WO2020121377A1 - 生体情報測定装置 - Google Patents

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WO2020121377A1
WO2020121377A1 PCT/JP2018/045306 JP2018045306W WO2020121377A1 WO 2020121377 A1 WO2020121377 A1 WO 2020121377A1 JP 2018045306 W JP2018045306 W JP 2018045306W WO 2020121377 A1 WO2020121377 A1 WO 2020121377A1
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WO
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internal pressure
pressure
compression band
volume
hold
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PCT/JP2018/045306
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健郎 松本
益田　博之
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国立大学法人東海国立大学機構
ＬａＶｉｅｗ株式会社
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    • A61B5/023—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers the pressure transducers comprising a liquid column

Definitions

  • the present disclosure relates to a biological information measuring device that measures biological information based on information obtained by a compression band wrapped around a part of a living body.
  • Patent Document 1 discloses an electronic sphygmomanometer that measures blood pressure by an oscillometric method.
  • the expansion rate of the blood vessel diameter obtained by FMD (Flow-Mediated Dilation) measurement is known.
  • FMD Flow-Mediated Dilation
  • the blood vessel diameter of the arm of the subject in a rest state is measured, the blood vessel diameter after the blood is released from the arm is measured, and the dilation rate of the blood vessel diameter is calculated from these values.
  • the vasodilatory response occurs predominantly in smooth muscle arterial blood vessels.
  • the oscillometric method is a method of measuring blood pressure by utilizing the pulsation of blood vessels accompanying the pulsation of the heart, and determines systolic blood pressure and diastolic blood pressure based on changes in the amplitude of pulse waves. Since the algorithm for determining the blood pressure is determined by an empirical method, the actual blood pressure may differ from the measured value, and there is room for improvement in the accuracy of the measured value.
  • a general FMD measurement since the diameter of a blood vessel is measured by using an ultrasonic image of a blood vessel with one thick arterial blood vessel as a measurement target, acquisition of the ultrasonic image and acquisition of the inner diameter of the blood vessel from the image are performed. However, it is difficult to shorten the measurement time because the operator needs to be proficient. Moreover, although the vascular volume increases due to the vasodilation reaction, changes in the diameter of the blood vessel are measured. From these, even if the same person to be measured changes the thickness or measurement position of the blood vessel to be measured, the expansion rate of the obtained blood vessel diameter may change. As described above, it is desired to improve the measurement accuracy of biological information by simple measurement.
  • the present disclosure has been made in view of such circumstances, and one of the aims thereof is to provide a biometric information measuring device capable of easily and accurately measuring biometric information.
  • a biological information measuring device is an internal pressure control unit that increases or decreases the internal pressure of a compression band wrapped around a part of a living body, and the internal pressure of the compression band increases or decreases.
  • the time-series data acquisition unit that acquires time-series data of the volume and internal pressure of the compression zone, and the relationship derivation unit that derives the relationship between the volume of the compression zone and the internal pressure based on the time-series data, and the relationship between the internal pressure
  • differentiate the first differential value with time or internal pressure to derive a second differential value and determine the internal pressure at the peak of the second differential value as the blood pressure of the living body.
  • a section that increases or decreases the internal pressure of a compression band wrapped around a part of a living body, and the internal pressure of the compression band increases or decreases.
  • Another aspect of the present disclosure is also a biological information measuring device.
  • This device increases the internal pressure of the compression band wrapped around a part of the living body and holds it at the avascularization pressure at which a part of the living body is avascularized, and then decreases to the hold pressure at which the avascularization is released.
  • the internal pressure control unit, the time-series data acquisition unit that acquires time-series data of the capacity and internal pressure of the compression band while the internal pressure of the compression band increases or decreases, and the capacity and internal pressure of the compression band based on the time-series data.
  • Relationship derivation part for deriving the relationship, a first fitting part for fitting the first function to the relationship in a range where the internal pressure is higher than the diastolic blood pressure of the living body, and the internal pressure higher than the hold pressure , A second fitting portion that fits a second function to the relationship, a value of the first function at the hold pressure, and a value of the second function at the hold pressure in the range of the diastolic blood pressure or less.
  • a blood vessel volume acquisition unit that acquires the difference from the hold capacity as a blood vessel volume, and a change amount acquisition unit that acquires the amount of change in the internal pressure of the compression band after the internal pressure of the compression band has reached the hold pressure, the hold pressure, the hold
  • An expansion rate deriving unit for deriving an expansion rate of a blood vessel diameter or a blood vessel volume of a living body based on the change amount of the volume, the blood vessel volume and the internal pressure.
  • Yet another aspect of the present disclosure is also a biological information measuring device.
  • This device increases the internal pressure of the compression band wrapped around a part of the living body and holds it at the avascularization pressure at which a part of the living body is avascularized, and then decreases to the hold pressure at which the avascularization is released.
  • the internal pressure control unit, the time-series data acquisition unit that acquires time-series data of the capacity and internal pressure of the compression band while the internal pressure of the compression band increases or decreases, and the capacity and internal pressure of the compression band based on the time-series data.
  • the fitting part that fits the function to the relationship, the value of the function at the time of the hold pressure, and the hold pressure in the relationship.
  • a change amount acquisition unit that acquires a change amount of the internal pressure of the compression zone after the internal pressure of the compression zone becomes the hold pressure
  • a blood vessel volume acquisition section that acquires the difference between the volume and the hold volume as the blood vessel volume.
  • An expansion rate deriving unit for deriving an expansion rate of the blood vessel diameter or the blood vessel volume of the living body based on the hold pressure, the hold volume, the blood vessel volume, and the change amount of the internal pressure.
  • biological information can be easily measured with high accuracy.
  • the first embodiment relates to a biological information measuring device that measures blood pressure as biological information.
  • the first embodiment relates to a biological information measuring device that measures blood pressure as biological information.
  • the accuracy of measured values in the blood pressure monitor using the oscillometric method since the shape of the pulse wave affects the measurement accuracy, there is an appropriate speed for increasing or decreasing the internal pressure of the compression zone that acquires the pulse wave, and shorten the measurement time without decreasing the measurement accuracy. It is difficult.
  • blood pressure decreases and blood vessel pulsation weakens. It is difficult to measure the blood pressure of such a patient by the oscillometric method.
  • the mainstream of the artificial heart is an axial flow pump type, which is inexpensive and easy to handle.
  • the subject using this type of artificial heart cannot measure blood pressure by the oscillometric method because the blood vessel has no pulsation. It is also desired to easily and non-invasively measure the blood pressure of a subject whose blood vessel pulsation is weak or has no pulsation.
  • the internal pressure of the compression band wound around the upper arm of the measurement subject decreases, a pair of the compression band capacity and the internal pressure is sequentially acquired. Then, the relationship between the volume and the internal pressure is derived from the acquired data, and the blood pressure is determined based on the peak position of the differential result of the relationship between the volume and the internal pressure.
  • FIG. 1 shows the configuration of a biological information measuring device 1 according to the first embodiment.
  • the biological information measuring device 1 can also be called a blood pressure measuring device.
  • the biological information measuring device 1 includes a compression band 10, a pipe 12, a flow sensor 14, a control valve 16, an air pump 18, a pressure sensor 20, an interface circuit 22, a processing unit 24, and a display unit 26.
  • the compression band 10 has an inflatable bag (not shown), and is wound around a part of the living body as the measurement subject, for example, the upper arm 80.
  • the compression band 10 is connected to an air pump 18 via a pipe 12.
  • a flow sensor 14 and a control valve 16 are provided in the middle of the pipe 12.
  • the flow rate sensor 14 is provided closer to the compression band 10 than the control valve 16.
  • the control valve 16 adjusts the pressure of the air pumped from the air pump 18 and supplies the compressed air to the compression band 10, or discharges the air from the compression band 10, thereby adjusting the internal pressure of the compression band 10.
  • the flow rate sensor 14 is, for example, a hot-wire anemometer, and detects the flow rate of air supplied to the compression zone 10 or the flow rate of air discharged from the compression zone 10.
  • a pressure sensor 20 is also connected to the compression band 10 via a pipe 12.
  • the pressure sensor 20 detects the internal pressure of the compression band 10.
  • the air flow rate detected by the flow rate sensor 14 and the internal pressure of the compression band 10 detected by the pressure sensor 20 are supplied to the processing unit 24 via an interface circuit 22 including an A/D converter.
  • the processing unit 24 includes an internal pressure control unit 30, a time series data acquisition unit 32, a relationship derivation unit 34, and a determination unit 36.
  • the configuration of the processing unit 24 can be realized in terms of hardware by a CPU, a memory, or another LSI of an arbitrary computer, and in terms of software by a program loaded in the memory or the like. It depicts the functional blocks realized by cooperation. Therefore, it is understood by those skilled in the art that these functional blocks can be realized in various forms by only hardware, only software, or a combination thereof.
  • the internal pressure control unit 30 controls the control valve 16 and the air pump 18 based on the internal pressure of the compression band 10 detected by the pressure sensor 20 to increase or decrease the internal pressure of the compression band 10.
  • the internal pressure control unit 30 supplies air to the compression band 10 to increase the internal pressure, and discharges air from the compression band 10 to reduce the internal pressure.
  • the internal pressure control unit 30 increases the internal pressure of the compression band 10 to a target maximum pressure higher than the systolic blood pressure of the measurement subject, and then to a target minimum pressure lower than the diastolic blood pressure of the measurement subject. Lower.
  • the target maximum pressure and the target minimum pressure can be appropriately determined through experiments or the like.
