WO2024089976A1 - 血圧計、血圧測定方法およびコロトコフ音検出装置 - Google Patents

血圧計、血圧測定方法およびコロトコフ音検出装置 Download PDF

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diaphragm
chamber
blood pressure
pressure
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亘 角田
晃誠 内藤
幸哉 澤野井
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Omron Healthcare Co Ltd
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    • A61B5/0225—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers the pressure being controlled by electric signals, e.g. derived from Korotkoff sounds

Definitions

  • This invention relates to a blood pressure monitor and a blood pressure measurement method, and more specifically to a blood pressure monitor and a blood pressure measurement method that measures blood pressure based on Korotkoff sounds generated at a measurement site.
  • This invention also relates to a Korotkoff sound detection device that is included in such a blood pressure monitor and extracts Korotkoff sounds from sounds generated at a measurement site.
  • this type of Korotkoff sound detection device (and blood pressure monitor) is known to have a diaphragm (metallic membrane) that vibrates in response to sound collected from a cuff that is wrapped around the upper arm of the human body and pressurized, and has a mechanical resonance point within the frequency band in which Korotkoff sounds exist, and a means for converting the mechanical vibration of this diaphragm into an electrical signal.
  • This configuration is understood to be a condenser microphone.
  • the document states that the mechanical resonance characteristics of the diaphragm make it possible to remove noise components other than Korotkoff sounds and extract only the Korotkoff sounds.
  • the sound generated by the measured area includes not only Korotkoff sounds (frequency band: approximately 20 Hz to 500 Hz) but also pressure pulse waves (frequency band: approximately several tens of Hz), which are the pulse wave vibrations of the artery passing through the measured area.
  • the two frequency bands overlap, and the amplitude of the pressure pulse wave is greater than that of the Korotkoff sounds.
  • the configuration described in Patent Document 1 has the problem that it is difficult to extract only the Korotkoff sounds from the sounds generated by the measured area.
  • the object of this invention is to provide a blood pressure monitor and blood pressure measurement method that measures blood pressure based on Korotkoff sounds generated by the measurement site, and that can extract Korotkoff sounds from the sounds generated by the measurement site with a good S/N ratio (signal-to-noise ratio), thereby improving the accuracy of blood pressure measurement.
  • Another object of this invention is to provide a Korotkoff sound detection device that is included in such a blood pressure monitor and that can extract Korotkoff sounds from the sounds generated by the measurement site with a good S/N ratio.
  • the blood pressure monitor disclosed herein comprises: A sphygmomanometer for measuring blood pressure based on Korotkoff sounds generated at a measurement site, A pressure cuff configured to be attached to the measurement site; A pump, an air pipe fluidly connecting the cuff and the pump; a pressure control unit that supplies air to the cuff through the air piping by the pump to pressurize the measurement site, or that exhausts the air from the cuff through the air piping to reduce pressure; a diaphragm is provided as a part of a tube wall of the air piping or connected to the tube wall, and is arranged so as to receive the air pressure in the air piping on one side, the diaphragm being configured to block the air pressure in the air piping during the pressurization or depressurization process of the cuff by the pressure control unit, while allowing sounds in the frequency band of the Korotkoff sounds, among sounds transmitted from the measurement site through the air in the air piping, to pass through the diaphrag
  • one side and “the other side” of the diaphragm refer to both sides of the diaphragm.
  • the diaphragm being arranged "connected to the pipe wall" of the air pipe includes, for example, an embodiment in which the diaphragm is arranged connected to the pipe wall of another pipe branching off from the air pipe.
  • the pressure control unit uses the pump to supply air to the cuff through the air piping to pressurize the measurement site, or exhausts the air from the cuff through the air piping to depressurize the measurement site.
  • the diaphragm receives the air pressure in the air piping on one side and blocks the air pressure in the air piping.
  • the diaphragm transmits through the diaphragm sounds in the frequency band of the Korotkoff sounds that are transmitted from the measurement site through the air in the air piping.
  • the sound detection device receives the sound that has transmitted through the diaphragm through the air occupying the chamber and converts it into an electrical signal.
  • the blood pressure calculation unit calculates the blood pressure at the measurement site based on the electrical signal.
  • the diaphragm blocks the air pressure in the air piping, so the influence of pressure pulse waves, which are arterial pulse wave vibrations (frequency band: about several tens of Hz), on the sound generated by the part being measured can be reduced. Furthermore, the sound detection device receives the sound that has passed through the diaphragm via the air occupying the chamber, in other words, at a position separated from the diaphragm (which directly receives the pressure pulse waves). This further reduces the influence of pressure pulse waves. As a result, this blood pressure monitor can extract Korotkoff sounds with a good S/N ratio from the sound generated by the part being measured. This can improve the accuracy of blood pressure measurement.
  • pressure pulse waves which are arterial pulse wave vibrations (frequency band: about several tens of Hz)
  • the sound detection device receives the sound that has passed through the diaphragm via the air occupying the chamber, in other words, at a position separated from the diaphragm (which directly receives the pressure pulse waves). This further reduces the influence of
  • the diaphragm will bend as the air pressure in the air pipe gradually changes during the cuff pressurization or depressurization process, causing a change in the air pressure in the chamber. If there is such a change in pressure in the air occupying the chamber, for example if the sound detection device is a condenser microphone, this is undesirable as it will change the sensitivity of the microphone.
  • the dynamic range of a condenser microphone requires a width equivalent to the change in cuff pressure (approximately 0 to 300 mmHg), which reduces the resolution of the Korotkoff sound. This will also have an adverse effect on the durability and reliability of the sound detection device.
  • the present invention is characterized in that a pressure relief hole that fluidly connects the inside and outside of the chamber is provided in a portion of the peripheral wall of the chamber other than the diaphragm, and the pressure relief hole acts to suppress changes in the air pressure in the chamber from atmospheric pressure.
  • a pressure relief hole is provided in the peripheral wall of the chamber other than the diaphragm, allowing fluid to flow between the inside and outside of the chamber. Therefore, when the diaphragm bends as the air pressure in the air piping gradually changes during the pressurization or depressurization process of the cuff, causing the air pressure in the chamber to change, the pressure relief hole acts to prevent the air pressure in the chamber from changing from atmospheric pressure. Therefore, even if the air pressure in the air piping changes, it is possible to prevent the pressure change (load) from adversely affecting the sensitivity, resolution, durability, and reliability of the sound detection device.
  • the sound detection device can be not only a condenser microphone, but also various types of microphones, such as a dynamic microphone or a MEMS (Micro Electronics Mechanical System) microphone, allowing greater freedom in microphone selection.
  • a condenser microphone but also various types of microphones, such as a dynamic microphone or a MEMS (Micro Electronics Mechanical System) microphone, allowing greater freedom in microphone selection.
  • MEMS Micro Electronics Mechanical System
  • the pressure relief hole is a wide opening, noise can easily enter the chamber from outside through the wide opening. This can reduce the signal-to-noise ratio of the Korotkoff sound.
  • the pressure relief holes are characterized in that they have the form of elongated channels or elongated grooves.
  • the pressure relief hole has the form of a long, thin pipe or a long, thin groove. Therefore, compared to when the pressure relief hole is, for example, a wide opening, noise is less likely to enter the chamber from outside. Therefore, it is possible to prevent the S/N ratio of the Korotkoff sound from decreasing due to the pressure relief hole.
  • the blood pressure monitor comprises:
  • the present invention is characterized in that a sound-insulating material having air permeability and sound-insulating properties is accommodated inside the elongated duct or the elongated groove.
  • a typical example of a "soundproofing material with breathability and soundproofing properties" is a porous material such as polyurethane foam.
  • the sound-proofing material housed inside the elongated duct or the elongated groove has air permeability. Therefore, the function of the pressure relief holes to prevent the air pressure in the chamber from changing from atmospheric pressure is not lost due to the presence of the sound-proofing material.
  • the sound-proofing material since the sound-proofing material has sound insulation properties, noise is less likely to enter the chamber from outside the chamber through the elongated duct or the elongated groove, compared to when only air is present inside the elongated duct or the elongated groove. Therefore, it is possible to prevent the S/N ratio of the Korotkoff sound from decreasing due to the pressure relief holes.
  • the blood pressure monitor comprises: The diaphragm is characterized in that it is set to have a natural frequency that matches the frequency band of the Korotkoff sound.
  • the diaphragm is set to have a natural frequency that matches the frequency band of the Korotkoff sound. Therefore, the diaphragm can selectively transmit sounds that have the frequency band of the Korotkoff sound among the sounds transmitted from the measurement site through the air in the air piping. This can further improve the signal-to-noise ratio of the Korotkoff sound, and further increase the accuracy of blood pressure measurement.
  • the blood pressure monitor comprises: The chamber is characterized in that it is set to have a resonant frequency that matches the frequency band of the Korotkoff sound.
  • the chamber is set to have a resonant frequency that matches the frequency band of the Korotkoff sounds. Therefore, the chamber can selectively amplify sounds that have the frequency band of the Korotkoff sounds among the sounds that have passed through the diaphragm. This can further improve the signal-to-noise ratio of the Korotkoff sounds, and further increase the accuracy of blood pressure measurement.
  • the blood pressure monitor comprises:
  • the diaphragm is characterized in that it is made of synthetic resin.
  • the diaphragm is made of synthetic resin, which makes it lighter than a metal diaphragm and easier to process during manufacturing.
  • the blood pressure monitor comprises: a threshold setting unit that sets a threshold for extracting the Korotkoff sound in the electrical signal output by the sound detection device,
  • the blood pressure calculation unit calculates the blood pressure at the measurement site based on only those electrical signals that exceed the threshold value.
  • the threshold setting unit sets a threshold for extracting the Korotkoff sounds in the electrical signal output by the sound detection device.
  • the blood pressure calculation unit calculates the blood pressure at the measurement site based only on the electrical signals that exceed the threshold. Therefore, for example, background noise can be removed from the electrical signal output by the sound detection device. This makes it possible to further improve the signal-to-noise ratio of the Korotkoff sounds and further increase the accuracy of blood pressure measurement.
  • the blood pressure measuring method of the present disclosure includes: A blood pressure measurement method for measuring blood pressure based on Korotkoff sounds generated at a measurement site by the above blood pressure meter, comprising: With the pressing cuff attached to the measurement site, the pressure control unit supplies air to the cuff through the air piping by the pump to pressurize the measurement site, or exhausts the air from the cuff through the air piping to reduce pressure, During the process of pressurizing or depressurizing the cuff by the pressure control section, the diaphragm receives the air pressure in the air piping on one side, blocking the air pressure in the air piping and allowing sounds in the frequency band of the Korotkoff sounds, which are transmitted from the measurement site through the air in the air piping, to pass through the diaphragm, with the result that the sounds transmitted through the diaphragm are transmitted to the air occupying the chamber, The sound detection device receives the sound transmitted through the diaphragm via the air occupying the chamber and converts it into
  • the disclosed blood pressure measurement method allows Korotkoff sounds to be extracted with a good signal-to-noise ratio from the sounds generated by the area being measured, thereby improving the accuracy of blood pressure measurements.
  • the Korotkoff sound detection device of the present disclosure comprises: A Korotkoff sound detection device included in the blood pressure monitor and configured to extract Korotkoff sounds from sounds generated at the measurement site, a diaphragm is provided as a part of a tube wall of the air piping or connected to the tube wall, and is arranged so as to receive the air pressure in the air piping on one side, the diaphragm being configured to block the air pressure in the air piping during the pressurization or depressurization process of the cuff by the pressure control unit, while allowing sounds in the frequency band of the Korotkoff sounds, among sounds transmitted from the measurement site through the air in the air piping, to pass through the diaphragm; a chamber is provided on the other surface side of the diaphragm opposite to the one surface, the chamber including the diaphragm as a part of a peripheral wall, and sound transmitted through the diaphragm is transmitted to air occupying the chamber;
  • the present invention is characterized in that a sound
  • the Korotkoff sound detection device disclosed herein can extract Korotkoff sounds with a good signal-to-noise ratio from the sounds generated by the area being measured.
