(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被験者の血管を圧迫するためのカフと、
このカフによって圧迫された部分から圧脈波を検出するカフ圧センサと、
前記被験者の血管へ所定波長の光を照射しこの照射光による透過光あるいは反射光の光量を光電容積脈波として連続して検出する光電センサと、
前記圧脈波と前記光電容積脈波とに基づいて血圧算出アルゴリズムから血圧値を連続して算出する演算手段と、
この血圧値の推移を表示する表示手段とからなる血圧測定装置であって、
前記演算手段は前記光電容積脈波の波形データが通常取りうる許容範囲内であるか、否かの判定を前記光電容積脈波の周期に基づいて行い、前記波形データの一部が許容範囲外にあるときには、前記光電容積脈波の波形データのうち許容範囲外にある波形データ部分を過去に採取した許容範囲内にある波形データに置き換える置換処理を行うよう構成してあることを特徴とする血圧測定装置。
【請求項２】
前記演算手段は前記波形データとして前記光電容積脈波の周期を検出するとともに、前記許容範囲として光電容積脈波における周期が通常取りうる範囲を予め定めておき、この許容範囲と前記光電容積脈波の周期とに基づいて前記判定が行われるよう構成されているところを特徴とする請求項１記載の血圧測定装置。
【請求項３】
前記演算手段は過去に採取された波形データを蓄積するとともに、そこから前記許容範囲内にある波形データとして標準波形モデルを算出することを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の血圧測定装置。
【請求項４】
前記光電センサより短い波長の光を照射して前記被験者の皮膚表面での反射光量の変化を連続して検出する体動センサを備えるとともに、
前記演算手段は前記光電容積脈波の出力波形から前記体動センサの出力波形を減じる修正処理を行うよう構成してあることを特徴とする請求項１ないし請求項３のいずれか１項に記載の血圧測定装置。
【請求項５】
前記演算手段は前記光電容積脈波及び前記圧脈波に基づいて血流量、心拍出量、動脈血酸素飽和度を連続して算出するよう構成されていることを特徴とする請求項１ないし請求項４のいずれか１項に記載の血圧測定装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、血圧測定装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来より知られるデジタル式の血圧測定の手段は、オシロメトリックス法と呼ばれる圧脈波振動法によるものが一般的である。これはカフ（腕帯）に空気を送りこんで動脈を圧迫した後、徐々に減圧する過程で血圧を測定する方法であって、心臓の拍動に同期した血管壁の振動をカフに内蔵されたゴム袋の圧力変動（圧脈波）としてとらえるものである。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、血圧は周囲の環境や体内の状況によっても変動しているため数度の断続的な測定より連続測定が出来ることが望まれるが、上記した従来のデジタル血圧計では係る要請に応えることが出来ない。
本発明は上記のような事情に基づいて完成されたものであって、血圧の連続測定をなしうる血圧測定装置を提供することを目的とする。
【０００４】
【課題を解決するための手段】
上記の目的を達成するための手段として、請求項１の発明は、被験者の血管を圧迫するためのカフと、このカフによって圧迫された部分から圧脈波を検出するカフ圧センサと、前記被験者の血管へ所定波長の光を照射しこの照射光による透過光あるいは反射光の光量を光電容積脈波として連続して検出する光電センサと、前記圧脈波と前記光電容積脈波とに基づいて血圧算出アルゴリズムから血圧値を連続して算出する演算手段と、この血圧値の推移を表示する表示手段とからなる血圧測定装置であって、前記演算手段は前記光電容積脈波の波形データが通常取りうる許容範囲内であるか、否かの判定を前記光電容積脈波の周期に基づいて行い、前記波形データの一部が許容範囲外にあるときには、前記光電容積脈波の波形データのうち許容範囲外にある波形データ部分を過去に採取した許容範囲内にある波形データに置き換える置換処理を行う構成としたところに特徴を有する。
【０００５】
請求項２の発明は、請求項１に記載のものにおいて、前記演算手段は前記波形データとして前記光電容積脈波の周期を検出するとともに、前記許容範囲として光電容積脈波における周期が通常取りうる範囲を予め定めておき、この許容範囲と前記光電容積脈波の周期とに基づいて前記判定が行われるよう構成されているところに特徴を有する。