  • the target maximum pressure may be, for example, about 180 mmHg, and the target minimum pressure may be, for example, about 20 mmHg.
  • the time-series data acquisition unit 32 based on the flow rate of air detected by the flow rate sensor 14 and the internal pressure detected by the pressure sensor 20, while the internal pressure of the compression zone 10 decreases from the target maximum pressure, Acquire time series data of the capacity and the internal pressure set.
  • the time-series data also includes the acquisition time of the capacity and the internal pressure.
  • the time-series data acquisition unit 32 outputs the time-series data to the relationship derivation unit 34.
  • the time-series data acquisition unit 32 acquires the capacity of the compression band 10 based on the flow rate of air supplied to the compression band 10 detected by the flow rate sensor 14 and the flow rate of air discharged from the compression band 10. By using the flow rate of air, the capacity can be acquired with a simple configuration.
  • the operation mode of the biological information measuring device 1 is set to the first mode or the second mode by the operation of the operator depending on whether or not the blood vessel of the measurement subject has pulsation. If there is pulsation, the first mode is set. When there is no pulsation, the second mode is set. Since the pulsation also occurs in the internal pressure of the compression band 10 according to the pulsation of the blood vessel of the upper arm 80, the mode may be automatically set based on the amount of change in the internal pressure of the compression band 10.
  • the time-series data acquisition unit 32 acquires the internal pressure and the volume of the compression band 10 at each timing when the internal pressure of the compression band 10 becomes maximum or minimum. It can be said that the timing at which the internal pressure becomes maximum is the timing of systolic blood pressure, and the timing at which the internal pressure is minimum is the timing of diastolic blood pressure.
  • the internal pressure and the volume are acquired at the timing when the internal pressure becomes the minimum, but the same applies when the internal pressure and the volume are acquired at the timing when the internal pressure becomes the maximum.
  • the time-series data acquisition unit 32 acquires the internal pressure and the volume of the compression band 10 at predetermined timings, for example, at fixed intervals while the internal pressure of the compression band 10 decreases.
  • the relationship derivation unit 34 derives the relationship between the capacity of the compression band 10 and the internal pressure as shown in FIG. 2 based on the time series data of the capacity and the internal pressure acquired by the time series data acquisition unit 32, regardless of the mode. ..
  • the relationship derivation unit 34 outputs the derived relationship between the capacity and the internal pressure to the determination unit 36.
  • FIG. 2 shows the relationship between the capacity of the compression band 10 of FIG. 1 and the internal pressure.
  • FIG. 2 shows an example of the relationship when the internal pressure has pulsation. While the internal pressure of the compression band 10 falls from the target maximum pressure to the target minimum pressure, a plurality of sets of capacity and internal pressure are acquired.
  • the relationship deriving unit 34 derives the relationship between the capacity and the internal pressure in FIG. 2, that is, the PV characteristic that is the change in the capacity with respect to the change in the internal pressure, based on the plurality of sets of the capacity and the internal pressure.
  • the relationship between the capacity and the internal pressure includes information on the elasticity of the upper arm 80.
  • the internal pressure of the compression band 10 decreases from the target maximum pressure, the blood vessel of the upper arm 80 compressed by the compression band 10 opens, and the elasticity of the blood vessel changes.
  • the elasticity of the upper arm 80 directly below the compression band 10 also changes. Therefore, the relationship between the volume and the internal pressure includes information on the change in elasticity of the upper arm 80 due to the opening of the blood vessel.
  • the blood vessel begins to open.
  • the internal pressure of the compression band 10 becomes the diastolic blood pressure
  • the blood vessel is almost completely opened. Therefore, in each of the systolic blood pressure and the diastolic blood pressure, a characteristic point in which the elasticity of the upper arm 80 changes in the relationship between the volume and the internal pressure appears. Characteristic points also appear in mean blood pressure. The characteristic point is a point where a peak appears by differentiating the relationship between the capacity and the internal pressure. Therefore, the systolic blood pressure, the diastolic blood pressure, and the average blood pressure can be determined by detecting the characteristic points.
  • the blood vessel opens when the internal pressure of the compression band 10 becomes the blood pressure of the measurement subject. Therefore, a characteristic point appears in the relationship between the volume and the internal pressure in the blood pressure of the subject. Therefore, the blood pressure can be determined by detecting the characteristic points.
  • the determining unit 36 determines the blood pressure of the subject based on the peak position of the differential result of the relationship between the capacity and the internal pressure, which is derived by the relationship deriving unit 34.
  • the deciding unit 36 differentiates the relationship between the capacity and the internal pressure shown in FIG. 2 by the internal pressure to derive the first differential value dV/dP.
  • the relationship between the first differential value and the internal pressure is shown in FIG.
  • the determination unit 36 uses the acquisition time of the internal pressure to differentiate the first differential value with respect to time to derive the second differential value d(dV/dP)/dt.
  • the relationship between the second differential value and the internal pressure is shown in FIG.
  • the second differential value is obtained by removing the gradual change in the first differential value with respect to the change in internal pressure, and includes a plurality of peaks.
  • the determining unit 36 determines the internal pressure of the peak of the second differential value as the blood pressure.
  • the determining unit 36 determines the highest internal pressure Ps among the internal pressures of the plurality of peaks as the systolic blood pressure when the second differential value includes a plurality of peaks as shown in FIG.
  • the highest internal pressure Pm is determined as the mean blood pressure
  • the third highest internal pressure Pd is determined as the diastolic blood pressure.
  • the determination unit 36 determines the highest internal pressure of the plurality of peaks as the blood pressure. As a result, it is possible to acquire the blood pressure of the subject without pulsation.
  • the deciding unit 36 regards a maximum point having a predetermined size or more as a peak in order to remove the influence of noise.
  • the predetermined size can be appropriately determined by experiments or the like.
  • the determination unit 36 causes the display unit 26 to display the determined blood pressure.
  • the relationship between the capacity of the compression band 10 and the internal pressure while the internal pressure of the compression band 10 is reduced is derived, and therefore the elasticity of the upper arm 80 changes depending on the opening of the blood vessel.
  • the blood pressure can be easily measured accurately. Since the change in the amplitude of the pulse wave is not used, highly accurate blood pressure can be acquired even when the pulsation is weak and when there is no pulsation. Further, since the shape of the pulse wave is not acquired, even if the internal pressure of the compression band is increased or decreased faster than the oscillometric method, the blood pressure measurement accuracy is unlikely to decrease. Therefore, the blood pressure can be measured in a shorter time.
  • the internal pressure and volume of the compression band 10 at each timing when the internal pressure of the compression band 10 becomes maximum or minimum are acquired, so that the blood pressure of the pulsating subject can be acquired.
  • the second mode since the internal pressure and the volume of the compression band 10 are acquired at each predetermined timing, the blood pressure of the measurement subject without pulsation can be acquired.
  • FIG. 3 shows the configuration of the biological information measuring device 1 according to the second embodiment.
  • the biological information measuring device 1 measures the expansion rate of the blood vessel diameter as the biological information by FMD measurement.
  • the biological information measuring device 1 can also be called a blood vessel function measuring device.
  • the configuration of the processing unit 24 is different from that of the first embodiment.
  • the processing unit 24 includes an internal pressure control unit 30, a time-series data acquisition unit 32, a relationship derivation unit 34, a determination unit 36, a first fitting unit 38, a second fitting unit 40, a blood vessel volume acquisition unit 42, a change amount acquisition unit 44, and
  • the expansion rate derivation unit 46 is provided.
  • the internal pressure control unit 30 holds the internal pressure of the compression band 10 at the avascularization pressure P1 at which the upper arm 80, which is a part of the living body, is avascularized, and then decreases to the hold pressure Pc at which the avascularization is released. This will be described in detail with reference to FIG.
  • FIG. 4 shows changes with time in the internal pressure of the compression band 10 of FIG.
  • the internal pressure control unit 30 starts increasing the internal pressure at time t0, and when the internal pressure reaches the avascularization pressure P1 at the time t1, keeps the internal pressure at the avascularization pressure P1 for the avascularization period H.
  • the avascularization pressure P1 is set to a value at which the blood vessel of the artery is crushed and closed, for example, about 180 mmHg.
  • the avascularization period H is set to, for example, several tens of seconds to several minutes.
  • the internal pressure control unit 30 starts decreasing the internal pressure of the compression zone 10 at time t2 when the avascularization period H has elapsed, and when the internal pressure reaches the hold pressure Pc at time t3, air is supplied to and discharged from the control valve 16. It is stopped and the internal pressure is held at the hold pressure Pc only for the holding period T up to time t4.
  • the hold pressure Pc is set to a value at which the blood vessel of the artery is opened and the compression band 10 is in close contact with the upper arm, for example, about 15 to 20 mmHg.
  • the holding period T is set to a period that sufficiently covers the timing when the volume of the arterial blood vessel becomes maximum due to this vasodilation reaction, for example, about 90 to 300 seconds.
  • the avascularization pressure P1, the avascularization period H, the hold pressure Pc, and the holding period T can be appropriately determined through experiments or the like.
  • the time-series data acquisition unit 32 acquires time-series data of the capacity and internal pressure of the compression band 10 while the internal pressure of the compression band 10 decreases from time t2 to t3.
  • the time-series data acquisition unit 32 acquires the internal pressure and the volume of the compression band 10 at each timing when the internal pressure of the compression band 10 becomes minimum.
  • the relationship derivation unit 34 derives the relationship between the capacity of the compression band 10 and the internal pressure based on the time series data acquired by the time series data acquisition unit 32, and outputs the derived relationship between the capacity and the internal pressure to the determination unit 36. To do.
