記振幅の列に対して、それらの振幅を結ぶ第１の包絡線を作成する第１の包絡線作成部と、
　上記第１の包絡線における極大点、極小点をそれぞれ検出する極点検出部と、
　上記脈波振幅列取得部によって取得された上記振幅の列のうち、上記極大点に対応する振幅の列に対して、それらの振幅を結ぶ極大点包絡線を作成する極大点包絡線作成部と、
　上記脈波振幅列取得部によって取得された上記振幅の列のうち、上記極小点に対応する振幅の列に対して、それらの振幅を結ぶ極小点包絡線を作成する極小点包絡線作成部と、
　収縮期血圧、拡張期血圧を求めるために、上記第１の包絡線における最大ピークの値に対してそれぞれ予め定められた割合の第１の閾値レベル、第２の閾値レベルを算出して設定する閾値レベル設定部と、
　上記極大点包絡線、上記極小点包絡線の最大ピークよりも高圧側の部分が上記第１の閾値レベルを横切る点の２つの圧力値を求め、それら２つの圧力値の平均値を収縮期血圧として算出する収縮期血圧算出部と、
　上記極大点包絡線、上記極小点包絡線の最大ピークよりも低圧側の部分が上記第２の閾値レベルを横切る点の２つの圧力値を求め、それら２つの圧力値の平均値を拡張期血圧として算出する拡張期血圧算出部と、
を備えたことを特徴とする電子血圧計。
　請求項１に記載の電子血圧計において、
　上記算出された収縮期血圧および拡張期血圧を表示する表示器を備えたことを特徴とする電子血圧計。
　請求項１または２に記載の電子血圧計において、
　上記第１の包絡線が作成された振幅の列から特異点を除去して、上記第１の包絡線を補正する包絡線補正部を備えたことを特徴とする電子血圧計。
　請求項１から３までのいずれか一つに記載の電子血圧計において、
　上記極大点包絡線、上記極小点包絡線をそれぞれ平滑化する平滑化部を備えたことを特徴とする電子血圧計。