  • the disclosed blood pressure monitor and blood pressure measurement method can extract Korotkoff sounds with a good S/N ratio from sounds generated by the measured area, thereby improving the accuracy of blood pressure measurements. Furthermore, the disclosed Korotkoff sound detection device can extract Korotkoff sounds with a good S/N ratio from sounds generated by the measured area.
  • FIG. 1 is a diagram showing a block configuration of a sphygmomanometer according to an embodiment of the present invention
  • Fig. 2A is a perspective view showing a cross-sectional structure of a Korotkoff sound detection device included in the blood pressure monitor
  • Fig. 2B is a diagram showing a model for setting the resonance frequency of a chamber included in the Korotkoff sound detection device.
  • Fig. 3(A), Fig. 3(B), and Fig. 3(C) are diagrams showing various aspects of a thin tube forming a pressure relief hole that allows fluid to flow between the inside and outside of the chamber, respectively.
  • Fig. 3(D) is a diagram showing the verification result of noise reduction by accommodating a sound-proofing material inside the thin tube shown in Fig.
  • 3(C). 2 is a diagram showing a state in which a pressure cuff of the blood pressure monitor is attached to an upper arm as a measurement site.
  • FIG. FIG. 4 is a diagram showing a flow of blood pressure measurement using the sphygmomanometer.
  • 6(A) and 6(B) are diagrams for explaining the operation of the Korotkoff sound detection device during blood pressure measurement.
  • 4 is a diagram illustrating an example of a sound signal output by the Korotkoff sound detection device in the blood pressure monitor (embodiment).
  • FIG. 10A and 10B are diagrams illustrating sound signals output by a Korotkoff sound detection device of a comparative example.
  • 9(A) and 9(B) are diagrams showing modified examples of the pressure relieving holes.
  • FIG. 1 shows a block diagram of a blood pressure monitor 1 according to an embodiment of the present invention.
  • This blood pressure monitor 1 is roughly divided into a pressure cuff (hereinafter simply referred to as a "cuff") 20 that is attached around a measurement site (in this example, the upper arm), and a main body 10 that is connected to this cuff 20 via an air pipe 37 so as to be capable of fluid communication.
  • a pressure cuff hereinafter simply referred to as a "cuff” 20 that is attached around a measurement site (in this example, the upper arm)
  • a main body 10 that is connected to this cuff 20 via an air pipe 37 so as to be capable of fluid communication.
  • the cuff 20 includes a bag body 21, which is constructed by opposing an elongated strip-shaped outer cloth and an inner cloth, with their peripheral edges sewn (or welded). Inside this bag body 21 is housed a fluid bag 22 for applying pressure to the area to be measured.
  • the main body 10 is equipped with a control unit 110, a display 50, an operation unit 52, a memory 51, a power supply unit 53, a pressure sensor 31, a pump 32, a valve 33, and a Korotkoff sound detection device 60 for extracting Korotkoff sounds from sounds generated by the measurement site.
  • the main body 10 is further equipped with an A/D conversion circuit 310 that converts analog output from the pressure sensor 31 into a digital signal, a pump drive circuit 320 that drives the pump 32, a valve drive circuit 330 that drives the valve 33, and an A/D conversion circuit 410 that converts analog output from the Korotkoff sound detection device 60 into a digital signal.
  • Air pipes 37a, 37b, 37c, and 37d are connected to the pressure sensor 31, the pump 32, the valve 33, and the Korotkoff sound detection device 60, respectively, so as to be capable of flowing fluid therethrough.
  • These air pipes 37a, 37b, 37c, and 37d merge into one air pipe 37 inside the main body 10, and this air pipe 37 is connected to the fluid bag 22 inside the cuff 20 so that the fluid can flow through it.
  • the air pipes 37a, 37b, 37c, and 37d will be collectively referred to as air pipes 37 as appropriate.
  • the output of the Korotkoff sound detection device 60 is transmitted to the A/D conversion circuit 410 as a sound signal Ks, which is an electrical signal, by wiring 71.
  • the display 50 includes a display and an indicator, and displays predetermined information (e.g., blood pressure measurement results) according to a control signal from the control unit 110.
  • predetermined information e.g., blood pressure measurement results
  • the operation unit 52 inputs an operation signal corresponding to an instruction from the user to the control unit 110.
  • the operation unit 52 includes a measurement switch 52A for receiving an instruction to start/stop blood pressure measurement, and a memory switch 52B for receiving an instruction to call up the blood pressure measurement result data stored in the memory 51.
  • Memory 51 serves as a storage unit and stores program data for controlling sphygmomanometer 1, setting data for setting various functions of sphygmomanometer 1, and blood pressure measurement result data. Memory 51 is also used as a work memory when a program is executed.
  • the control unit 110 includes a CPU (Central Processing Unit) and controls the overall operation of the blood pressure monitor 1. Specifically, the control unit 110 acts as a pressure control unit in accordance with a program for controlling the blood pressure monitor 1 stored in the memory 51, and controls the operation of the pump 32 and the valve 33 in response to an operation signal from the operation unit 52. The control unit 110 also acts as a threshold setting unit and blood pressure calculation unit, calculates the blood pressure value of the measurement site based on the sound signal Ks output by the Korotkoff sound detection device 60, and controls the display 50 and memory 51. A specific method of measuring blood pressure will be described later.
  • a CPU Central Processing Unit
  • the power supply unit 53 supplies power to the control unit 110, the pressure sensor 31, the pump 32, the valve 33, the display 50, the memory 51, the A/D conversion circuits 310 and 410, the pump drive circuit 320, the valve drive circuit 330, and the microphone 40, which will be described later. Power is supplied to the microphone 40 through a wire 71.
  • the pressure sensor 31 in this example is a piezo-resistive pressure sensor, which receives the pressure (called "cuff pressure Pc") of the cuff 20 (in this example, the fluid bag 22) through the air piping 37, and outputs an electrical signal value based on the change in electrical resistance due to the piezo-resistive effect to the control unit 110 through the A/D conversion circuit 310.
  • the control unit 110 detects the cuff pressure Pc according to the electrical signal value from the pressure sensor 31.
  • the pump 32 supplies air to the fluid bag 22 through the air pipe 37 to increase the cuff pressure Pc.
  • the valve 33 opens and closes to control the cuff pressure Pc by discharging or sealing air in the fluid bag 22 through the air pipe 37.
  • the pump drive circuit 320 drives the pump 32 based on a control signal provided by the control unit 110.
  • the valve drive circuit 330 opens and closes the valve 33 based on a control signal provided by the control unit 110.
  • the Korotkoff sound detection device 60 generally includes a roughly short cylindrical case 61, a diaphragm 62 arranged across the case 61, a microphone 40 as a sound detection device, and a thin tube 63 forming a hole for relieving pressure.
  • FIG. 2(A) illustrates an example of a cross-sectional structure of a Korotkoff sound detection device 60.
  • This Korotkoff sound detection device 60 has a case 61 including a lower case 61A and an upper case 61B.
  • FIG. 2(A) shows a longitudinal section of the case 61 cut in half along a vertical plane. Note that the terms “lower”, “upper”, “vertical”, and “horizontal” (described below) are used for convenience of explanation, and the case 61 as a whole can be positioned in any orientation within the main body 10 of the sphygmomanometer 1.
  • the lower case 61A includes a cylindrical portion 61A1 that fits around the air pipe 37d, a plate portion 61A2 that has a generally rectangular plate-like shape that extends horizontally from the upper end of the cylindrical portion 61A1, a recess 61A3 that is provided on the upper surface of the plate portion 61A2 as a circular depression with a flat bottom, and an edge portion 61A4 that bends and extends upward from the end edge (the right edge in FIG. 2(A)) of the plate portion 61A2.
  • the cylindrical portion 61A1 fits airtight around the air pipe 37d.
  • the space Cd that the recess 61A3 creates on the plate portion 61A2 is fluidically connected to the air pipe 37d (and therefore the air pipe 37) via the cylindrical portion 61A1.
  • the horizontal dimension of the plate portion 61A2 is set to about 50 mm.
  • the upper case 61B includes a substantially rectangular plate portion 61B1 extending substantially parallel to the plate portion 61A2 of the lower case 61A, a dome portion 61B2 protruding upward from the plate portion 61B1 in a circular dome shape, a cylindrical portion 61B3 extending upward from the approximate center of the dome portion 61B2, and an edge portion 61B4 bending downward from the end edge (the left edge in FIG. 2(A)) of the plate portion 61B1.
  • the horizontal dimension of the plate portion 61B1 is set to approximately 50 mm, similar to that of the plate portion 61A2 of the lower case 61A.
  • the horizontal position and dimensions of the dome portion 61B2 are substantially the same as those of the recess 61A3 of the lower case 61A.
  • the air pipe 38 is inserted into the cylindrical portion 61B3 in an airtight fit.
  • a microphone 40 is attached airtight to the upper end of the air pipe 38.
  • a thin tube 63 is attached midway through the air pipe 38.
  • the space Cm (forming a chamber, described below) formed by the inner periphery 61B1i of the plate portion 61B1 and the inner periphery 61B1i of the dome portion 61B2 is in fluid communication with the microphone 40 via the cylindrical portion 61B3 and the air pipe 38.
  • a substantially circular membrane-like diaphragm 62 is provided so as to cross and separate the space Cd and the space Cm.
  • the peripheral portion 62e of the diaphragm 62 is sandwiched between the plate portion 61A2 of the lower case 61A and the plate portion 61B1 of the upper case 61B.
  • the portion of the diaphragm 62 other than the peripheral portion 62e can vibrate up and down as shown by the arrow Bs in FIG. 2(A).
  • the peripheral portion 62e of the diaphragm 62 may be bonded to the plate portion 61A2 of the lower case 61A and/or the plate portion 61B1 of the upper case 61B with an adhesive.
  • the diaphragm 62 is made of a polyurethane sheet (thickness 0.3 mm) as a synthetic resin.
  • the natural frequency of the diaphragm 62 is set to match the frequency band of Korotkoff sounds (approximately 20 Hz to 500 Hz). Therefore, the diaphragm 62 can selectively transmit sounds in the frequency band of Korotkoff sounds.
  • the edge 61A4 of the lower case 61A and the edge 61B4 of the upper case 61B are provided for the convenience of aligning the lower case 61A and the upper case 61B with each other in the horizontal plane when assembling the lower case 61A and the upper case 61B. Thanks to these edges 61A4, 61B4, the recess 61A3 of the lower case 61A and the dome portion 61B2 of the upper case 61B can be easily aligned concentrically.
  • the upper surface 62b of the diaphragm 62, the inner peripheral edge 61B1i of the plate portion 61B1, the inner surface 61B2i of the dome portion 61B2, the cylindrical portion 61B3, and the air piping 38 form a chamber (for simplicity, represented by the same reference symbol as the space Cm).
  • the chamber Cm is set to have a resonant frequency that matches the frequency band of Korotkoff sounds (approximately 20 Hz to 500 Hz).
  • Fig. 2B shows a model of Helmholtz Resonance in a configuration in which the cylindrical portion 61B3 of the upper case 61B and the air pipe 38 are omitted and the chamber Cm is directly connected to the microphone 40 so as to be capable of fluid communication (note that in this case, the thin tube 63 may be directly attached to the dome portion 61B2 of the upper case 61B as shown in Fig. 1, or may be formed integrally with the dome portion 61B2).
  • S represents the effective area of the diaphragm 62 (the area of the part that actually vibrates, in m2 )
  • V represents the internal volume of the chamber Cm (in m3 )
  • L represents the equivalent neck length (in m).
  • c represents the speed of sound
  • c is approximately 340 m/sec.
  • the resonant frequency f of the chamber Cm is set to match the frequency band of Korotkoff sounds (approximately 20 Hz to 500 Hz) based on the formula (Eq. 1).