  • FIG. 5 shows the relationship between the capacity and the internal pressure of the compression band 10 of FIG. 3, the first function F1 and the second function F2.
  • FIG. 5 shows the same relationship between the capacity and the internal pressure as in FIG. 2 as an example.
  • the determining unit 36 determines the diastolic blood pressure Pd of the living body based on the relationship between the capacity and the internal pressure derived by the relationship deriving unit 34, and determines the determined diastolic blood pressure Pd as the first.
  • the data is output to the fitting unit 38 and the second fitting unit 40.
  • the first fitting unit 38 fits the first function F1 to the relationship between the capacity and the internal pressure derived by the relationship deriving unit 34 in the range where the internal pressure is higher than the diastolic blood pressure Pd determined by the determination unit 36.
  • the first function F1 is, for example, a polynomial shown in Expression (1).
  • V represents the capacity and P represents the internal pressure.
  • the first fitting unit 38 uses a well-known technique to determine the coefficients a, b, and c of the equation (1) so that the correlation coefficient approaches 1.
  • the first function F1 approximates the relationship between the volume and the internal pressure in the range where the internal pressure is higher than the diastolic blood pressure Pd.
  • V a ⁇ P 2 +b ⁇ P+c (1)
  • the relationship between the volume and the internal pressure represents a closed state of the blood vessels of the artery and vein in the range where the internal pressure is higher than the diastolic blood pressure Pd. Therefore, the first function F1 also represents the relationship between the volume and the internal pressure in the state where the blood vessels of the artery and the vein are closed.
  • the second fitting unit 40 fits the second function F2 to the relationship between the capacity and the internal pressure derived by the relationship deriving unit 34 in the range where the internal pressure is equal to or higher than the predetermined pressure Px and equal to or lower than the diastolic blood pressure Pd.
  • the pressure Px is higher than the hold pressure Pc.
  • the second function F2 is, for example, a power function shown in Expression (2).
  • the second fitting unit 40 uses a well-known technique to determine the coefficient d and the exponent e of the equation (2) so that the correlation coefficient approaches 1.
  • the pressure Px is set to a value at which the arterial blood vessel opens and the venous blood vessel closes. Therefore, the relationship between the volume and the internal pressure represents a state in which the blood vessel of the artery is open and the blood vessel of the vein is closed in the range where the internal pressure is the pressure Px or more and the diastolic blood pressure Pd or less. Therefore, the second function F2 also represents the relationship between the internal pressure and the volume in the state where the blood vessel of the artery is opened and the blood vessel of the vein is closed.
  • the first function F1 and the second function F2 various upward convex functions may be used according to the relationship between the capacity and the internal pressure.
  • the first function F1 and the second function F2 are, for example, an n (n is an integer of 2 or more) degree polynomial related to the internal pressure P, an expression including a trigonometric function (for example sin P), and an expression including a logarithmic function (for example log P). , Or a well-known function used for curve fitting, such as a spline function.
  • the first function F1 and the second function F2 may be a combination of at least two of these functions including the expressions (1) and (2). Further, as in the above example, the first function F1 and the second function F2 may have different expressions, or the first function F1 and the second function F2 may have the same expressions but different coefficients and exponents.
  • the blood vessel volume acquisition unit 42 acquires the value Vx of the first function F1 at the hold pressure Pc and the hold volume Vc that is the value of the second function F2 at the hold pressure Pc, and the value Vx and the hold volume Vc. Is obtained as the blood vessel volume Vv.
  • the blood vessel volume acquisition unit 42 outputs the acquired hold volume Vc and blood vessel volume Vv to the expansion rate derivation unit 46.
  • the blood vessel volume Vv indicates a composite volume of a plurality of arterial blood vessels in the upper arm 80 of the region targeted for compression by the compression band 10.
  • the change amount acquisition unit 44 acquires time-series data of the internal pressure of the compression band 10 during the holding period T of FIG. 4, that is, while the internal pressure of the compression band 10 is held at the hold pressure Pc.
  • the change amount acquisition unit 44 acquires the internal pressure at each timing when the internal pressure of the compression band 10 becomes minimum.
  • FIG. 6 shows a temporal change 100 from the hold pressure Pc of the internal pressure of the compression band 10 acquired by the change amount acquisition unit 44, and a characteristic 102 of the compression band 10.
  • FIG. 6 shows the relationship between the internal pressure of the compression band 10 and time after the time t3 in FIG.
  • the internal pressure of the compression band 10 vibrates under the influence of the breath of the subject.
  • the upper arm 80 swells, and this swelling increases the internal pressure of the compression band 10, and the internal pressure of the compression band 10 becomes higher than the hold pressure Pc as shown in FIG. As a result, the capacity of the compression band 10 becomes smaller than the hold capacity Vc.
  • the change amount acquisition unit 44 acquires the change amount ⁇ Pc of the internal pressure of the compression band 10 after the internal pressure of the compression band 10 reaches the hold pressure Pc, based on the acquired time series data, and the change amount ⁇ Pc of the acquired internal pressure. Is output to the expansion rate deriving unit 46.
  • the change amount acquisition unit 44 corrects the characteristic 102 of the compression band 10.
  • the change amount acquiring unit 44 changes the internal pressure of the compression band 10 with time 100 after the internal pressure of the compression band 10 reaches the hold pressure Pc, and of the previously acquired compression band 10 in which the internal pressure increases from the hold pressure Pc with time.
  • the change amount ⁇ Pc of the internal pressure is derived based on the difference from the characteristic 102.
  • the change amount acquisition unit 44 derives the maximum value of this difference as the change amount ⁇ Pc of the internal pressure. This makes it possible to more accurately acquire the amount of change ⁇ Pc in internal pressure due to the expansion of the blood vessel.
  • the expansion rate deriving unit 46 derives the expansion rate R (%) of the blood vessel diameter of the living body based on the hold pressure Pc, the hold volume Vc, the blood vessel volume Vv, and the change amount ⁇ Pc of the internal pressure.
  • the expansion rate deriving unit 46 derives 100 ⁇ Vc ⁇ Pc/(2Vv ⁇ Pc) as the expansion rate R of the blood vessel diameter.
  • the expansion rate deriving unit 46 causes the display unit 26 to display the derived expansion rate R of the blood vessel diameter.
  • the expansion rate R of the blood vessel diameter can be derived by the above mathematical formula.
  • the internal pressure of the compression band 10 is the hold pressure Pc and the volume of the compression band 10 is the hold volume Vc
  • the compression band 10 is changed by the volume change ⁇ Vc of the upper arm 80 of the compression target region due to the expansion of the arterial blood vessel.
  • the internal pressure of the compression band 10 increases by ⁇ Pc.
  • the capacitance change ⁇ Vc of the upper arm 80 is entirely transmitted to the compression band 10 as the capacitance change of the compression band 10 and the temperature is constant.
  • Equation (3) is established by Boyle's law, Equation (4) is established.
  • Pc ⁇ Vc constant (3)
  • Equation (7) is obtained.
  • ⁇ Vc (Vc/Pc) ⁇ Pc (7)
  • ⁇ Vc can be obtained by measuring Vc, Pc, and ⁇ Pc.
  • the rate of change ⁇ Vc/Vv which is the ratio of the volume change ⁇ Vc and the blood vessel volume Vv of the upper arm 80 of the region targeted for compression by the compression band 10 is expressed by equation (8).
  • D be the radius of a complex blood vessel of a plurality of arterial blood vessels in the vascular bed in the compression target region by the compression zone 10
  • L be the length of the compression target region
  • the volume change ⁇ Vc is a volume change of the blood vessel.
  • the composite blood vessel radius D is a radius of a cylinder having a composite capacity of a plurality of arterial blood vessels that are considered to cause a volume change in the compression target region.
  • the first function F1 and the second function F2 are fitted to the relationship between the capacity of the compression band 10 and the internal pressure by the diastolic blood pressure Pd, and the first function at the hold pressure Pc is fitted.
  • the difference between the value Vx of F1 and the value of the second function F2 (hold volume Vc) at the hold pressure Pc is acquired as the blood vessel volume Vv.
  • the blood vessel volume Vv of the upper arm 80 can be accurately acquired. Since the hold pressure Pc and the change amount ⁇ Pc of the internal pressure can be acquired, the expansion rate R of the blood vessel diameter can be accurately measured based on these values and the equation (11).
  • the diastolic blood pressure Pd is determined in the same manner as in the first embodiment, so the accuracy is high. Therefore, the accuracy of the value Vx and the hold capacity Vc is also high, and the accuracy of the blood vessel volume Vv is also high.
  • the compression band 10 is wrapped around a part of the living body to measure the dilation rate R of the blood vessel diameter, the measurement is easy and does not require any special measurement technique as compared with the existing apparatus using the ultrasonic image. Yes, it can be measured in a short time. Since it is possible to acquire the dilation rate R of the blood vessel diameter that reflects the information of the volume change of the plurality of arterial blood vessels in the compression target area of the compression zone 10, it is easy to obtain the dilation rate R of the blood vessel diameter with high reproducibility. That is, it is possible to avoid the variation of the expansion rate of the blood vessel diameter depending on the thickness of the measurement target arterial blood vessel or the measurement position, which is likely to occur in the FMD measurement using the existing ultrasonic image.
  • the rate of change ⁇ Vc/Vv of the blood vessel volume Vv is converted into the dilation rate R of the blood vessel diameter
  • the dilation rate of the blood vessel diameter obtained by the FMD measurement using the existing ultrasonic image and the measurement value of the present embodiment. Can be compared.
  • an ultrasonic probe compared to the existing device using the ultrasonic image, an ultrasonic probe, a probe supporting device for supporting the ultrasonic probe to search for an optimum position, an ultrasonic image generating device for generating the ultrasonic image, etc. are unnecessary. Therefore, the structure can be simplified, and the cost and size of the biological information measuring device 1 can be reduced.
  • the hold pressure Pc Since the hold volume Vc is obtained, it is easy to obtain the hold volume Vc that does not include the volume of the vein blood vessel. Since the vasodilation reaction does not occur in the blood vessel of the vein, the hold volume Vc is close to the volume of the blood vessel of the artery, so that a more accurate dilation rate R of the blood vessel diameter can be acquired. Since the hold pressure Pc does not have to be a value that strictly closes the blood vessel of the vein, it is easy to set the hold pressure Pc.
  • the third embodiment differs from the second embodiment in that the measured value of the capacity of the compression band 10 at the hold pressure Pc is used as the hold capacity Vc without using the second function F2.
  • the second embodiment differs from the second embodiment in that the measured value of the capacity of the compression band 10 at the hold pressure Pc is used as the hold capacity Vc without using the second function F2.
  • FIG. 7 shows the configuration of the biological information measuring device 1 according to the third embodiment.
  • the configuration of the processing unit 24 is different from that of the second embodiment, and the second fitting unit is not provided.
  • the fitting part 38a has the same function as the first fitting part 38 of the second embodiment.
  • the first function F1 of the second embodiment is called a function F.
  • the blood vessel volume acquisition unit 42 acquires the hold volume Vc that is the volume at the hold pressure Pc in the relationship between the volume derived by the relationship derivation unit 34 and the internal pressure, and the value Vx of the function F at the hold pressure Pc, The difference from the hold volume Vc is acquired as the blood vessel volume Vv.
  • the hold volume Vc also includes the volume of the blood vessels of the open veins, so that the accuracy of the blood vessel diameter expansion rate R is lower than that in the second embodiment.
  • the hold pressure Pc it is preferable to set the hold pressure Pc to a value at which the blood vessel of the artery is opened and the blood vessel of the vein is closed.
  • the processing of the processing unit 24 can be simplified as compared with the second embodiment.
  • the time-series data acquisition unit 32 may acquire the internal pressure and the volume of the compression band 10 at each timing when the internal pressure of the compression band 10 becomes maximum and minimum.
  • the relationship deriving unit 34 derives the first relationship between the capacity of the compression band 10 and the internal pressure based on the time series data of the timing when the internal pressure of the compression band 10 becomes the minimum, and the timing when the internal pressure of the compression band 10 becomes the maximum.
  • the second relationship between the capacity of the compression band 10 and the internal pressure may be derived based on the time series data of.
  • the determining unit 36 may determine the diastolic blood pressure based on the peak position of the differential result of the first relationship, and may determine the systolic blood pressure based on the peak position of the differential result of the second relationship. In this modification, it is easy to measure blood pressure accurately even when the influence of noise is large.
  • the time-series data acquisition unit 32 uses the capacity and the internal pressure of the compression band 10 while the internal pressure increases from around 0 instead of when the internal pressure of the compression band 10 decreases. Series data may be acquired. In this modification, the degree of freedom in the configuration of the biological information measuring device 1 can be improved.
  • the first fitting portion 38 and the second fitting portion 40 of the second embodiment may be provided in the first embodiment.