  • the chamber Cm can selectively amplify sounds that have the frequency band of Korotkoff sounds among the sounds that have passed through the diaphragm 62.
  • the microphone 40 receives the sound that has passed through the diaphragm 62 via the air occupying the chamber Cm and converts it into an electrical sound signal Ks.
  • the sound signal Ks contains components that mainly represent Korotkoff sounds.
  • the sound signal Ks is transmitted to the control unit 110 as the output of the Korotkoff sound detection device 60 via the wiring 71 and the A/D conversion circuit 410.
  • the thin tube 63 forming the pressure relief hole has a cylindrical outer shape.
  • a pressure relief hole 63o is provided inside the thin tube 63, which allows fluid to flow between the inside and outside of the chamber Cm.
  • the hole 63o is in the form of a long, thin pipe that extends in a straight line.
  • the axial dimension L of the thin tube 63 is set to a few mm to a few cm.
  • the inner diameter Di of the hole 63o is set to about 0.1 mm to a few mm.
  • the hole 63o allows air to flow between the inside and outside of the chamber Cm, as shown by the arrow Ai in FIG. 3(A), and acts to prevent the air pressure in the chamber Cm from changing from the atmospheric pressure (ambient pressure) Am. Therefore, even if the air pressure in the air pipe 37 (and space Cd) changes, it is possible to prevent the pressure change (load) from adversely affecting the sensitivity, resolution, durability, and reliability of the microphone 40.
  • the pressure relief hole 63o is in the form of a long and thin pipe. Therefore, compared to when the hole 63o is, for example, a wide opening (not shown), noise is less likely to enter the chamber Cm from outside the chamber Cm through the hole 63o. This prevents the S/N ratio of the Korotkoff sound from decreasing due to the pressure relief hole.
  • the hole 63o is straight, but this is not limited to this.
  • the pressure relief hole 63oB provided therein is in the form of a long and thin pipe that moves back and forth in a zigzag pattern.
  • the hole 63oB works to prevent the air pressure in the chamber Cm from changing from the atmospheric pressure Am by circulating air inside and outside the chamber Cm, as shown by the arrow AiB. Therefore, even if the air pressure in the air pipe 37 (and the space Cd) changes, it is possible to prevent the pressure change (load) from adversely affecting the sensitivity, resolution, durability, reliability, etc. of the microphone 40. Moreover, compared to the example in FIG. 3(A), noise is less likely to enter the chamber Cm from outside the chamber Cm through the hole 63oB. Therefore, it is possible to further prevent the S/N ratio of the Korotkoff sound from decreasing due to the pressure relief hole.
  • the pressure relief hole 63oC provided therein is in the form of a long, thin pipe extending straight.
  • the hole 63oC contains polyurethane foam 64, which is a porous material in this example, as a soundproofing material having breathability and soundproofing properties.
  • This polyurethane foam 64 has breathability as shown by the arrow AiC. Therefore, the presence of the polyurethane foam 64 does not cause the function of the hole 63oC to suppress the change in the air pressure in the chamber Cm from the atmospheric pressure Am to be lost.
  • FIG. 3D shows the results of verifying the extent to which noise in the chamber Cm is reduced by placing polyurethane foam 64 inside the hole 63oC when the axial dimension L of the capillary tube 63C is 2 mm and the inner diameter Di of the hole 63oC is approximately 0.2 mm.
  • the background noise level (peak-to-peak) Ap-p in the chamber Cm was approximately 0.11 V.
  • the background noise level Ap-p in the chamber Cm was reduced to approximately 0.02 V. In this way, it was verified that the presence of polyurethane foam 64 can effectively reduce noise in the chamber Cm.
  • the cuff 20 When measuring blood pressure, as shown in Fig. 4, the cuff 20 is attached around the measurement site (upper arm in this example) 90 of the user (note that in Fig. 4, for simplicity, the illustration of the inner cloth is omitted). It is assumed that an artery 91 passes through the measurement site 90.
  • the sound generated by the measurement site 90 includes not only Korotkoff sounds (frequency band: about 20 Hz to 500 Hz) but also pressure pulse waves (frequency band: about several tens of Hz) dV, which are pulse wave vibrations of the artery 91 passing through the measurement site 90.
  • the sound generated by the measurement site 90 is transmitted from the space Cc created by the fluid bag 22 through the air piping 37 to the Korotkoff sound detection device 60 (space Cd) in the main body 10.
  • FIG. 5 shows the operational flow when a user measures blood pressure using the blood pressure monitor 1.
  • the control unit 110 When the cuff 20 is attached to the part to be measured and the user issues an instruction to start measurement using the measurement switch 52A of the operation unit 52 provided on the main body 10, the control unit 110 performs initialization (step S1 in FIG. 5). Specifically, the control unit 110 initializes the processing memory area, turns off (stops) the pump 32, and adjusts the pressure sensor 31 to 0 mmHg (setting the atmospheric pressure to 0 mmHg) with the valve 33 open. In this initial state, the diaphragm 62 of the Korotkoff sound detection device 60 is in a flat state, as shown in FIG. 6 (A).
  • control unit 110 acting as a pressure control unit, closes the valve 33 via the valve drive circuit 330 (step S2 in FIG. 5), and then turns on (drives) the pump 32 via the pump drive circuit 320 to start pressurizing the cuff 20 (fluid bag 22) (step S3). That is, the control unit 110 supplies air as a fluid from the pump 32 through the air piping 37 to the fluid bag 22 in the cuff 20. At the same time, the pressure sensor 31 receives the cuff pressure Pc through the air piping 37. The control unit 110 controls the pressurization speed by the pump 32 based on the output of the pressure sensor 31.
  • the diaphragm 62 of the Korotkoff sound detection device 60 receives the air pressure in the air pipe 37 (particularly, the air pipe 37d) on one surface 62a (the surface on the side of space Cd) and bends convexly toward the other surface 62b. This blocks the air pressure in the air pipe 37. Furthermore, when the air pressure in the chamber Cm attempts to change due to the bending of the diaphragm 62, the pressure relief hole 63o of the thin tube 63 allows air to circulate between the inside and outside of the chamber Cm, as shown by the arrow Ai, and acts to prevent the air pressure in the chamber Cm from changing from the atmospheric pressure Am.
  • step S4 of FIG. 5 the control unit 110 determines whether the cuff pressure Pc has reached a predetermined value (predetermined pressure) based on the output of the pressure sensor 31.
  • this predetermined pressure may be set to, for example, 180 mmHg so as to be sufficiently higher than the expected blood pressure value of the user, or may be set to the user's previously measured blood pressure value plus 40 mmHg.
  • the control unit 110 continues to inflate the cuff pressure Pc until it reaches the above-mentioned predetermined pressure, and when the cuff pressure Pc reaches the above-mentioned predetermined pressure (YES in step S4), it stops the pump 32 (step S5).
  • the control unit 110 gradually opens the valve 33 via the valve drive circuit 330 (step S6). This reduces the cuff pressure Pc at a substantially constant rate.
  • the diaphragm 62 receives the air pressure in the air pipe 37 on one surface 62a, blocking the air pressure in the air pipe 37 and vibrating as shown by arrow Bs, allowing sound in the frequency band of Korotkoff sounds to pass through the diaphragm 62.
  • the sound that passes through the diaphragm 62 is transmitted to the air occupying the chamber Cm.
  • the microphone 40 receives the sound that has passed through the diaphragm 62 via the air occupying the chamber Cm, converts it into an electrical sound signal Ks, and outputs it via the wiring 71.
  • the diaphragm 62 blocks the air pressure in the air piping 37, so the influence of the pressure pulse wave dV, which is the pulse wave vibration of the artery 91, on the sound generated by the measured part 90 can be reduced. Furthermore, the microphone 40 receives the sound that has passed through the diaphragm 62 via the air occupying the chamber Cm, in other words, at a position separated from the diaphragm 62 (which directly receives the pressure pulse wave). Therefore, the influence of the pressure pulse wave dV can be further reduced. This makes it possible to remove noise due to the pressure pulse wave dV from the sound generated by the measured part 90.
  • the diaphragm 62 is set to have a natural frequency that matches the frequency band of Korotkoff sounds, so it can selectively transmit sounds that have the frequency band of Korotkoff sounds from among the sounds that have been transmitted from the measurement site 90 through the air in the air piping 37 (and space Cd).
  • the chamber Cm is set to have a resonant frequency that matches the frequency band of Korotkoff sounds, so it can selectively amplify sounds that have the frequency band of Korotkoff sounds from among the sounds that have been transmitted through the diaphragm 62. Therefore, the Korotkoff sounds can be extracted with a good signal-to-noise ratio.
  • step S7 Kerrotkoff sound extraction process
  • the control unit 110 acquires the sound signal Ks output by the Korotkoff sound detection device 60 (microphone 40) via the A/D conversion circuit 410, and extracts a signal representing the Korotkoff sound (called the "Korotkoff sound signal Kc") from the sound signal Ks.
  • FIG. 7 illustrates the sound signal Ks output by the Korotkoff sound detection device 60.
  • the mountain-shaped curve in FIG. 7 represents the cuff pressure Pc.
  • the cuff pressure Pc reaches a predetermined pressure of 180 mmHg about 17 seconds after the start of pressurization, and the depressurization process starts from that point.
  • the sound signal Ks contains multiple pulse-shaped Korotkoff sound signals Kc that exceed the background noise level Ap-p (about 0.02 V in this example).
  • the control unit 110 works as a threshold setting unit and sets a threshold TH (about 0.06 V in this example) that exceeds the background noise level Ap-p for the sound signal Ks.
  • the control unit 110 extracts only the signals from the sound signal Ks that exceed the threshold TH as the Korotkoff sound signal Kc. This makes it possible to remove background noise from the sound signal Ks. Therefore, the S/N ratio of the Korotkoff sound can be further improved.
  • the memory 51 stores the amplitude of the extracted Korotkoff sound signal Kc in association with the time at which the Korotkoff sound signal Kc was generated.
  • the control unit 110 functions as a blood pressure calculation unit and calculates the blood pressure at the measurement site based on the Korotkoff sound signal Kc stored in the memory 51. Specifically, in the above decompression process, the cuff pressure Pc at the time when the Korotkoff sound signal Kc first appears is determined as the systolic blood pressure SYS (Systolic Blood Pressure), and the cuff pressure Pc at the time when the Korotkoff sound signal Kc last appears is determined as the diastolic blood pressure DIA (Diastolic Blood Pressure).
  • SYS Systolic Blood Pressure
  • DIA Diastolic Blood Pressure
  • the control unit 110 functions as a pressure control unit, turns off the pump 32, opens the valve 33, and performs control to rapidly exhaust the air in the cuff 20 (fluid bag 22) (step S10). After this, the control unit 110 displays the calculated blood pressure values on the display 50 and performs control to store them in the memory 51.
  • this blood pressure measurement method makes it possible to extract Korotkoff sounds with a good signal-to-noise ratio from the sounds generated by the measurement site 90, thereby improving the accuracy of blood pressure measurement.
  • FIG. 8 illustrates the sound signal Ks' output by the Korotkoff sound detector.
  • the cuff pressure Pc reaches a predetermined pressure of 180 mmHg about 17 seconds after the start of pressurization, and the depressurization process begins from that point.
  • the diaphragm 62 of the Korotkoff sound detection device 60 gradually attempts to return from the state in which it is bent convexly toward the other surface 62b as shown in FIG. 6(B) to the flat state shown in FIG. 6(A).
  • the pressure relief hole 63o of the thin tube 63 allows air to circulate between the inside and outside of the chamber Cm as shown by the arrow Ai, and acts to prevent the air pressure in the chamber Cm from changing from the atmospheric pressure Am.
  • the air pressure in chamber Cm is prevented from changing from atmospheric pressure Am not only during the pressurization process (steps S3 to S4 in FIG. 5) but also during the depressurization process (steps S6 to S9 in FIG. 5).