  • the determination unit 36 may set the internal pressure at the intersection of the first function F1 and the second function F2 as the diastolic blood pressure. In this modification, a more accurate diastolic blood pressure can be acquired even when the value between the two internal pressures acquired by the time-series data acquisition unit 32 is the systolic blood pressure.
  • the determination unit 36 may derive the second differential value by differentiating the first differential value with the internal pressure.
  • the degree of freedom in the configuration of the biological information measuring device 1 can be improved.
  • the compression band 10 is wrapped around the upper arm 80, but it may be wrapped around the lower limb, finger, wrist, or the like.
  • SYMBOLS 1 Biological information measuring device, 10... Compression band, 14... Flow rate sensor, 30... Internal pressure control part, 32... Time series data acquisition part, 34... Relationship derivation part, 36... Determination part, 38... First fitting part, 38a ... Fitting unit, 40... Second fitting unit, 42... Blood vessel volume acquisition unit, 44... Change amount acquisition unit, 46... Expansion rate derivation unit.
  • the present disclosure can be used for the technology of measuring biological information.

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Abstract

生体情報測定装置１において、内圧制御部３０は、生体の一部に巻かれた圧迫帯１０の内圧を増加または低下させる。時系列データ取得部３２は、圧迫帯１０の内圧が増加または低下する間、当該圧迫帯１０の容量および内圧の時系列データを取得する。関係導出部３４は、時系列データにもとづいて、圧迫帯１０の容量と内圧の関係を導出する。決定部３６は、容量と内圧の関係を内圧で微分して第１微分値を導出し、当該第１微分値を時間または内圧で微分して第２微分値を導出し、当該第２微分値のピークの内圧を生体の血圧に決定する。

Description

生体情報測定装置
　本開示は、生体の一部に巻かれた圧迫帯により得られた情報にもとづいて生体情報を測定する生体情報測定装置に関する。
　近年、血圧、血管の内皮機能を示す指標などの生体情報を測定する要請が高まっている。特許文献１は、オシロメトリック法により血圧を測定する電子血圧計を開示する。
　また、血管の内皮機能を示す指標として、ＦＭＤ（Ｆｌｏｗ－Ｍｅｄｉａｔｅｄ　Ｄｉｌａｔｉｏｎ：血流依存性血管拡張反応）測定で得られる血管径の拡張率が知られている。ＦＭＤ測定では、安静状態での被測定者の腕の血管径を測定し、腕を駆血して解除した後の血管径を測定し、これらの値から血管径の拡張率を計算する。血管拡張反応は、平滑筋の多い動脈血管で主に起こる。動脈硬化などにより血管の内皮機能が低下すると、血管径の拡張率が低下する。
特開２０１５－９０４４号公報
　オシロメトリック法は、心臓の拍動に伴う血管の脈動を利用して血圧を測定する手法であり、脈波の振幅の変化にもとづいて収縮期血圧および拡張期血圧を決定する。血圧を決定するアルゴリズムは経験的な手法により定められているため、実際の血圧と測定値が異なる可能性があり、測定値の精度に改善の余地がある。
　また、一般的なＦＭＤ測定では、１本の太い動脈血管を測定対象として、血管の超音波画像を用いて血管の径を測定するため、超音波画像の取得およびその画像からの血管内径の取得にオペレータの習熟が必要であり、測定時間を短縮することは困難である。また、血管拡張反応により血管容量が増加するが、血管の径の変化を測定する。これらから、同一の被測定者であっても測定対象の血管の太さまたは測定位置が変わると、得られる血管径の拡張率が変化する可能性がある。
　このように、簡易な測定で生体情報の測定精度を向上することが望まれる。
　本開示はこうした状況に鑑みてなされており、その目的とするところの１つは、生体情報を精度よく容易に測定できる生体情報測定装置を提供することにある。
　上記課題を解決するために、本開示のある態様の生体情報測定装置は、生体の一部に巻かれた圧迫帯の内圧を増加または低下させる内圧制御部と、圧迫帯の内圧が増加または低下する間、当該圧迫帯の容量および内圧の時系列データを取得する時系列データ取得部と、時系列データにもとづいて、圧迫帯の容量と内圧の関係を導出する関係導出部と、関係を内圧で微分して第１微分値を導出し、当該第１微分値を時間または内圧で微分して第２微分値を導出し、当該第２微分値のピークの内圧を生体の血圧に決定する決定部と、を備える。
　本開示の別の態様もまた、生体情報測定装置である。この装置は、生体の一部に巻かれた圧迫帯の内圧を増加させて当該生体の一部が駆血される駆血圧力に保持してから、駆血が解除されるホールド圧力まで低下させる内圧制御部と、圧迫帯の内圧が増加または低下する間、当該圧迫帯の容量および内圧の時系列データを取得する時系列データ取得部と、時系列データにもとづいて、圧迫帯の容量と内圧の関係を導出する関係導出部と、内圧が生体の拡張期血圧より高い範囲において、関係に対して第１関数をフィッティングする第１フィッティング部と、内圧がホールド圧力より高い予め定められた圧力以上、拡張期血圧以下の範囲において、関係に対して第２関数をフィッティングする第２フィッティング部と、ホールド圧力のときの第１関数の値と、当該ホールド圧力のときの第２関数の値であるホールド容量との差を血管容量として取得する血管容量取得部と、圧迫帯の内圧がホールド圧力になってからの当該圧迫帯の内圧の変化量を取得する変化量取得部と、ホールド圧力、ホールド容量、血管容量および内圧の変化量にもとづいて、生体の血管径または血管容量の拡張率を導出する拡張率導出部と、を備える。
　本開示のさらに別の態様もまた、生体情報測定装置である。この装置は、生体の一部に巻かれた圧迫帯の内圧を増加させて当該生体の一部が駆血される駆血圧力に保持してから、駆血が解除されるホールド圧力まで低下させる内圧制御部と、圧迫帯の内圧が増加または低下する間、当該圧迫帯の容量および内圧の時系列データを取得する時系列データ取得部と、時系列データにもとづいて、圧迫帯の容量と内圧の関係を導出する関係導出部と、内圧が生体の拡張期血圧より高い範囲において、関係に対して関数をフィッティングするフィッティング部と、ホールド圧力のときの関数の値と、関係における当該ホールド圧力のときの容量であるホールド容量との差を血管容量として取得する血管容量取得部と、圧迫帯の内圧がホールド圧力になってからの当該圧迫帯の内圧の変化量を取得する変化量取得部と、ホールド圧力、ホールド容量、血管容量および内圧の変化量にもとづいて、生体の血管径または血管容量の拡張率を導出する拡張率導出部と、を備える。
　なお、以上の構成要素の任意の組合せ、本開示の表現を方法、装置、システム、記録媒体、コンピュータプログラムなどの間で変換したものもまた、本開示の態様として有効である。
　本開示によれば、生体情報を精度よく容易に測定できる。
第１の実施の形態に係る生体情報測定装置の構成を示す図である。 図１の圧迫帯の容量と内圧の関係を示す図である。 第２の実施の形態に係る生体情報測定装置の構成を示す図である。 図３の圧迫帯の内圧の経時変化を示す図である。 図３の圧迫帯の容量と内圧の関係、第１関数および第２関数を示す図である。 図３の変化量取得部で取得された圧迫帯の内圧のホールド圧力からの経時変化と、圧迫帯の特性とを示す図である。 第３の実施の形態に係る生体情報測定装置の構成を示す図である。
（第１の実施の形態）
　第１の実施の形態を具体的に説明する前に、まず概要を述べる。第１の実施の形態は、生体情報として血圧を測定する生体情報測定装置に関する。既述のように、オシロメトリック法による血圧計では、測定値の精度に改善の余地がある。また、脈波の形状が測定精度に影響するため、脈波を取得する圧迫帯の内圧の増加速度または低下速度には適正な速度があり、測定精度を低下させずに測定時間を短縮することは困難である。さらに、大量の出血を伴った患者、心不全状態に陥った患者などでは、血圧が低下するとともに血管の脈動が弱くなる。このような患者の血圧は、オシロメトリック法により測定することが困難である。
　また近年、心不全患者に人工心臓を適用する件数が増加している。人工心臓は、安価で扱いやすい軸流ポンプ型のものが主流である。この型の人工心臓を利用する被測定者は、血管に脈動がないため、オシロメトリック法では血圧を測定できない。このような血管の脈動が弱い、または、脈動がない被測定者の血圧を非観血的に簡易に測定することも望まれる。
　そこで本実施の形態では、被測定者の上腕などに巻かれた圧迫帯の内圧が低下する間、圧迫帯の容量および内圧の組を逐次取得する。そして、取得したデータから容量と内圧の関係を導出し、容量と内圧の関係の微分結果のピーク位置にもとづいて血圧を決定する。
　図１は、第１の実施の形態に係る生体情報測定装置１の構成を示す。生体情報測定装置１は、血圧測定装置とも呼べる。生体情報測定装置１は、圧迫帯１０、配管１２、流量センサ１４、制御弁１６、空気ポンプ１８、圧力センサ２０、インターフェース回路２２、処理部２４および表示部２６を備える。
　圧迫帯１０は、図示しない膨張袋を有し、被測定者である生体の一部、たとえば上腕８０に巻かれる。圧迫帯１０は、配管１２を介して空気ポンプ１８に接続される。配管１２の途中には、流量センサ１４と制御弁１６が設けられる。流量センサ１４は、制御弁１６より圧迫帯１０側に設けられる。
　制御弁１６は、空気ポンプ１８から圧送される空気の圧力を調整して圧迫帯１０に供給し、または、圧迫帯１０から空気を排出し、これにより圧迫帯１０の内圧を調節する。
　流量センサ１４は、たとえば熱線式風速計であり、圧迫帯１０に供給される空気の流量または圧迫帯１０から排出される空気の流量を検出する。
　圧迫帯１０には、配管１２を介して圧力センサ２０も接続される。圧力センサ２０は、圧迫帯１０の内圧を検出する。
　流量センサ１４により検出された空気の流量と、圧力センサ２０により検出された圧迫帯１０の内圧は、Ａ／Ｄ変換器を含むインターフェース回路２２を介して処理部２４に供給される。
　処理部２４は、内圧制御部３０、時系列データ取得部３２、関係導出部３４および決定部３６を備える。処理部２４の構成は、ハードウエア的には、任意のコンピュータのＣＰＵ、メモリ、その他のＬＳＩで実現でき、ソフトウエア的にはメモリにロードされたプログラムなどによって実現されるが、ここではそれらの連携によって実現される機能ブロックを描いている。したがって、これらの機能ブロックがハードウエアのみ、ソフトウエアのみ、またはそれらの組合せによっていろいろな形で実現できることは、当業者には理解されるところである。
　内圧制御部３０は、圧力センサ２０により検出された圧迫帯１０の内圧にもとづいて、制御弁１６と空気ポンプ１８を制御して、圧迫帯１０の内圧を増加または低下させる。内圧制御部３０は、圧迫帯１０に空気を供給して内圧を増加させ、圧迫帯１０から空気を排出して内圧を低下させる。
　内圧制御部３０は、血圧測定を開始する場合、圧迫帯１０の内圧を被測定者の収縮期血圧より高い目標最高圧力まで増加させてから、被測定者の拡張期血圧より低い目標最低圧力まで低下させる。目標最高圧力と目標最低圧力は、実験などにより適宜定めることができる。目標最高圧力は、たとえば１８０ｍｍＨｇ程度でもよく、目標最低圧力は、たとえば２０ｍｍＨｇ程度でもよい。
　時系列データ取得部３２は、流量センサ１４により検出された空気の流量と、圧力センサ２０により検出された内圧とにもとづいて、圧迫帯１０の内圧が目標最高圧力から低下する間、圧迫帯１０の容量および内圧の組の時系列データを取得する。時系列データは、容量と内圧の取得時刻も含む。時系列データ取得部３２は、時系列データを関係導出部３４に出力する。
　時系列データ取得部３２は、流量センサ１４により検出された圧迫帯１０に供給される空気の流量および圧迫帯１０から排出される空気の流量にもとづいて、圧迫帯１０の容量を取得する。空気の流量を用いることで、簡素な構成で容量を取得できる。
　被測定者の血管に脈動があるか否かに応じて、オペレータの操作により生体情報測定装置１の動作モードが第１モードまたは第２モードに設定される。脈動がある場合、第１モードに設定される。脈動がない場合、第２モードに設定される。上腕８０の血管の脈動に応じて圧迫帯１０の内圧にも脈動が生じるため、モードは、圧迫帯１０の内圧の変化量にもとづいて自動的に設定されてもよい。
　時系列データ取得部３２は、第１モードでは、圧迫帯１０の内圧が極大または極小になる各タイミングにおける圧迫帯１０の内圧と容量を取得する。内圧が極大になるタイミングは、収縮期血圧のタイミングであり、内圧が極小になるタイミングは、拡張期血圧のタイミングであるといえる。以下、内圧が極小になるタイミングで内圧と容量を取得する例を説明するが、内圧が極大になるタイミングで内圧と容量を取得した場合も同様である。
　時系列データ取得部３２は、第２モードでは、圧迫帯１０の内圧が低下する間、予め定められたタイミング毎に、たとえば一定時間毎に圧迫帯１０の内圧と容量を取得する。
　関係導出部３４は、モードによらず、時系列データ取得部３２で取得された容量と内圧の時系列データにもとづいて、図２に示すような圧迫帯１０の容量と内圧の関係を導出する。関係導出部３４は、導出した容量と内圧の関係を決定部３６に出力する。
　図２は、図１の圧迫帯１０の容量と内圧の関係を示す。図２は、内圧が脈動を有する場合の関係の一例を示す。圧迫帯１０の内圧が目標最高圧力から目標最低圧力まで低下する間、複数組の容量と内圧が取得される。関係導出部３４は、複数組の容量と内圧をもとに、図２の容量と内圧の関係、すなわち内圧の変化に対する容量の変化であるＰ－Ｖ特性を導出する。
　容量と内圧の関係は、上腕８０の弾性の情報を含む。圧迫帯１０の内圧が目標最高圧力から低下することに伴い、圧迫帯１０で圧迫された上腕８０の血管が開口し、血管の弾性が変化する。これにより、圧迫帯１０の直下の上腕８０の弾性も変化する。よって、容量と内圧の関係は、血管の開口に伴う上腕８０の弾性の変化の情報を含む。
　血管に脈動がある場合、圧迫帯１０の内圧が収縮期血圧になると、血管が開口し始める。圧迫帯１０の内圧が拡張期血圧になると、血管がほぼ完全に開口する。そのため、収縮期血圧、拡張期血圧のそれぞれで、容量と内圧の関係に上腕８０の弾性が変化する特徴点が現れる。平均血圧にも特徴点が現れる。特徴点は、容量と内圧の関係を微分することによりピークが現れる点である。そこで、特徴点を検出することで、収縮期血圧、拡張期血圧、平均血圧を決定できる。
　血管に脈動がない場合、圧迫帯１０の内圧が被測定者の血圧になると血管が開口する。そのため、被測定者の血圧で容量と内圧の関係に特徴点が現れる。そこで、特徴点を検出することで血圧を決定できる。
　決定部３６は、関係導出部３４で導出された容量と内圧の関係の微分結果のピーク位置にもとづいて、被測定者の血圧を決定する。決定部３６は、図２に示す容量と内圧の関係を内圧で微分して第１微分値ｄＶ／ｄＰを導出する。第１微分値と内圧の関係は図２に示される。決定部３６は、内圧の取得時刻を用いて第１微分値を時間で微分して、第２微分値ｄ（ｄＶ／ｄＰ）／ｄｔを導出する。第２微分値と内圧の関係は図２に示される。第２微分値は、内圧の変化に対する第１微分値のゆるやかな変化を除去したものであり、複数のピークを含む。決定部３６は、第２微分値のピークの内圧を血圧に決定する。
　決定部３６は、第１モードでは、図２のように第２微分値に複数のピークが含まれる場合、複数のピークの内圧のうち、最も高い内圧Ｐｓを収縮期血圧に決定し、２番目に高い内圧Ｐｍを平均血圧に決定し、３番目に高い内圧Ｐｄを拡張期血圧に決定する。これにより、脈動がある被測定者の収縮期血圧等を取得できる。
　決定部３６は、第２モードでは、容量と内圧の関係に複数のピークが含まれる場合、複数のピークの内圧のうち、最も高い内圧を血圧に決定する。これにより、脈動がない被測定者の血圧を取得できる。
　決定部３６は、ノイズの影響を除去するため、所定の大きさ以上の極大点をピークとみなす。所定の大きさは、実験などにより適宜定めることができる。決定部３６は、決定した血圧を表示部２６に表示させる。
　本実施の形態によれば、圧迫帯１０の内圧が低下する間における圧迫帯１０の容量と内圧の関係を導出するので、容量と内圧の関係は、血管の開口により上腕８０の弾性が変化する特徴点を含む。そして、容量と内圧の関係から導出された第２微分値のピークの内圧、すなわち特徴点の内圧を血圧に決定するので、血圧を精度よく容易に測定できる。脈波の振幅の変化を利用しないので、脈動が弱い場合および脈動がない場合にも、高精度な血圧を取得できる。また、脈波の形状を取得しないので、オシロメトリック法より高速に圧迫帯の内圧を増加または低下させても、血圧の測定精度が低下しにくい。そのため、より短時間で血圧を測定できる。
　第１モードでは、圧迫帯１０の内圧が極大または極小になる各タイミングにおける圧迫帯１０の内圧と容量を取得するので、脈動がある被測定者の血圧を取得できる。第２モードでは、予め定められたタイミング毎に圧迫帯１０の内圧と容量を取得するので、脈動がない被測定者の血圧を取得できる。
（第２の実施の形態）
　第２の実施の形態では、ＦＭＤ測定を実行し、圧迫帯１０の内圧と容量にもとづいて血管径の拡張率を取得する。以下、第１の実施の形態との相違点を中心に説明する。
　図３は、第２の実施の形態に係る生体情報測定装置１の構成を示す。生体情報測定装置１は、ＦＭＤ測定により、生体情報として血管径の拡張率を測定する。生体情報測定装置１は、血管機能測定装置とも呼べる。処理部２４の構成が第１の実施の形態と異なる。処理部２４は、内圧制御部３０、時系列データ取得部３２、関係導出部３４、決定部３６、第１フィッティング部３８、第２フィッティング部４０、血管容量取得部４２、変化量取得部４４および拡張率導出部４６を備える。
　内圧制御部３０は、圧迫帯１０の内圧を生体の一部である上腕８０が駆血される駆血圧力Ｐ１に保持してから、駆血が解除されるホールド圧力Ｐｃまで低下させる。図４を参照して詳細に説明する。
　図４は、図３の圧迫帯１０の内圧の経時変化を示す。内圧制御部３０は、時刻ｔ０において内圧の増加を開始させ、時刻ｔ１において内圧が駆血圧力Ｐ１に達すると、駆血期間Ｈだけ内圧を駆血圧力Ｐ１に保持させる。駆血圧力Ｐ１は、動脈の血管が潰れて閉じる値、たとえば１８０ｍｍＨｇ程度に設定される。駆血期間Ｈは、たとえば数十秒から数分程度に設定される。
　内圧制御部３０は、駆血期間Ｈが経過した時刻ｔ２において、圧迫帯１０の内圧の低下を開始させ、時刻ｔ３において内圧がホールド圧力Ｐｃに達すると、制御弁１６に空気の供給と排出を停止させて、時刻ｔ４までの保持期間Ｔだけ内圧をホールド圧力Ｐｃに保持させる。ホールド圧力Ｐｃは、動脈の血管が開き、かつ、圧迫帯１０が上腕に密着する値、たとえば１５～２０ｍｍＨｇ程度に設定される。
　駆血の解除により動脈血管の血流が再開すると、動脈血管の内皮に作用する血流のずり応力に基づいて、その内皮からＮＯ（一酸化窒素）が産生され、そのＮＯにより平滑筋が弛緩させられることで、血管拡張反応が起こる。保持期間Ｔは、この血管拡張反応により動脈血管の容量が最大となるタイミングを十分にカバーする期間、たとえば９０～３００秒程度に設定される。