  • various types of microphones such as not only condenser microphones but also dynamic microphones and MEMS (Micro Electronics Mechanical System) microphones, can be used as microphone 40, increasing the freedom of microphone selection.
  • the pressure relief holes 63o, 63oB, and 63oC for the chamber Cm are in the form of elongated conduits provided inside the capillaries 63, 63B, and 63C, but are not limited to this.
  • the pressure relief holes may be in the form of elongated grooves 41d and 61B2d shown in Fig. 9(A) or elongated grooves 61B1d shown in Fig. 9(B).
  • Fig. 9(A) and Fig. 9(B) components corresponding to those already described are given the same reference numerals, and duplicated explanations will be omitted.
  • the cylindrical portion 61B3 of the upper case 61B and the air piping 38 are omitted from the example of Figure 2(A). Instead, a through hole 61B2o is provided at the top of the dome portion 61B2 of the upper case 61B, and a commercially available MEMS microphone 40A having a flat, approximately rectangular parallelepiped shape is closely attached to the top surface of the dome portion 61B2 via a substrate 41 having a through hole 41o.
  • the chamber Cm is fluidically connected to the microphone 40A via the through-hole 61B2o of the dome portion 61B2 and the through-hole 41o of the substrate 41.
  • the microphone 40A can receive the sound that has passed through the diaphragm 62 via the air that occupies the chamber Cm, convert it into an electrical sound signal Ks, and output it.
  • the dimensions of the microphone 40A in the planar direction are several mm square.
  • the pressure relief hole for the chamber Cm consists of an elongated groove 61B2d formed in the top surface of the dome portion 61B2 of the upper case 61B, and an elongated groove 41d formed in a position on the underside of the substrate 41 (the surface in contact with the dome portion 61B2) that overlaps with and corresponds to the elongated groove 61B2d.
  • the pressure change (load) can be prevented from adversely affecting the sensitivity, resolution, durability, and reliability of the microphone 40A.
  • one of the elongated grooves 41d and 61B2d may be omitted.
  • the pressure relief hole for the chamber Cm consists of a long and narrow groove 61B1d formed in the underside (the surface in contact with the diaphragm 62) of the plate portion 61B1 of the upper case 61B.
  • the diaphragm 62 flexes as the air pressure in the air piping 37 (and space Cd) gradually changes during the pressurization or depressurization process of the cuff 20, causing the air pressure in the chamber Cm to change, this long and narrow groove 61B1d, as shown by the arrows AiE in FIG.
  • the elongated grooves 41d, 61B2d shown in FIG. 9(A) and the elongated grooves 61B1d shown in FIG. 9(B) may be filled with a sound-proofing material (e.g., polyurethane foam) that is breathable and has sound-proofing properties. This makes it possible to prevent the elongated grooves 41d, 61B2d, or 61B1d from lowering the S/N ratio of the Korotkoff sound.
  • a sound-proofing material e.g., polyurethane foam
  • blood pressure measurement using the sphygmomanometer 1 may be performed during the pressurization process rather than the depressurization process.
  • the part to be measured is not limited to the upper arm, but may be an upper limb other than the upper arm, such as the wrist, or a lower limb, such as the ankle.

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Abstract

本発明では、カフと流体流通可能に連結されたエア配管（３７ｄ）の管壁の一部として又はその管壁に連なって、エア配管（３７ｄ）内の空気の圧力を一方の面（６２ａ）に受けるように配置されたダイヤフラム（６２）を備える。ダイヤフラム（６２）は、カフの加圧過程または減圧過程で、エア配管（３７ｄ）内の空気の圧力を遮断する一方、被測定部位からエア配管（３７ｄ）内の空気を通して伝わってきた音のうちコロトコフ音の周波数帯域の音をこのダイヤフラム（６２）を通して透過させる。ダイヤフラム（６２）に関して一方の面（６２ａ）と反対の他方の面（６２ｂ）の側に、ダイヤフラム（６２）を周壁の一部として含んで配置されたチャンバ（Ｃｍ）を備える。チャンバ（Ｃｍ）の周壁のうちダイヤフラム（６２）以外の部分に、チャンバ（Ｃｍ）内の空気に面して設けられた音検出デバイスを備える。

Description

血圧計、血圧測定方法およびコロトコフ音検出装置
　この発明は血圧計および血圧測定方法に関し、より詳しくは、被測定部位が発生するコロトコフ音に基づいて血圧を測定する血圧計および血圧測定方法に関する。また、この発明は、そのような血圧計に含まれ、被測定部位が発生する音からコロトコフ音を抽出するコロトコフ音検出装置に関する。
　従来、この種のコロトコフ音検出装置（および血圧計）としては、例えば特許文献１（特開昭５８－１８０１３２号公報）の第２図に開示されているように、人体の上腕などに巻装して加圧されるカフ帯から集音された音によって振動し、コロトコフ音の存在する周波数帯域内に機械的共振点を有する振動膜（金属膜）と、この振動膜の機械的振動を電気信号に変換する手段とを備えたものが知られている。この構成は、コンデンサマイクロフォンとして把握される。同文献では、上記振動膜の機械的な共振特性によってコロトコフ音以外の雑音成分を除去して、コロトコフ音のみを抽出することができる、と述べられている。
特開昭５８－１８０１３２号公報
　しかしながら、被測定部位が発生する音（広義には、空気などの弾性的な媒質中を伝播する波として定義される）には、コロトコフ音（周波数帯域；２０Ｈｚ～５００Ｈｚ程度）に加えて、被測定部位を通る動脈の脈波振動である圧脈波（周波数帯域；数十Ｈｚ程度）も含まれている。両者の周波数帯域はオーバラップしており、しかも、コロトコフ音の振幅よりも圧脈波の振幅の方が大きい。このため、実際には、特許文献１に記載の構成では、被測定部位が発生する音からコロトコフ音のみを抽出することが難しい、という問題がある。
　そこで、この発明の課題は、被測定部位が発生するコロトコフ音に基づいて血圧を測定する血圧計および血圧測定方法であって、被測定部位が発生する音からコロトコフ音をＳ／Ｎ比（信号対ノイズ比）良く抽出でき、したがって血圧測定の精度を高め得るものを提供することにある。また、この発明の課題は、そのような血圧計に含まれ、被測定部位が発生する音からコロトコフ音をＳ／Ｎ比良く抽出できるコロトコフ音検出装置を提供することにある。
　上記課題を解決するため、この開示の血圧計は、
　被測定部位が発生するコロトコフ音に基づいて血圧を測定する血圧計であって、
　上記被測定部位に装着されるように構成された押圧用カフと、
　ポンプと、
　上記カフと上記ポンプとを流体流通可能に連結するエア配管と、
　上記被測定部位を圧迫するために上記ポンプによって上記エア配管を通して上記カフに空気を供給して加圧し、または、上記カフから上記エア配管を通して上記空気を排出して減圧する圧力制御部と、
　上記エア配管の管壁の一部として又は上記管壁に連なって、上記エア配管内の空気の圧力を一方の面に受けるように配置されたダイヤフラムを備え、上記ダイヤフラムは、上記圧力制御部による上記カフの加圧過程または減圧過程で、上記エア配管内の空気の圧力を遮断する一方、上記被測定部位から上記エア配管内の空気を通して伝わってきた音のうち上記コロトコフ音の周波数帯域の音をこのダイヤフラムを通して透過させるように構成され、