　駆血圧力Ｐ１、駆血期間Ｈ、ホールド圧力Ｐｃ、保持期間Ｔは、実験などにより適宜定めることができる。
　時系列データ取得部３２は、時刻ｔ２からｔ３までの圧迫帯１０の内圧が低下する間、圧迫帯１０の容量および内圧の時系列データを取得する。時系列データ取得部３２は、圧迫帯１０の内圧が極小になる各タイミングにおける圧迫帯１０の内圧と容量を取得する。
　関係導出部３４は、時系列データ取得部３２で取得された時系列データにもとづいて、圧迫帯１０の容量と内圧の関係を導出し、導出された容量と内圧の関係を決定部３６に出力する。
　図５は、図３の圧迫帯１０の容量と内圧の関係、第１関数Ｆ１および第２関数Ｆ２を示す。図５では、一例として図２と同じ容量と内圧の関係を示す。
　決定部３６は、第１の実施の形態と同様に、関係導出部３４で導出された容量と内圧の関係にもとづいて生体の拡張期血圧Ｐｄを決定し、決定した拡張期血圧Ｐｄを第１フィッティング部３８と第２フィッティング部４０に出力する。
　第１フィッティング部３８は、内圧が決定部３６で決定された拡張期血圧Ｐｄより高い範囲において、関係導出部３４で導出された容量と内圧の関係に対して第１関数Ｆ１をフィッティングする。第１関数Ｆ１は、たとえば式（１）に示す多項式である。式（１）において、Ｖは容量を表し、Ｐは内圧を表す。第１フィッティング部３８は、周知の技術を用いて、相関係数が１に近づくように式（１）の係数ａ，ｂ，ｃを定める。第１関数Ｆ１は、内圧が拡張期血圧Ｐｄより高い範囲において、容量と内圧の関係を近似する。
　Ｖ＝ａ×Ｐ２＋ｂ×Ｐ＋ｃ　　　・・・（１）
　内圧が極小になる各タイミングにおける圧迫帯１０の内圧と容量を取得するので、容量と内圧の関係は、内圧が拡張期血圧Ｐｄより高い範囲では、動脈および静脈の血管が閉じた状態を表す。そのため、第１関数Ｆ１も、動脈および静脈の血管が閉じた状態の容量と内圧の関係を表す。
　第２フィッティング部４０は、内圧が予め定められた圧力Ｐｘ以上、拡張期血圧Ｐｄ以下の範囲において、関係導出部３４で導出された容量と内圧の関係に対して第２関数Ｆ２をフィッティングする。圧力Ｐｘは、ホールド圧力Ｐｃより高い。第２関数Ｆ２は、たとえば式（２）に示す、べき関数である。第２フィッティング部４０は、周知の技術を用いて、相関係数が１に近づくように式（２）の係数ｄと指数ｅを定める。第２関数Ｆ２は、内圧が圧力Ｐｘ以上、拡張期血圧Ｐｄ以下の範囲において、容量と内圧の関係を近似する。
　Ｖ＝ｄ×Ｐｅ   ・・・（２）
　圧力Ｐｘは、動脈の血管が開き、静脈の血管が閉じる値に定められる。そのため、容量と内圧の関係は、内圧が圧力Ｐｘ以上、拡張期血圧Ｐｄ以下の範囲では、動脈の血管が開き、静脈の血管が閉じた状態を表す。よって、第２関数Ｆ２も、動脈の血管が開き、静脈の血管が閉じた状態の容量と内圧の関係を表す。
　第１関数Ｆ１および第２関数Ｆ２として、容量と内圧の関係に応じて上に凸の様々な関数が用いられ得る。第１関数Ｆ１と第２関数Ｆ２は、たとえば、内圧Ｐに関するｎ（ｎは２以上の整数）次の多項式、三角関数（たとえばｓｉｎ　Ｐ）を含む式、対数関数（たとえばｌｏｇ　Ｐ）を含む式、または、スプライン関数など、カーブフィッティングに用いられる周知の関数であってもよい。第１関数Ｆ１と第２関数Ｆ２は、式（１）、式（２）も含むこれらの関数のうち少なくとも２つを組み合わせた関数でもよい。また、上述の例のように第１関数Ｆ１と第２関数Ｆ２の式が異なる場合もあれば、第１関数Ｆ１と第２関数Ｆ２の式が同じで係数や指数が異なる場合もある。
　血管容量取得部４２は、ホールド圧力Ｐｃのときの第１関数Ｆ１の値Ｖｘと、ホールド圧力Ｐｃのときの第２関数Ｆ２の値であるホールド容量Ｖｃとを取得し、値Ｖｘとホールド容量Ｖｃとの差を血管容量Ｖｖとして取得する。血管容量取得部４２は、取得したホールド容量Ｖｃと血管容量Ｖｖを拡張率導出部４６に出力する。血管容量Ｖｖは、圧迫帯１０による圧迫対象領域の上腕８０の複数の動脈血管の複合的な容量を示す。
　変化量取得部４４は、図４の保持期間Ｔの間、すなわち圧迫帯１０の内圧がホールド圧力Ｐｃに保持される間、圧迫帯１０の内圧の時系列データを取得する。変化量取得部４４は、圧迫帯１０の内圧が極小になる各タイミングにおける内圧を取得する。
　図６は、変化量取得部４４で取得された圧迫帯１０の内圧のホールド圧力Ｐｃからの経時変化１００と、圧迫帯１０の特性１０２とを示す。図６は、図４の時刻ｔ３以降の圧迫帯１０の内圧と時間との関係を示す。圧迫帯１０の内圧は、被測定者の呼吸の影響で振動する。
　血管拡張反応により動脈血管が拡張すると上腕８０が膨らみ、この膨らみが圧迫帯１０の内圧を増加させ、図６に示すように圧迫帯１０の内圧はホールド圧力Ｐｃより高くなる。これにより、圧迫帯１０の容量はホールド容量Ｖｃより小さくなる。
　変化量取得部４４は、取得した時系列データにもとづいて、圧迫帯１０の内圧がホールド圧力Ｐｃになってからの圧迫帯１０の内圧の変化量ΔＰｃを取得し、取得した内圧の変化量ΔＰｃを拡張率導出部４６に出力する。
　ここで、上腕８０が存在しない場合であっても、内圧がホールド圧力Ｐｃである圧迫帯１０は、時間とともに内圧がわずかに増加する特性１０２を有する。そこで、変化量取得部４４は、この圧迫帯１０の特性１０２を補正する。
　変化量取得部４４は、圧迫帯１０の内圧がホールド圧力Ｐｃになってからの圧迫帯１０の内圧の経時変化１００と、時間とともに内圧がホールド圧力Ｐｃから増加する予め取得された圧迫帯１０の特性１０２との差にもとづいて、内圧の変化量ΔＰｃを導出する。変化量取得部４４は、この差の最大値を内圧の変化量ΔＰｃとして導出する。これにより、血管の拡張に起因する内圧の変化量ΔＰｃをより正確に取得できる。
　拡張率導出部４６は、ホールド圧力Ｐｃ、ホールド容量Ｖｃ、血管容量Ｖｖおよび内圧の変化量ΔＰｃにもとづいて、生体の血管径の拡張率Ｒ（％）を導出する。拡張率導出部４６は、１００×Ｖｃ×ΔＰｃ／（２Ｖｖ×Ｐｃ）を血管径の拡張率Ｒとして導出する。拡張率導出部４６は、導出された血管径の拡張率Ｒを表示部２６に表示させる。
　ここで、血管径の拡張率Ｒが上記数式で導出できることを説明する。
　圧迫帯１０の内圧がホールド圧力Ｐｃであり、圧迫帯１０の容量がホールド容量Ｖｃのとき、動脈血管の拡張に応じた圧迫帯１０による圧迫対象領域の上腕８０の容量変化ΔＶｃによって圧迫帯１０が変形し、圧迫帯１０の容量がΔＶｃ減少したとき、圧迫帯１０の内圧がΔＰｃ増加したとする。ただし、上腕８０の容量変化ΔＶｃは全て圧迫帯１０の容量変化として圧迫帯１０に伝わり、温度は一定であると仮定する。ボイルの法則により式（３）が成立するので、式（４）が成立する。
　Ｐｃ×Ｖｃ＝一定　　　　　　　　　　　　・・・（３）
　Ｐｃ×Ｖｃ＝（Ｐｃ＋ΔＰｃ）×（Ｖｃ－ΔＶｃ）
　＝Ｐｃ×Ｖｃ＋Ｖｃ×ΔＰｃ－Ｐｃ×ΔＶｃ－ΔＰｃ×ΔＶｃ　　・・・（４）
　ΔＰｃ×ΔＶｃは微小量であるので省略し、式（４）を変形すると、
　Ｖｃ×ΔＰｃ－Ｐｃ×ΔＶｃ＝０　　　　・・・（５）
より、
　Ｖｃ×ΔＰｃ＝Ｐｃ×ΔＶｃ　　　　　　・・・（６）
となる。
　従って、式（７）が得られる。
　ΔＶｃ＝（Ｖｃ／Ｐｃ）×ΔＰｃ　　　　・・・（７）
　式（７）から、Ｖｃ、Ｐｃ、ΔＰｃを測定することでΔＶｃが求まる。
　ここで、上記容量変化ΔＶｃと、圧迫帯１０による圧迫対象領域の上腕８０の血管容量Ｖｖとの比である変化率ΔＶｃ／Ｖｖは、式（８）で表される。圧迫帯１０による圧迫対象領域内の血管床の複数の動脈血管の複合的な血管の半径をＤとして、圧迫対象領域の長さをＬとして、容量変化ΔＶｃは血管の容量変化であると仮定する。複合的な血管の半径Ｄは、圧迫対象領域内で容量変化を生じると考えられる複数の動脈血管の複合的な容量を有する円柱の半径である。
　ΔＶｃ／Ｖｖ＝π（（Ｄ＋ΔＤ）２－Ｄ２）Ｌ／πＤ２Ｌ
　　　　　　　＝（２ＤΔＤ＋ΔＤ２）／Ｄ２
　　　　　　　＝（２Ｄ＋ΔＤ）ΔＤ／Ｄ２
　　　　　　　≒２ＤΔＤ／Ｄ２
　　　　　　　＝２ΔＤ／Ｄ　　　　　　　　　　　　　　・・・（８）
　また、血管径の拡張率Ｒ（％）は、式（９）で定義される。
　Ｒ＝１００×ΔＤ／Ｄ　　　　　　・・・（９）
　式（８）を式（９）に代入すると、式（１０）が得られる。
　Ｒ＝１００×ΔＶｃ／２Ｖｖ　　　　　　・・・（１０）
　式（７）を式（１０）に代入すると、前述の数式である式（１１）が得られる。
　Ｒ＝１００×Ｖｃ×ΔＰｃ／（２×Ｖｖ×Ｐｃ）　　　・・・（１１）
　本実施の形態によれば、圧迫帯１０の容量と内圧の関係に対して、拡張期血圧Ｐｄで分けて第１関数Ｆ１と第２関数Ｆ２をフィッティングし、ホールド圧力Ｐｃのときの第１関数Ｆ１の値Ｖｘと、ホールド圧力Ｐｃのときの第２関数Ｆ２の値（ホールド容量Ｖｃ）との差を血管容量Ｖｖとして取得する。これにより、上腕８０の血管容量Ｖｖを精度よく取得できる。ホールド圧力Ｐｃ、内圧の変化量ΔＰｃは取得可能であるため、これらの値と式（１１）をもとに、血管径の拡張率Ｒを精度よく測定できる。
　拡張期血圧Ｐｄは、第１の実施の形態と同様に決定されるので、精度が高い。そのため、値Ｖｘとホールド容量Ｖｃの精度も高くなり、血管容量Ｖｖの精度も高くなる。
　また、圧迫帯１０を生体の一部に巻いて血管径の拡張率Ｒを測定するので、既存の超音波画像を用いる装置と比較して、特別な測定技術を必要とせず、測定が容易であり、短時間で測定可能である。圧迫帯１０の圧迫対象領域の複数の動脈血管の容量変化の情報を反映した血管径の拡張率Ｒを取得できるので、再現性の高い血管径の拡張率Ｒを取得しやすくなる。つまり、既存の超音波画像を用いるＦＭＤ測定で生じやすい測定対象の動脈血管の太さや測定位置に応じた血管径の拡張率の変動を回避できる。また、血管容量Ｖｖの変化率ΔＶｃ／Ｖｖを血管径の拡張率Ｒに変換するので、既存の超音波画像を用いるＦＭＤ測定で得られる血管径の拡張率と、本実施の形態の測定値とを比較できる。
　また、既存の超音波画像を用いる装置と比較して、超音波プローブ、超音波プローブを支持して最適位置を探索するプローブ支持装置、超音波画像を生成する超音波画像生成装置などが不要となるため、構成を簡素化して、生体情報測定装置１を低コスト化および小型化できる。