　上記ダイヤフラムに関して上記一方の面と反対の他方の面の側に、上記ダイヤフラムを周壁の一部として含んで配置されたチャンバを備え、上記ダイヤフラムを透過した音は、上記チャンバ内を占める空気に伝わるようになっており、
　上記チャンバの上記周壁のうち上記ダイヤフラム以外の部分に、上記チャンバ内の空気に面して設けられた音検出デバイスを備え、上記音検出デバイスは、上記ダイヤフラムを透過した音を、上記チャンバ内を占める空気を介して受けて電気信号に変換するようになっており、
　上記電気信号に基づいて、上記被測定部位の血圧を算出する血圧算出部を備えた
ことを特徴とする。
　ここで、ダイヤフラムの「一方の面」と「他方の面」は、上記ダイヤフラムの広がりをもつ両面を指す。
　ダイヤフラムが上記エア配管の「管壁に連なって」配置されたとは、例えば、上記エア配管から分岐した別の配管の管壁に連なって配置された態様を含む。
　この開示の血圧計では、被測定部位に押圧用カフが装着された状態で、圧力制御部が、上記被測定部位を圧迫するために上記ポンプによって上記エア配管を通して上記カフに空気を供給して加圧し、または、上記カフから上記エア配管を通して上記空気を排出して減圧する。上記ダイヤフラムは、上記圧力制御部による上記カフの加圧過程または減圧過程で、上記エア配管内の空気の圧力を一方の面に受けて、上記エア配管内の空気の圧力を遮断する。一方、上記ダイヤフラムは、上記被測定部位から上記エア配管内の空気を通して伝わってきた音のうち上記コロトコフ音の周波数帯域の音をこのダイヤフラムを通して透過させる。この結果、上記ダイヤフラムを透過した音は、上記チャンバ内を占める空気に伝わる。上記音検出デバイスは、上記ダイヤフラムを透過した音を、上記チャンバ内を占める空気を介して受けて電気信号に変換する。上記血圧算出部は、上記電気信号に基づいて、上記被測定部位の血圧を算出する。
　ここで、この血圧計では、上記ダイヤフラムは、上記エア配管内の空気の圧力を遮断するので、被測定部位が発生する音から、動脈の脈波振動（周波数帯域；数十Ｈｚ程度）である圧脈波の影響を低減できる。しかも、上記音検出デバイスは、上記ダイヤフラムを透過した音を、上記チャンバ内を占める空気を介して受ける、言い換えれば、上記ダイヤフラム（圧脈波を直接受ける）から離間した位置で受ける。したがって、さらに圧脈波の影響を低減できる。これにより、この血圧計によれば、被測定部位が発生する音からコロトコフ音をＳ／Ｎ比良く抽出できる。したがって、血圧測定の精度を高めることができる。
　仮に上記チャンバが密閉されている場合は、上記カフの加圧過程または減圧過程で上記エア配管内の空気の圧力が徐々に変化するのに伴って上記ダイヤフラムが撓んで、上記チャンバ内の空気の圧力が変化する。上記チャンバ内を占める空気にこのような圧力の変化があると、例えば上記音検出デバイスがコンデンサマイクロフォンである場合、マイクロフォンの感度が変化するため、好ましくない。また、コンデンサマイクロフォンのダイナミックレンジとしてカフ圧の変化（０～３００ｍｍＨｇ程度）に相当する幅が必要となるため、コロトコフ音の分解能が低下する。また、上記音検出デバイスとしての耐久性、信頼性にも悪影響が生ずる。
　そこで、一実施形態の血圧計では、
　上記チャンバの上記周壁のうち上記ダイヤフラム以外の部分に、上記チャンバの内外を流体流通可能に連通する圧力緩和用の孔が設けられ、上記圧力緩和用の孔は、上記チャンバ内の空気の圧力が大気圧から変化するのを抑えるように働く
ことを特徴とする。
　この一実施形態の血圧計では、上記チャンバの上記周壁のうち上記ダイヤフラム以外の部分に、上記チャンバの内外を流体流通可能に連通する圧力緩和用の孔が設けられている。したがって、上記カフの加圧過程または減圧過程で上記エア配管内の空気の圧力が徐々に変化するのに伴って上記ダイヤフラムが撓んで、上記チャンバ内の空気の圧力が変化しようとするとき、上記圧力緩和用の孔は、上記チャンバ内の空気の圧力が大気圧から変化するのを抑えるように働く。したがって、上記エア配管内の空気の圧力が変化したとしても、その圧力変化（負荷）によって上記音検出デバイスの感度、分解能、耐久性、信頼性に悪影響が生ずるのを、防止できる。
　また、上記音検出デバイスとしては、コンデンサマイクロフォンだけでなく、例えばダイナミックマイクロフォン、ＭＥＭＳ（Micro Electronics Mechanical System）マイクロフォンなどの様々な型式のマイクロフォンを採用でき、マイクロフォン選択の自由度が増す。
　仮に上記圧力緩和用の孔が広い開口である場合は、上記チャンバ外から上記広い開口を通して上記チャンバ内にノイズ音が入り易い。このため、上記コロトコフ音のＳ／Ｎ比が低下する可能性がある。
　そこで、一実施形態の血圧計では、
　上記圧力緩和用の孔は、細長い管路または細長い溝の形態を有する
ことを特徴とする。
　この一実施形態の血圧計では、上記圧力緩和用の孔は、細長い管路または細長い溝の形態を有する。したがって、上記圧力緩和用の孔が、例えば広い開口である場合に比して、上記チャンバ外から上記チャンバ内にノイズ音が入り難くなる。したがって、上記圧力緩和用の孔のせいで上記コロトコフ音のＳ／Ｎ比が低下するのを、防止できる。
　一実施形態の血圧計では、
　上記細長い管路または上記細長い溝の内部に、通気性および遮音性を有する遮音材が収容されている
ことを特徴とする。
　ここで、「通気性および遮音性を有する遮音材」としては、典型的には、ポリウレタンフォームなどの多孔質材が挙げられる。
　この一実施形態の血圧計では、上記細長い管路または上記細長い溝の内部に収容された上記遮音材は、通気性を有する。したがって、上記チャンバ内の空気の圧力が大気圧から変化するのを抑えるという上記圧力緩和用の孔の機能が、上記遮音材の存在によって失われることは無い。また、上記遮音材は、遮音性を有するので、上記細長い管路または上記細長い溝の内部に空気のみが存在する場合に比して、上記チャンバ外から上記細長い管路または上記細長い溝を通して上記チャンバ内にノイズ音が入り難くなる。したがって、上記圧力緩和用の孔のせいで上記コロトコフ音のＳ／Ｎ比が低下するのを、防止できる。
　一実施形態の血圧計では、
　上記ダイヤフラムは、上記コロトコフ音の周波数帯域に合った固有振動数をもつように設定されている
ことを特徴とする。
　この一実施形態の血圧計では、上記ダイヤフラムは、上記コロトコフ音の周波数帯域に合った固有振動数をもつように設定されている。したがって、上記ダイヤフラムは、上記被測定部位から上記エア配管内の空気を通して伝わってきた音のうち上記コロトコフ音の周波数帯域をもつ音を選択的に透過できる。したがって、上記コロトコフ音のＳ／Ｎ比をさらに改善でき、血圧測定の精度をさらに高めることができる。
　一実施形態の血圧計では、
　上記チャンバは、上記コロトコフ音の周波数帯域に合った共振周波数をもつように設定されている
ことを特徴とする。
　この一実施形態の血圧計では、上記チャンバは、上記コロトコフ音の周波数帯域に合った共振周波数をもつように設定されている。したがって、上記チャンバは、上記ダイヤフラムを透過した音のうち上記コロトコフ音の周波数帯域をもつ音を選択的に増幅できる。したがって、上記コロトコフ音のＳ／Ｎ比をさらに改善でき、血圧測定の精度をさらに高めることができる。
　一実施形態の血圧計では、
　上記ダイヤフラムは合成樹脂からなっている
ことを特徴とする。
　この一実施形態の血圧計では、上記ダイヤフラムは、合成樹脂からなっているので、金属からなる場合に比して、軽くなり、また、製造段階で加工容易になる。
　一実施形態の血圧計では、
　上記音検出デバイスが出力する上記電気信号に、上記コロトコフ音を抽出するための閾値を設定する閾値設定部を備え、
　上記血圧算出部は、上記電気信号のうち上記閾値を超える信号のみに基づいて、上記被測定部位の血圧を算出する
ことを特徴とする。
　この一実施形態の血圧計では、上記閾値設定部は、上記音検出デバイスが出力する上記電気信号に、上記コロトコフ音を抽出するための閾値を設定する。上記血圧算出部は、上記電気信号のうち上記閾値を超える信号のみに基づいて、上記被測定部位の血圧を算出する。したがって、上記音検出デバイスが出力する上記電気信号から、例えば背景ノイズを除去できる。したがって、上記コロトコフ音のＳ／Ｎ比をさらに改善でき、血圧測定の精度をさらに高めることができる。
　別の局面では、この開示の血圧測定方法は、
　上記血圧計によって、被測定部位が発生するコロトコフ音に基づいて血圧を測定する血圧測定方法であって、
　上記被測定部位に上記押圧用カフが装着された状態で、上記圧力制御部が、上記被測定部位を圧迫するために上記ポンプによって上記エア配管を通して上記カフに空気を供給して加圧し、または、上記カフから上記エア配管を通して上記空気を排出して減圧し、
　上記圧力制御部による上記カフの加圧過程または減圧過程で、上記ダイヤフラムが、上記エア配管内の空気の圧力を一方の面に受けて、上記エア配管内の空気の圧力を遮断するとともに、上記被測定部位から上記エア配管内の空気を通して伝わってきた音のうち上記コロトコフ音の周波数帯域の音をこのダイヤフラムを通して透過させ、その結果、上記ダイヤフラムを透過した音は、上記チャンバ内を占める空気に伝わり、
　上記音検出デバイスは、上記ダイヤフラムを透過した音を、上記チャンバ内を占める空気を介して受けて電気信号に変換し、
　上記血圧算出部は、上記電気信号に基づいて、上記被測定部位の血圧を算出する
ことを特徴とする。
　この開示の血圧測定方法によれば、被測定部位が発生する音からコロトコフ音をＳ／Ｎ比良く抽出でき、したがって血圧測定の精度を高めることができる。
　さらに別の局面では、この開示のコロトコフ音検出装置は、
　上記血圧計に含まれ、上記被測定部位が発生する音からコロトコフ音を抽出するコロトコフ音検出装置であって、
　上記エア配管の管壁の一部として又は上記管壁に連なって、上記エア配管内の空気の圧力を一方の面に受けるように配置されたダイヤフラムを備え、上記ダイヤフラムは、上記圧力制御部による上記カフの加圧過程または減圧過程で、上記エア配管内の空気の圧力を遮断する一方、上記被測定部位から上記エア配管内の空気を通して伝わってきた音のうち上記コロトコフ音の周波数帯域の音をこのダイヤフラムを通して透過させるように構成され、
　上記ダイヤフラムに関して上記一方の面と反対の他方の面の側に、上記ダイヤフラムを周壁の一部として含んで配置されたチャンバを備え、上記ダイヤフラムを透過した音は、上記チャンバ内を占める空気に伝わるようになっており、
　上記チャンバの上記周壁のうち上記ダイヤフラム以外の部分に、上記チャンバ内の空気に面して設けられた音検出デバイスを備え、上記音検出デバイスは、上記ダイヤフラムを透過した音を、上記チャンバ内を占める空気を介して受けて電気信号に変換するようになっている
ことを特徴とする。
　この開示のコロトコフ音検出装置によれば、被測定部位が発生する音からコロトコフ音をＳ／Ｎ比良く抽出できる。
　以上より明らかなように、この開示の血圧計および血圧測定方法によれば、被測定部位が発生する音からコロトコフ音をＳ／Ｎ比良く抽出でき、したがって血圧測定の精度を高めることができる。また、この開示のコロトコフ音検出装置によれば、被測定部位が発生する音からコロトコフ音をＳ／Ｎ比良く抽出できる。
この発明の一実施形態の血圧計のブロック構成を示す図である。 図２（Ａ）は、上記血圧計に含まれたコロトコフ音検出装置の断面構造を示す斜視図である。図２（Ｂ）は、上記コロトコフ音検出装置に含まれたチャンバの共振周波数を設定するためのモデルを示す図である。 図３（Ａ）、図３（Ｂ）、図３（Ｃ）は、それぞれ、上記チャンバの内外を流体流通可能に連通する圧力緩和用の孔をなす細管の様々な態様を示す図である。図３（Ｄ）は、図３（Ｃ）に示す細管において、その細管の内部に遮音材を収容したことによるノイズ低減の検証結果を示す図である。 上記血圧計の押圧用カフが被測定部位としての上腕に装着された状態を示す図である。 上記血圧計による血圧測定のフローを示す図である。 図６（Ａ）、図６（Ｂ）は、血圧測定中における上記コロトコフ音検出装置の動作を模式的に説明する図である。 上記血圧計（実施例）における上記コロトコフ音検出装置が出力する音信号を例示する図である。 比較例のコロトコフ音検出装置が出力する音信号を例示する図である。 図９（Ａ）、図９（Ｂ）は、それぞれ、上記圧力緩和用の孔の変形例を示す図である。
　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。
　（血圧計の概略構成）
　図１は、この発明の一実施形態の血圧計１のブロック構成を示している。この血圧計１は、大別して、被測定部位（この例では、上腕）を取り巻いて装着される押圧用カフ（以下、単に「カフ」と呼ぶ。）２０と、このカフ２０に対してエア配管３７を介して流体流通可能に接続された本体１０とを備えている。
　カフ２０は、袋体２１を備え、この袋体２１は、細長い帯状の外布と内布とを対向させ、それらの周縁部を縫製（または溶着）して構成されている。この袋体２１の内部に、被測定部位を圧迫するための流体袋２２が収容されている。
　本体１０は、制御部１１０と、表示器５０と、操作部５２と、メモリ５１と、電源部５３と、圧力センサ３１と、ポンプ３２と、弁３３と、被測定部位が発生する音からコロトコフ音を抽出するためのコロトコフ音検出装置６０とを搭載している。さらに、本体１０は、圧力センサ３１からのアナログ出力をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換回路３１０と、ポンプ３２を駆動するポンプ駆動回路３２０と、弁３３を駆動する弁駆動回路３３０と、コロトコフ音検出装置６０からのアナログ出力をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換回路４１０とを搭載している。圧力センサ３１、ポンプ３２、弁３３、コロトコフ音検出装置６０には、それぞれエア配管３７ａ，３７ｂ，３７ｃ，３７ｄが流体流通可能に接続されている。それらのエア配管３７ａ，３７ｂ，３７ｃ，３７ｄは、本体１０内で１本のエア配管３７に合流し、このエア配管３７がカフ２０内の流体袋２２に対して流体流通可能に接続されている。以下では、エア配管３７ａ，３７ｂ，３７ｃ，３７ｄを含めて適宜エア配管３７と総称する。また、コロトコフ音検出装置６０の出力は、電気信号である音信号Ｋｓとして、配線７１によってＡ／Ｄ変換回路４１０へ伝えられるようになっている。
　表示器５０は、この例では、ディスプレイおよびインジケータ等を含み、制御部１１０からの制御信号に従って所定の情報（例えば、血圧測定結果など）を表示する。
　操作部５２は、ユーザの指示に応じた操作信号を制御部１１０に入力する。この例では、操作部５２は、血圧の測定開始／停止の指示を受け付けるための測定スイッチ５２Ａと、メモリ５１に記憶されている血圧値の測定結果のデータを呼び出す指示を受け付けるためのメモリスイッチ５２Ｂとを含んでいる。
　メモリ５１は、記憶部として、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。
　制御部１１０は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）を含み、この血圧計１全体の動作を制御する。具体的には、制御部１１０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圧力制御部として働いて、操作部５２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、制御部１１０は、閾値設定部および血圧算出部として働いて、コロトコフ音検出装置６０が出力する音信号Ｋｓに基づいて上記被測定部位の血圧値を算出し、表示器５０およびメモリ５１を制御する。具体的な血圧測定の仕方については後述する。
　電源部５３は、制御部１１０、圧力センサ３１、ポンプ３２、弁３３、表示器５０、メモリ５１、Ａ／Ｄ変換回路３１０，４１０、ポンプ駆動回路３２０、弁駆動回路３３０、および後述するマイクロフォン４０の各部に電力を供給する。マイクロフォン４０には、配線７１を通して電力が供給される。
　圧力センサ３１は、この例ではピエゾ抵抗式圧力センサであり、エア配管３７を通してカフ２０（この例では、流体袋２２）の圧力（これを「カフ圧Ｐｃ」と呼ぶ。）を受けて、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を、Ａ／Ｄ変換回路３１０を通して制御部１１０へ出力する。制御部１１０は、圧力センサ３１からの電気信号値に応じてカフ圧Ｐｃを検出する。
　ポンプ３２は、カフ圧Ｐｃを加圧するために、エア配管３７を通して流体袋２２に空気を供給する。弁３３は、エア配管３７を通して流体袋２２内の空気を排出し、または封入して、カフ圧Ｐｃ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を制御部１１０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を制御部１１０から与えられる制御信号に基づいて開閉する。
　コロトコフ音検出装置６０は、この例では、概ね、略短円筒状のケース６１と、ケース６１内を横断して設けられたダイヤフラム６２と、音検出デバイスとしてのマイクロフォン４０と、圧力緩和用の孔をなす細管６３とを含んでいる。
　図２（Ａ）は、コロトコフ音検出装置６０の断面構造を例示している。このコロトコフ音検出装置６０は、下ケース６１Ａと上ケース６１Ｂとを含むケース６１を備えている。図２（Ａ）は、理解の容易のために、ケース６１を鉛直な平面で半分に切断した縦断面を示している。なお、「下」、「上」、「鉛直」および後述の「水平」という用語は、説明の便宜のためのものであり、ケース６１は、一体として、血圧計１の本体１０内でいずれの向きにも配置され得る。
　下ケース６１Ａは、エア配管３７ｄの周りに嵌合する円筒部６１Ａ１と、この円筒部６１Ａ１の上端から水平に広がる略矩形板状の外形をもつ板部６１Ａ２と、この板部６１Ａ２の上面に、平坦な底をもつ円形状の窪みとして設けられた凹部６１Ａ３と、板部６１Ａ２の端辺（図２（Ａ）における右側の辺）から屈曲して上方に延びる縁部６１Ａ４とを含んでいる。円筒部６１Ａ１は、エア配管３７ｄの周りに気密に嵌合している。凹部６１Ａ３が板部６１Ａ２上に作る空間Ｃｄは、円筒部６１Ａ１を介して、エア配管３７ｄ（したがって、エア配管３７）と流体流通可能に連通している。この例では、板部６１Ａ２の水平方向の寸法は、約５０ｍｍに設定されている。
　上ケース６１Ｂは、下ケース６１Ａの板部６１Ａ２と対向して略平行に広がる略矩形状の板部６１Ｂ１と、この板部６１Ｂ１から円形のドーム状に上方へ隆起したドーム部６１Ｂ２と、ドーム部６１Ｂ２の略中央から上方へ延在する円筒部６１Ｂ３と、板部６１Ｂ１の端辺（図２（Ａ）における左側の辺）から屈曲して下方に延びる縁部６１Ｂ４とを含んでいる。この例では、板部６１Ｂ１の水平方向の寸法は、下ケース６１Ａの板部６１Ａ２におけるのと同様に、約５０ｍｍに設定されている。ドーム部６１Ｂ２の水平方向の位置および寸法は、下ケース６１Ａの凹部６１Ａ３の水平方向の位置および寸法の寸法と、実質的に一致している。円筒部６１Ｂ３には、この例ではエア配管３８が気密に嵌合して挿入されている。エア配管３８の上端には、マイクロフォン４０が気密に取り付けられている。また、この例では、エア配管３８の途中に細管６３が取り付けられている。板部６１Ｂ１の内周縁と６１Ｂ１ｉとドーム部６１Ｂ２の内縁と６１Ｂ１ｉとが作る空間Ｃｍ（後述のチャンバをなす）は、円筒部６１Ｂ３とエア配管３８とを介して、マイクロフォン４０と流体流通可能に連通している。
　下ケース６１Ａの板部６１Ａ２と上ケース６１Ｂの板部６１Ｂ１との間には、空間Ｃｄと空間Ｃｍとを仕切るように横断して、略円形の膜状のダイヤフラム６２が設けられている。この例では、ダイヤフラム６２の周縁部６２ｅは、下ケース６１Ａの板部６１Ａ２と上ケース６１Ｂの板部６１Ｂ１とによって挟持されている。これにより、ダイヤフラム６２のうち周縁部６２ｅ以外の部分は、図２（Ａ）中に矢印Ｂｓで示すように、上下に振動可能になっている。ダイヤフラム６２の周縁部６２ｅは、下ケース６１Ａの板部６１Ａ２および／または上ケース６１Ｂの板部６１Ｂ１に接着剤によって接着されていてもよい。この例では、ダイヤフラム６２は、合成樹脂としてのポリウレタンシート（厚さ０．３ｍｍ）からなっている。この例では、ダイヤフラム６２の有効半径（空間Ｃｄ，Ｃｍの水平方向の半径と実質的に等しい。）Ｒは、Ｒ＝１６．５ｍｍに設定されている。したがって、このダイヤフラム６２は、金属からなる場合に比して、軽くなり、また、製造段階で加工容易になる。また、この例では、ダイヤフラム６２の固有振動数は、コロトコフ音の周波数帯域（２０Ｈｚ～５００Ｈｚ程度）に合うように設定されている。したがって、ダイヤフラム６２は、コロトコフ音の周波数帯域をもつ音を選択的に透過できる。
　下ケース６１Ａの縁部６１Ａ４と上ケース６１Ｂの縁部６１Ｂ４は、下ケース６１Ａと上ケース６１Ｂとを組み立てる際に、下ケース６１Ａと上ケース６１Ｂとを互いに水平面内で位置合わせする便宜のために設けられている。これらの縁部６１Ａ４，６１Ｂ４のおかげで、下ケース６１Ａの凹部６１Ａ３と上ケース６１Ｂのドーム部６１Ｂ２とを同心に容易に位置合わせすることができる。
　この例では、ダイヤフラム６２の上面６２ｂと、板部６１Ｂ１の内周縁６１Ｂ１ｉと、ドーム部６１Ｂ２の内面６１Ｂ２ｉと、円筒部６１Ｂ３と、エア配管３８とが、チャンバ（簡単のため、空間Ｃｍと同じ符号で表す。）を構成している。この例では、チャンバＣｍは、コロトコフ音の周波数帯域（２０Ｈｚ～５００Ｈｚ程度）に合った共振周波数をもつように設定されている。
　具体的には、図２（Ｂ）は、上ケース６１Ｂの円筒部６１Ｂ３とエア配管３８とを省略して、チャンバＣｍが直接マイクロフォン４０と流体流通可能に連通する構成にした場合における、ヘルムホルツ共鳴（Helmholtz Resonance）のモデルを示している（なお、その場合、細管６３は、図１中に示すように、上ケース６１Ｂのドーム部６１Ｂ２に直接取り付けられ、または、ドーム部６１Ｂ２と一体に形成されてもよい。）。図２（Ｂ）中で、Ｓはダイヤフラム６２の有効面積（実際に振動する部分の面積、単位ｍ２）、ＶはチャンバＣｍの内容積（単位ｍ３）、Ｌは等価ネック長（単位ｍ）を表している。この場合、チャンバＣｍの共振周波数ｆは、ヘルムホルツ共鳴の理論によって、
ｆ＝（ｃ／２π）（Ｓ／ＶＬ）１／２　　　　　　　　　　…（Ｅｑ．１）
によって算出される。ここで、ｃは音速を表し、ｃ≒３４０ｍ／ｓｅｃである。この例では、式（Ｅｑ．１）に基づいて、チャンバＣｍの共振周波数ｆがコロトコフ音の周波数帯域（２０Ｈｚ～５００Ｈｚ程度）に合うように設定されている。
　したがって、チャンバＣｍは、ダイヤフラム６２を透過した音のうちコロトコフ音の周波数帯域をもつ音を選択的に増幅できる。
　マイクロフォン４０は、ダイヤフラム６２を透過した音を、チャンバＣｍ内を占める空気を介して受けて電気信号である音信号Ｋｓに変換する。音信号Ｋｓには、主にコロトコフ音を表す成分が含まれている。その音信号Ｋｓは、コロトコフ音検出装置６０の出力として、配線７１、Ａ／Ｄ変換回路４１０を介して、制御部１１０へ伝えられるようになっている。