　さらに、ホールド圧力Ｐｃのときに一部の静脈の血管も開く可能性があるが、ホールド圧力Ｐｃより高い圧力Ｐｘ以上の範囲でフィッティングした第２関数Ｆ２をもとに、ホールド圧力Ｐｃのときのホールド容量Ｖｃを取得するので、静脈の血管の容量が含まれないホールド容量Ｖｃを取得しやすい。静脈の血管には血管拡張反応が起こらないため、ホールド容量Ｖｃが動脈の血管の容量に近いことで、より正確な血管径の拡張率Ｒを取得できる。ホールド圧力Ｐｃは厳密に静脈の血管が閉じる値ではなくてもよいので、ホールド圧力Ｐｃの設定が容易である。
（第３の実施の形態）
　第３の実施の形態では、第２関数Ｆ２を用いず、ホールド圧力Ｐｃのときの圧迫帯１０の容量の測定値をホールド容量Ｖｃとすることが、第２の実施の形態と異なる。以下、第２の実施の形態との相違点を中心に説明する。
　図７は、第３の実施の形態に係る生体情報測定装置１の構成を示す。処理部２４の構成が第２の実施の形態と異なり、第２フィッティング部が設けられない。フィッティング部３８ａは、第２の実施の形態の第１フィッティング部３８と同じ機能を有する。第２の実施の形態の第１関数Ｆ１を関数Ｆとよぶ。
　血管容量取得部４２は、関係導出部３４で導出された容量と内圧の関係におけるホールド圧力Ｐｃのときの容量であるホールド容量Ｖｃを取得し、ホールド圧力Ｐｃのときの関数Ｆの値Ｖｘと、ホールド容量Ｖｃとの差を血管容量Ｖｖとして取得する。
　ホールド圧力Ｐｃのときに一部の静脈の血管が開いた場合、ホールド容量Ｖｃは開いた静脈の血管の容量も含むため、血管径の拡張率Ｒの精度が第２の実施の形態より低下する可能性がある。そこで、精度を高めるため、動脈の血管が開き、かつ、静脈の血管が閉じる値にホールド圧力Ｐｃを設定することが好ましい。
　本実施の形態によれば、１種類の関数をフィッティングすればよいので、処理部２４の処理を第２の実施の形態より簡素化できる。
　以上、本開示を実施の形態をもとに説明した。これらの実施の形態は例示であり、それらの各構成要素や各処理プロセスの組合せにいろいろな変形例が可能なこと、またそうした変形例も本開示の範囲にあることは当業者に理解されるところである。
　たとえば、第１の実施の形態において、時系列データ取得部３２は、圧迫帯１０の内圧が極大および極小になる各タイミングにおける圧迫帯１０の内圧と容量を取得してもよい。関係導出部３４は、圧迫帯１０の内圧が極小になるタイミングの時系列データにもとづいて、圧迫帯１０の容量と内圧の第１の関係を導出し、圧迫帯１０の内圧が極大になるタイミングの時系列データにもとづいて、圧迫帯１０の容量と内圧の第２の関係を導出してもよい。決定部３６は、第１の関係の微分結果のピーク位置にもとづいて拡張期血圧を決定し、第２の関係の微分結果のピーク位置にもとづいて収縮期血圧を決定してもよい。この変形例では、ノイズの影響が大きい場合にも、血圧を精度よく測定しやすい。
　第１から第３の実施の形態において、時系列データ取得部３２は、圧迫帯１０の内圧が低下する間に代えて、内圧が０付近から増加する間、圧迫帯１０の容量および内圧の時系列データを取得してもよい。この変形例では、生体情報測定装置１の構成の自由度を向上できる。
　第１の実施の形態において、第２の実施の形態の第１フィッティング部３８と第２フィッティング部４０を設けてもよい。決定部３６は、第１関数Ｆ１と第２関数Ｆ２の交点の内圧を拡張期血圧としてもよい。この変形例では、時系列データ取得部３２で取得された２つの内圧の間の値が収縮期血圧である場合にも、より正確な拡張期血圧を取得できる。
　第１の実施の形態において、決定部３６は、第１微分値を内圧で微分して第２微分値を導出してもよい。この変形例では、生体情報測定装置１の構成の自由度を向上できる。
　第１から第３の実施の形態では、圧迫帯１０は上腕８０に巻かれているが、下肢、指、手首などに巻かれてもよい。
　第２および第３の実施の形態において、拡張率導出部４６は、血管径の拡張率Ｒに代えて、血管容量Ｖｖの拡張率Ｒ’（％）を導出してもよい。血管容量Ｖｖの拡張率Ｒ’は、Ｒ’＝１００×ΔＶｃ／Ｖｖで定義されるので、この式に式（７）を代入して、式（１２）で表される。
　Ｒ’＝１００×Ｖｃ×ΔＰｃ／（Ｖｖ×Ｐｃ）　　　・・・（１２）
　拡張率導出部４６は、１００×Ｖｃ×ΔＰｃ／（Ｖｖ×Ｐｃ）を血管容量Ｖｖの拡張率Ｒ’として導出する。この変形例では、血管拡張反応に関する別の指標を得ることができる。
１…生体情報測定装置、１０…圧迫帯、１４…流量センサ、３０…内圧制御部、３２…時系列データ取得部、３４…関係導出部、３６…決定部、３８…第１フィッティング部、３８ａ…フィッティング部、４０…第２フィッティング部、４２…血管容量取得部、４４…変化量取得部、４６…拡張率導出部。
　本開示は、生体情報を測定する技術に利用できる。

Claims (11)

  1. 　生体の一部に巻かれた圧迫帯の内圧を増加または低下させる内圧制御部と、
    　前記圧迫帯の内圧が増加または低下する間、当該圧迫帯の容量および内圧の時系列データを取得する時系列データ取得部と、
    　前記時系列データにもとづいて、前記圧迫帯の容量と内圧の関係を導出する関係導出部と、
    　前記関係を内圧で微分して第１微分値を導出し、当該第１微分値を時間または内圧で微分して第２微分値を導出し、当該第２微分値のピークの内圧を前記生体の血圧に決定する決定部と、
    　を備えることを特徴とする生体情報測定装置。
  2. 　前記決定部は、前記第２微分値に複数のピークが含まれる場合、当該複数のピークの内圧のうち、最も高い内圧を収縮期血圧に決定し、２番目に高い内圧を平均血圧に決定し、３番目に高い内圧を拡張期血圧に決定する、ことを特徴とする請求項１に記載の生体情報測定装置。
  3. 　前記時系列データ取得部は、前記圧迫帯の内圧が極大または極小になる各タイミングにおける当該圧迫帯の内圧と容量を取得する、ことを特徴とする請求項１または２に記載の生体情報測定装置。
  4. 　前記時系列データ取得部は、予め定められたタイミング毎に前記圧迫帯の内圧と容量を取得する、ことを特徴とする請求項１に記載の生体情報測定装置。
  5. 　前記内圧制御部は、前記圧迫帯に気体を供給して内圧を増加させ、当該圧迫帯から気体を排出して内圧を低下させ、
    　前記時系列データ取得部は、流量センサにより検出された前記圧迫帯に供給される気体の流量および当該圧迫帯から排出される気体の流量にもとづいて、当該圧迫帯の容量を取得する、ことを特徴とする請求項１から４のいずれかに記載の生体情報測定装置。
  6. 　生体の一部に巻かれた圧迫帯の内圧を増加させて当該生体の一部が駆血される駆血圧力に保持してから、駆血が解除されるホールド圧力まで低下させる内圧制御部と、
    　前記圧迫帯の内圧が増加または低下する間、当該圧迫帯の容量および内圧の時系列データを取得する時系列データ取得部と、
    　前記時系列データにもとづいて、前記圧迫帯の容量と内圧の関係を導出する関係導出部と、
    　内圧が前記生体の拡張期血圧より高い範囲において、前記関係に対して第１関数をフィッティングする第１フィッティング部と、
    　内圧が前記ホールド圧力より高い予め定められた圧力以上、前記拡張期血圧以下の範囲において、前記関係に対して第２関数をフィッティングする第２フィッティング部と、
    　前記ホールド圧力のときの前記第１関数の値と、当該ホールド圧力のときの前記第２関数の値であるホールド容量との差を血管容量として取得する血管容量取得部と、
    　前記圧迫帯の内圧が前記ホールド圧力になってからの当該圧迫帯の内圧の変化量を取得する変化量取得部と、
    　前記ホールド圧力、前記ホールド容量、前記血管容量および前記内圧の変化量にもとづいて、前記生体の血管径または前記血管容量の拡張率を導出する拡張率導出部と、
    　を備えることを特徴とする生体情報測定装置。
  7. 　生体の一部に巻かれた圧迫帯の内圧を増加させて当該生体の一部が駆血される駆血圧力に保持してから、駆血が解除されるホールド圧力まで低下させる内圧制御部と、
    　前記圧迫帯の内圧が増加または低下する間、当該圧迫帯の容量および内圧の時系列データを取得する時系列データ取得部と、
    　前記時系列データにもとづいて、前記圧迫帯の容量と内圧の関係を導出する関係導出部と、
    　内圧が前記生体の拡張期血圧より高い範囲において、前記関係に対して関数をフィッティングするフィッティング部と、
    　前記ホールド圧力のときの前記関数の値と、前記関係における当該ホールド圧力のときの容量であるホールド容量との差を血管容量として取得する血管容量取得部と、
    　前記圧迫帯の内圧が前記ホールド圧力になってからの当該圧迫帯の内圧の変化量を取得する変化量取得部と、
    　前記ホールド圧力、前記ホールド容量、前記血管容量および前記内圧の変化量にもとづいて、前記生体の血管径または前記血管容量の拡張率を導出する拡張率導出部と、
    　を備えることを特徴とする生体情報測定装置。
  8. 　前記ホールド容量をＶｃとして、前記ホールド圧力をＰｃとして、前記血管容量をＶｖとして、前記内圧の変化量をΔＰｃとして、
    　前記拡張率導出部は、１００×Ｖｃ×ΔＰｃ／（２Ｖｖ×Ｐｃ）を前記血管径の拡張率として導出する、ことを特徴とする請求項６または７に記載の生体情報測定装置。
  9. 　前記変化量取得部は、前記圧迫帯の内圧が前記ホールド圧力になってからの当該圧迫帯の内圧の経時変化と、時間とともに内圧が当該ホールド圧力から増加する予め取得された当該圧迫帯の特性との差にもとづいて、前記内圧の変化量を導出する、ことを特徴とする請求項６から８のいずれかに記載の生体情報測定装置。
  10. 　前記関係を内圧で微分して第１微分値を導出し、当該第１微分値を時間または内圧で微分して第２微分値を導出し、当該第２微分値のピークの内圧にもとづいて前記拡張期血圧を決定する決定部をさらに備える、ことを特徴とする請求項６から９のいずれかに記載の生体情報測定装置。
  11. 　前記時系列データ取得部は、前記圧迫帯の内圧が極小になる各タイミングにおける当該圧迫帯の内圧と容量を取得する、ことを特徴とする請求項６から１０のいずれかに記載の生体情報測定装置。
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