　圧力緩和用の孔をなす細管６３は、この例では、円筒状の外形を有している。図３（Ａ）に示すように、細管６３の内部には、チャンバＣｍの内外を流体流通可能に連通する圧力緩和用の孔６３ｏが設けられている。この例では、孔６３ｏは、ストレートに延びる細長い管路の形態になっている。この例では、細管６３の軸方向寸法Ｌは、数ｍｍ～数ｃｍ程度に設定されている。また、孔６３ｏの内径Ｄｉは、約０．１ｍｍ～数ｍｍ程度に設定されている。
　カフ２０の加圧過程または減圧過程でエア配管３７（および空間Ｃｄ）内の空気の圧力が徐々に変化するのに伴ってダイヤフラム６２が撓んで、チャンバＣｍ内の空気の圧力が変化しようとするとき、孔６３ｏは、図３（Ａ）中に矢印Ａｉで示すように、チャンバＣｍの内外で空気を流通させて、チャンバＣｍ内の空気の圧力が大気圧（雰囲気の圧力）Ａｍから変化するのを抑えるように働く。したがって、エア配管３７（および空間Ｃｄ）内の空気の圧力が変化したとしても、その圧力変化（負荷）によってマイクロフォン４０の感度、分解能、耐久性、信頼性に悪影響が生ずるのを、防止できる。
　ここで、圧力緩和用の孔６３ｏは、細長い管路の形態になっている。したがって、孔６３ｏが、例えば広い開口（図示せず）である場合に比して、チャンバＣｍ外から孔６３ｏを通してチャンバＣｍ内にノイズ音が入り難くなる。したがって、圧力緩和用の孔のせいでコロトコフ音のＳ／Ｎ比が低下するのを、防止できる。なお、図３（Ａ）の例では、孔６３ｏはストレートになっているが、これに限られるものではない。例えば図３（Ｂ）に示す細管６３Ｂでは、その内部に設けられた圧力緩和用の孔６３ｏＢは、ジグザグに往復する細長い管路の形態になっている。この場合でも、孔６３ｏＢは、矢印ＡｉＢで示すように、チャンバＣｍの内外で空気を流通させて、チャンバＣｍ内の空気の圧力が大気圧Ａｍから変化するのを抑えるように働く。したがって、エア配管３７（および空間Ｃｄ）内の空気の圧力が変化したとしても、その圧力変化（負荷）によってマイクロフォン４０の感度、分解能、耐久性、信頼性等に悪影響が生ずるのを、防止できる。しかも、図３（Ａ）の例に比して、チャンバＣｍ外から孔６３ｏＢを通してチャンバＣｍ内にノイズ音が入り難くなる。したがって、圧力緩和用の孔のせいでコロトコフ音のＳ／Ｎ比が低下するのを、さらに防止できる。
　また、図３（Ｃ）に示す細管６３Ｃでは、その内部に設けられた圧力緩和用の孔６３ｏＣは、ストレートに延びる細長い管路の形態になっている。しかし、孔６３ｏＣの内部に、通気性および遮音性を有する遮音材として、この例では多孔質材であるポリウレタンフォーム６４が収容されている。このポリウレタンフォーム６４は、矢印ＡｉＣで示すように、通気性を有する。したがって、チャンバＣｍ内の空気の圧力が大気圧Ａｍから変化するのを抑えるという孔６３ｏＣの機能が、ポリウレタンフォーム６４の存在によって失われることは無い。また、ポリウレタンフォーム６４は、遮音性を有するので、孔６３ｏＣの内部に空気のみが存在する場合に比して、チャンバＣｍ外から孔６３ｏＣを通してチャンバＣｍ内にノイズ音が入り難くなる。したがって、孔６３ｏＣのせいでコロトコフ音のＳ／Ｎ比が低下するのを、さらに防止できる。例えば、図３（Ｄ）は、細管６３Ｃの軸方向寸法Ｌが２ｍｍ、孔６３ｏＣの内径Ｄｉが約０．２ｍｍである場合に、孔６３ｏＣの内部にポリウレタンフォーム６４を収容することによって、チャンバＣｍ内のノイズ音がどの程度低減されるかを検証した結果を示している。この例では、孔６３ｏＣの内部にポリウレタンフォーム６４を収容する前（時刻ｔｘの前）は、チャンバＣｍ内の背景ノイズレベル（ピーク・ツゥ・ピーク）Ａｐ－ｐは、約０．１１Ｖであった。これに対して、孔６３ｏＣの内部にポリウレタンフォーム６４を収容した後（時刻ｔｘの後）は、チャンバＣｍ内の背景ノイズレベルＡｐ－ｐは、約０．０２Ｖまで低減された。このように、ポリウレタンフォーム６４の存在によって、チャンバＣｍ内のノイズ音を効果的に低減できることを検証できた。
　（血圧測定方法）
　血圧測定に際して、図４に示すように、カフ２０は、ユーザの被測定部位（この例では、上腕）９０を取り巻いて装着される（なお、図４では、簡単のため、内布の図示が省略されている。）。被測定部位９０には動脈９１が通っているものとする。被測定部位９０が発生する音には、コロトコフ音（周波数帯域；２０Ｈｚ～５００Ｈｚ程度）に加えて、被測定部位９０を通る動脈９１の脈波振動である圧脈波（周波数帯域；数十Ｈｚ程度）ｄＶも含まれている。被測定部位９０が発生する音は、流体袋２２が作る空間Ｃｃから、エア配管３７を通して、本体１０内のコロトコフ音検出装置６０（の空間Ｃｄ）に伝わるようになっている。
　図５は、ユーザが血圧計１によって血圧測定を行う際の動作フローを示している。
　カフ２０が被測定部位に装着された装着状態で、ユーザが本体１０に設けられた操作部５２の測定スイッチ５２Ａによって測定開始を指示すると、制御部１１０は、初期化を行う（図５のステップＳ１）。具体的には、制御部１１０は、処理用メモリ領域を初期化するとともに、ポンプ３２をオフ（停止）し、弁３３を開いた状態で、圧力センサ３１の０ｍｍＨｇ調整（大気圧を０ｍｍＨｇに設定する。）を行う。この初期状態では、図６（Ａ）に示すように、コロトコフ音検出装置６０のダイヤフラム６２は、平坦な状態にある。
　次に、制御部１１０は圧力制御部として働いて、弁駆動回路３３０を介して弁３３を閉じ（図５のステップＳ２）、続いて、ポンプ駆動回路３２０を介してポンプ３２をオン（駆動）して、カフ２０（流体袋２２）の加圧を開始する（ステップＳ３）。すなわち、制御部１１０は、ポンプ３２からエア配管３７を通してカフ２０内の流体袋２２に流体として空気を供給する。これとともに、圧力センサ３１は、カフ圧Ｐｃを、エア配管３７を通して受ける。制御部１１０は、圧力センサ３１の出力に基づいて、ポンプ３２による加圧速度を制御する。
　この加圧過程では、図６（Ｂ）に示すように、コロトコフ音検出装置６０のダイヤフラム６２は、エア配管３７（特に、エア配管３７ｄ）内の空気の圧力を一方の面（空間Ｃｄ側の面）６２ａに受けて、他方の面６２ｂの側へ凸に撓む。これにより、エア配管３７内の空気の圧力を遮断する。また、ダイヤフラム６２が撓むせいで、チャンバＣｍ内の空気の圧力が変化しようとするとき、細管６３の圧力緩和用の孔６３ｏは、矢印Ａｉで示すように、チャンバＣｍの内外で空気を流通させて、チャンバＣｍ内の空気の圧力が大気圧Ａｍから変化するのを抑えるように働く。
　次に、図５のステップＳ４で、制御部１１０は、圧力センサ３１の出力に基づいて、カフ圧Ｐｃが予め定められた値（所定圧）に達したか否かを判断する。ここで、この所定圧は、ユーザの想定される血圧値を十分上回るように、例えば１８０ｍｍＨｇというように定められていてもよいし、前回測定されたユーザの血圧値プラス４０ｍｍＨｇというように定められていてもよい。制御部１１０は、カフ圧Ｐｃが上記所定圧に達するまで、加圧を継続し、カフ圧Ｐｃが上記所定圧に達すると（ステップＳ４でＹＥＳ）、ポンプ３２を停止する（ステップＳ５）。続いて、制御部１１０は、弁駆動回路３３０を介して弁３３を徐々に開く（ステップＳ６）。これにより、カフ圧Ｐｃを略一定速度で減圧してゆく。
　この減圧過程で、図６（Ｂ）に示すように、ダイヤフラム６２は、エア配管３７内の空気の圧力を一方の面６２ａに受けて、エア配管３７内の空気の圧力を遮断するとともに、矢印Ｂｓで示すように振動して、コロトコフ音の周波数帯域の音をこのダイヤフラム６２を通して透過させる。この結果、ダイヤフラム６２を透過した音は、チャンバＣｍ内を占める空気に伝わる。マイクロフォン４０は、ダイヤフラム６２を透過した音を、チャンバＣｍ内を占める空気を介して受けて、電気信号である音信号Ｋｓに変換し、配線７１を介して出力する。
　ここで、ダイヤフラム６２は、エア配管３７内の空気の圧力を遮断するので、被測定部位９０が発生する音から、動脈９１の脈波振動である圧脈波ｄＶの影響を低減できる。しかも、マイクロフォン４０は、ダイヤフラム６２を透過した音を、チャンバＣｍ内を占める空気を介して受ける、言い換えれば、ダイヤフラム６２（圧脈波を直接受ける）から離間した位置で受ける。したがって、さらに圧脈波ｄＶの影響を低減できる。これにより、被測定部位９０が発生する音から圧脈波ｄＶによるノイズを除去できる。
　また、ダイヤフラム６２は、コロトコフ音の周波数帯域に合った固有振動数をもつように設定されているので、被測定部位９０からエア配管３７（および空間Ｃｄ）内の空気を通して伝わってきた音のうちコロトコフ音の周波数帯域をもつ音を選択的に透過できる。さらに、チャンバＣｍは、コロトコフ音の周波数帯域に合った共振周波数をもつように設定されているので、ダイヤフラム６２を透過した音のうちコロトコフ音の周波数帯域をもつ音を選択的に増幅できる。したがって、コロトコフ音をＳ／Ｎ比良く抽出できる。
　この減圧過程で、図５のステップＳ７（コロトコフ音抽出処理）に示すように、制御部１１０は、コロトコフ音検出装置６０（のマイクロフォン４０）が出力する音信号Ｋｓを、Ａ／Ｄ変換回路４１０を介して取得し、その音信号Ｋｓからコロトコフ音を表す信号（これを「コロトコフ音信号Ｋｃ」と呼ぶ。）を抽出する。
　具体的には、図７は、コロトコフ音検出装置６０が出力する音信号Ｋｓを例示している。図７中の山状の曲線は、カフ圧Ｐｃを表している。この例では、加圧開始から約１７秒後にカフ圧Ｐｃが所定圧１８０ｍｍＨｇに達し、その時点から減圧過程が開始されている。この例では、音信号Ｋｓには、背景ノイズレベルＡｐ－ｐ（この例では、約０．０２Ｖ）を超えるパルス状の複数のコロトコフ音信号Ｋｃが含まれている。この例では、制御部１１０は閾値設定部として働いて、音信号Ｋｓに対して背景ノイズレベルＡｐ－ｐを超える閾値ＴＨ（この例では、約０．０６Ｖ）を設定する。そして、制御部１１０は、音信号Ｋｓのうち閾値ＴＨを超える信号のみを、コロトコフ音信号Ｋｃとして抽出する。これにより、音信号Ｋｓから背景ノイズを除去できる。したがって、上記コロトコフ音のＳ／Ｎ比をさらに改善できる。これとともに、制御部１１０の制御によって、メモリ５１が、抽出されたコロトコフ音信号Ｋｃの振幅と、そのコロトコフ音信号Ｋｃが発生した時刻とを対応付けて、記憶してゆく。
　この後、図５のステップＳ８で、制御部１１０は血圧算出部として働いて、メモリ５１に記憶されているコロトコフ音信号Ｋｃに基づいて、被測定部位の血圧を算出する。具体的には、上記減圧過程で、最初にコロトコフ音信号Ｋｃが現れた時刻のカフ圧Ｐｃを収縮期血圧ＳＹＳ（Systolic Blood Pressure）として決定し、また、最後にコロトコフ音信号Ｋｃが現れた時刻のカフ圧Ｐｃを拡張期血圧ＤＩＡ（Diastolic Blood Pressure）として決定する。
　このようにして血圧値（収縮期血圧ＳＹＳと拡張期血圧ＤＩＡ）の算出ができたら（ステップＳ９でＹＥＳ）、制御部１１０は圧力制御部として働いて、ポンプ３２をオフし、弁３３を開いて、カフ２０（流体袋２２）内の空気を急速排気する制御を行う（ステップＳ１０）。この後、制御部１１０は、算出した血圧値を表示器５０へ表示し、メモリ５１へ保存する制御を行う。
　このように、この血圧測定方法によれば、被測定部位９０が発生する音からコロトコフ音をＳ／Ｎ比良く抽出でき、したがって血圧測定の精度を高めることができる。
　本発明者は、比較例として、特許文献１（特開昭５８－１８０１３２号公報）の第２図に沿ったコロトコフ音検出装置を含む血圧計を作製した。なお、その血圧計のうちコロトコフ音検出装置以外の部分については、上述の血圧計１におけるのと同じ構成にした。図８は、そのコロトコフ音検出装置が出力する音信号Ｋｓ′を例示している。この図８の例でも、加圧開始から約１７秒後にカフ圧Ｐｃが所定圧１８０ｍｍＨｇに達し、その時点から減圧過程が開始されている。この比較例の音信号Ｋｓ′では、図７の検証結果と比較すれば分かるように、コロトコフ音信号Ｋｃに相当する信号がノイズに埋もれてしまっている。このため、この比較例では、被測定部位が発生する音からコロトコフ音のみを抽出することが難しい、と言える。
　なお、上述の減圧過程（図５のステップＳ６～Ｓ９）では、コロトコフ音検出装置６０のダイヤフラム６２は、図６（Ｂ）のように他方の面６２ｂの側へ凸に撓んだ状態から、次第に図６（Ａ）に示す平坦な状態に戻ろうとする。これによってチャンバＣｍ内の空気の圧力が変化しようとするとき、細管６３の圧力緩和用の孔６３ｏは、矢印Ａｉで示すように、チャンバＣｍの内外で空気を流通させて、チャンバＣｍ内の空気の圧力が大気圧Ａｍから変化するのを抑えるように働く。
　したがって、加圧過程（図５のステップＳ３～Ｓ４）だけでなく減圧過程（図５のステップＳ６～Ｓ９）でも、チャンバＣｍ内の空気の圧力が大気圧Ａｍから変化するのが抑えられる。この結果、エア配管３７内の空気の圧力変化（負荷）によってマイクロフォン４０の感度、分解能、耐久性、信頼性に悪影響が生ずるのを、防止できる。また、マイクロフォン４０としては、コンデンサマイクロフォンだけでなく、例えばダイナミックマイクロフォン、ＭＥＭＳ（Micro Electronics Mechanical System）マイクロフォンなどの様々な型式のマイクロフォンを採用でき、マイクロフォン選択の自由度が増す。
　（変形例）
　上の例では、チャンバＣｍのための圧力緩和用の孔６３ｏ，６３ｏＢ，６３ｏＣは、細管６３，６３Ｂ，６３Ｃの内部に設けられた細長い管路の形態にあるものとしたが、これに限られるものではない。圧力緩和用の孔は、例えば、図９（Ａ）中に示す細長い溝４１ｄ，６１Ｂ２ｄ、または、図９（Ｂ）中に示す細長い溝６１Ｂ１ｄの形態にあってもよい。なお、図９（Ａ）、図９（Ｂ）において、既述の構成要素に対応する構成要素には同じ符号を付して、重複する説明を省略する。
　図９（Ａ）、図９（Ｂ）に示すコロトコフ音検出装置６０′，６０″の例では、それぞれ、図２（Ａ）の例に対して、上ケース６１Ｂの円筒部６１Ｂ３とエア配管３８とが省略されている。それに代えて、上ケース６１Ｂのドーム部６１Ｂ２の頂部に貫通孔６１Ｂ２ｏが設けられ、さらに、ドーム部６１Ｂ２の頂面に、貫通孔４１ｏを有する基板４１を介して、偏平な略直方体状の外形をもつ市販のＭＥＭＳマイクロフォン４０Ａが密接して取り付けられている。チャンバＣｍは、ドーム部６１Ｂ２の貫通孔６１Ｂ２ｏと基板４１の貫通孔４１ｏとを介して、マイクロフォン４０Ａと流体流通可能に連通している。したがって、マイクロフォン４０Ａは、ダイヤフラム６２を透過した音を、チャンバＣｍ内を占める空気を介して受けて電気信号である音信号Ｋｓに変換して出力することができる。なお、マイクロフォン４０Ａの平面方向（偏平に広がる方向）の寸法は数ｍｍ角である。
　図９（Ａ）に示すコロトコフ音検出装置６０′の例では、チャンバＣｍのための圧力緩和用の孔は、上ケース６１Ｂのドーム部６１Ｂ２の頂面に形成された細長い溝６１Ｂ２ｄと、基板４１の下面（ドーム部６１Ｂ２と接する面）のうち上記細長い溝６１Ｂ２ｄに重なって対応する位置に形成された細長い溝４１ｄとからなっている。カフ２０の加圧過程または減圧過程でエア配管３７（および空間Ｃｄ）内の空気の圧力が徐々に変化するのに伴ってダイヤフラム６２が撓んで、チャンバＣｍ内の空気の圧力が変化しようとするとき、これらの細長い溝４１ｄ，６１Ｂ２ｄは、図９（Ａ）中に矢印ＡｉＤで示すように、ドーム部６１Ｂ２の貫通孔６１Ｂ２ｏを介してチャンバＣｍの内外で空気を流通させて、チャンバＣｍ内の空気の圧力が大気圧Ａｍから変化するのを抑えるように働く。したがって、エア配管３７（および空間Ｃｄ）内の空気の圧力が変化したとしても、その圧力変化（負荷）によってマイクロフォン４０Ａの感度、分解能、耐久性、信頼性に悪影響が生ずるのを、防止できる。なお、細長い溝４１ｄ，６１Ｂ２ｄのうちの一方を省略してもよい。
　図９（Ｂ）に示すコロトコフ音検出装置６０″の例では、チャンバＣｍのための圧力緩和用の孔は、上ケース６１Ｂの板部６１Ｂ１の下面（ダイヤフラム６２と接する面）に形成された細長い溝６１Ｂ１ｄからなっている。カフ２０の加圧過程または減圧過程でエア配管３７（および空間Ｃｄ）内の空気の圧力が徐々に変化するのに伴ってダイヤフラム６２が撓んで、チャンバＣｍ内の空気の圧力が変化しようとするとき、この細長い溝６１Ｂ１ｄは、図９（Ｂ）中に矢印ＡｉＥで示すように、チャンバＣｍの内外で空気を流通させて、チャンバＣｍ内の空気の圧力が大気圧Ａｍから変化するのを抑えるように働く。したがって、エア配管３７（および空間Ｃｄ）内の空気の圧力が変化したとしても、その圧力変化（負荷）によってマイクロフォン４０Ａの感度、分解能、耐久性、信頼性に悪影響が生ずるのを、防止できる。
　なお、図９（Ａ）中に示す細長い溝４１ｄ，６１Ｂ２ｄ、図９（Ｂ）中に示す細長い溝６１Ｂ１ｄに、通気性および遮音性を有する遮音材（例えば、ポリウレタンフォーム）を収容してもよい。これにより、上記細長い溝４１ｄ，６１Ｂ２ｄまたは６１Ｂ１ｄのせいで上記コロトコフ音のＳ／Ｎ比が低下するのを、防止できる。
　なお、血圧計１による血圧測定は、減圧過程ではなく、加圧過程で行われてもよい。
　また、被測定部位は上腕に限られるものではなく、手首などの上腕以外の上肢、または、足首などの下肢であってもよい。
　以上の実施形態は例示であり、この発明の範囲から離れることなく様々な変形が可能である。上述した複数の実施の形態は、それぞれ単独で成立し得るものであるが、実施の形態同士の組みあわせも可能である。また、異なる実施の形態の中の種々の特徴も、それぞれ単独で成立し得るものであるが、異なる実施の形態の中の特徴同士の組みあわせも可能である。
　　１　血圧計
　　１０　本体
　　２０　カフ
　　２２　流体袋
　　３１　圧力センサ
　　３２　ポンプ
　　３３　弁
　　４０，４０Ａ　マイクロフォン
　　４１　基板
　　４１ｄ，６１Ｂ１ｄ，６１Ｂ２ｄ　細長い溝
　　６０，６０′，６０″　コロトコフ音検出装置
　　６２　ダイヤフラム
　　６３，６３Ａ，６３Ｂ，６３Ｃ　細管
　　６３ｏ，６３ｏＢ，６３ｏＣ　圧力緩和用の孔
　　６４　ポリウレタンフォーム

Claims (10)

  1. 　被測定部位が発生するコロトコフ音に基づいて血圧を測定する血圧計であって、
    　上記被測定部位に装着されるように構成された押圧用カフと、
    　ポンプと、
    　上記カフと上記ポンプとを流体流通可能に連結するエア配管と、
    　上記被測定部位を圧迫するために上記ポンプによって上記エア配管を通して上記カフに空気を供給して加圧し、または、上記カフから上記エア配管を通して上記空気を排出して減圧する圧力制御部と、
    　上記エア配管の管壁の一部として又は上記管壁に連なって、上記エア配管内の空気の圧力を一方の面に受けるように配置されたダイヤフラムを備え、上記ダイヤフラムは、上記圧力制御部による上記カフの加圧過程または減圧過程で、上記エア配管内の空気の圧力を遮断する一方、上記被測定部位から上記エア配管内の空気を通して伝わってきた音のうち上記コロトコフ音の周波数帯域の音をこのダイヤフラムを通して透過させるように構成され、
    　上記ダイヤフラムに関して上記一方の面と反対の他方の面の側に、上記ダイヤフラムを周壁の一部として含んで配置されたチャンバを備え、上記ダイヤフラムを透過した音は、上記チャンバ内を占める空気に伝わるようになっており、
    　上記チャンバの上記周壁のうち上記ダイヤフラム以外の部分に、上記チャンバ内の空気に面して設けられた音検出デバイスを備え、上記音検出デバイスは、上記ダイヤフラムを透過した音を、上記チャンバ内を占める空気を介して受けて電気信号に変換するようになっており、
    　上記電気信号に基づいて、上記被測定部位の血圧を算出する血圧算出部を備えた
    ことを特徴とする血圧計。
  2. 　請求項１に記載の血圧計において、
    　上記チャンバの上記周壁のうち上記ダイヤフラム以外の部分に、上記チャンバの内外を流体流通可能に連通する圧力緩和用の孔が設けられ、上記圧力緩和用の孔は、上記チャンバ内の空気の圧力が大気圧から変化するのを抑えるように働く
    ことを特徴とする血圧計。
  3. 　請求項２に記載の血圧計において、
    　上記圧力緩和用の孔は、細長い管路または細長い溝の形態を有する
    ことを特徴とする血圧計。
  4. 　請求項３に記載の血圧計において、
    　上記細長い管路または上記細長い溝の内部に、通気性および遮音性を有する遮音材が収容されている
    ことを特徴とする血圧計。
  5. 　請求項１から４までのいずれか一つに記載の血圧計において、
    　上記ダイヤフラムは、上記コロトコフ音の周波数帯域に合った固有振動数をもつように設定されている
    ことを特徴とする血圧計。
  6. 　請求項１から４までのいずれか一つに記載の血圧計において、
    　上記チャンバは、上記コロトコフ音の周波数帯域に合った共振周波数をもつように設定されている
    ことを特徴とする血圧計。
  7. 　請求項１から４までのいずれか一つに記載の血圧計において、
    　上記ダイヤフラムは合成樹脂からなっている
    ことを特徴とする血圧計。
  8. 　請求項１から４までのいずれか一つに記載の血圧計において、
    　上記音検出デバイスが出力する上記電気信号に、上記コロトコフ音を抽出するための閾値を設定する閾値設定部を備え、
    　上記血圧算出部は、上記電気信号のうち上記閾値を超える信号のみに基づいて、上記被測定部位の血圧を算出する
    ことを特徴とする血圧計。
  9. 　請求項１に記載の血圧計によって、被測定部位が発生するコロトコフ音に基づいて血圧を測定する血圧測定方法であって、
    　上記被測定部位に上記押圧用カフが装着された状態で、上記圧力制御部が、上記被測定部位を圧迫するために上記ポンプによって上記エア配管を通して上記カフに空気を供給して加圧し、または、上記カフから上記エア配管を通して上記空気を排出して減圧し、
    　上記圧力制御部による上記カフの加圧過程または減圧過程で、上記ダイヤフラムが、上記エア配管内の空気の圧力を一方の面に受けて、上記エア配管内の空気の圧力を遮断するとともに、上記被測定部位から上記エア配管内の空気を通して伝わってきた音のうち上記コロトコフ音の周波数帯域の音をこのダイヤフラムを通して透過させ、その結果、上記ダイヤフラムを透過した音は、上記チャンバ内を占める空気に伝わり、
    　上記音検出デバイスは、上記ダイヤフラムを透過した音を、上記チャンバ内を占める空気を介して受けて電気信号に変換し、
    　上記血圧算出部は、上記電気信号に基づいて、上記被測定部位の血圧を算出する
    ことを特徴とする血圧測定方法。
  10. 　請求項１に記載の血圧計に含まれ、上記被測定部位が発生する音からコロトコフ音を抽出するコロトコフ音検出装置であって、
    　上記エア配管の管壁の一部として又は上記管壁に連なって、上記エア配管内の空気の圧力を一方の面に受けるように配置されたダイヤフラムを備え、上記ダイヤフラムは、上記圧力制御部による上記カフの加圧過程または減圧過程で、上記エア配管内の空気の圧力を遮断する一方、上記被測定部位から上記エア配管内の空気を通して伝わってきた音のうち上記コロトコフ音の周波数帯域の音をこのダイヤフラムを通して透過させるように構成され、
    　上記ダイヤフラムに関して上記一方の面と反対の他方の面の側に、上記ダイヤフラムを周壁の一部として含んで配置されたチャンバを備え、上記ダイヤフラムを透過した音は、上記チャンバ内を占める空気に伝わるようになっており、
    　上記チャンバの上記周壁のうち上記ダイヤフラム以外の部分に、上記チャンバ内の空気に面して設けられた音検出デバイスを備え、上記音検出デバイスは、上記ダイヤフラムを透過した音を、上記チャンバ内を占める空気を介して受けて電気信号に変換するようになっている
    ことを特徴とするコロトコフ音検出装置。
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