【０００６】
請求項３の発明は、請求項１又は請求項２に記載のものにおいて、前記演算手段は過去に採取された波形データを蓄積するとともに、そこから前記許容範囲内にある波形データとして標準波形モデルを算出するところに特徴を有する。
【０００７】
請求項４の発明は、請求項１ないし請求項３のいずれか１項に記載のものにおいて、前記光電センサより短い波長の光を照射して前記被験者の皮膚表面での反射光量の変化を連続して検出する体動センサを備えるとともに、前記演算手段は前記光電容積脈波の出力波形から前記体動センサの出力波形を減じる修正処理を行うよう構成してあるところに特徴を有する。
【０００８】
請求項５の発明は、請求項１ないし請求項４のいずれか１項に記載のものにおいて、前記演算手段は前記光電容積脈波及び前記圧脈波に基づいて血流量、心拍出量、動脈血酸素飽和度を連続して算出するよう構成されているところに特徴を有する。
【０００９】
【発明の作用及び効果】
＜請求項１並びに請求項２の発明＞
請求項１の発明によれば、カフによって血管が圧迫された後減圧される過程で、カフ圧センサからは血管内の圧力変動が圧脈波（絶対値）として検出される。この間に、光電センサから皮膚に対して所定波長の光が照射されると、血中ヘモグロビンはある波長帯の光に強い吸収スペクトルを持っているため、透過光あるいは反射光の光量が血管の容量変動に伴って変化するヘモグロビン量に応じて変化し、その経時的な変化の様子が光電容積脈波（相対値）として検出される。
その後、演算手段が相対値である光電容積脈波と絶対値である圧脈波とに基づいて血圧算出アルゴリズムから血圧値を算出し、その推移を表示する。このように、被験者に対し予めカフ圧センサによって圧脈波を算出しておけば連続して計測される光電容積脈波を絶対値化することができ、カフによる再加圧を行うことなく連続して血圧を測定することが出来る。
【００１０】
また、演算手段は光電容積脈波の波形データが許容範囲内にあるか、否かの判定を行い、光電容積脈波における異常データ部分、すなわち、許容範囲外にある波形データ部分（例えば、被験者の大きな体動に起因して起こる測定不良、心臓に対する測定高さの変位に起因する測定誤差によって生じる）を過去に採取した許容範囲内にある波形データに置き換える。従って、光電容積脈波のうち異常なデータ分を排斥することが出来、データの採取後に血圧値のデータ解析（例えば、血圧値の平均値を算出する場合等）を行う場合に、信頼性の高い血圧診断を行うことが出来る。
【００１１】
また、光電容積脈波の判定は光電容積脈波の周期に基づいてなされる。
＜請求項３の発明＞
請求項３の発明によれば、演算手段が置換処理を行う際には、光電容積脈波の波形データのうち許容範囲外にある波形データ部分は標準波形モデルに置き換えられる。
【００１２】
＜請求項４の発明＞
請求項４の発明によれば、体動センサによって被験者の皮膚で反射した反射光を連続して検出することで被験者の体動を検出することが出来る。
更に、演算手段は光電容積脈波の波形から体動センサの出力波形を減じる修正処理を行うため被験者の体動による誤差分を排斥することができ正確な血圧値を得ることが出来る。
【００１３】
＜請求項５の発明＞
請求項５の発明によれば、演算手段は光電容積脈波及び圧脈波に基づいて公知のアルゴリズムから血流量、心拍出量、動脈血酸素飽和度を連続して算出することが出来る。
【００１４】
【発明の実施の形態】
本発明に係る血圧測定装置１の一実施形態を図１ないし図８によって説明する。図１において、２は例えば手首に装着可能なカフであり（上腕部に装着してもよい）、内部にゴム袋が内蔵されている。このゴム袋にはチューブが接続されていてエアー供給用のポンプ６と接続されている。また、チューブの途中には開閉弁３が介在されていて、その開閉動作によってカフ２内のゴム袋に対するエアーの供給と排気を行うことが出来るようにしてある。さらに、カフ２内にはゴム袋内の空気変動を検出するためのカフ圧センサ４が組み込まれ、後述するデータ処理装置（本発明の演算手段に相当する）２０と接続されている。
【００１５】
また、カフ２に並んで装着される部分として、光電センサ７、体動センサ８が設けられている（光電センサ７、体動センサ８はカフ２内に組み込んでもよい）。光電センサ７は、この実施形態においては、近赤外光波長（例えば６４０ｍｍ）をもった光を皮膚に向けて照射可能な発光赤色ＬＥＤ（投光器）とその反射光を受光するフォトトランジスタ（受光器）とからなっている。赤外光は皮膚深部にある撓骨動脈に至ることができ、フォトトランジスタの出力は血管の容量に伴う吸光度の変化が血流量の相対変化として検出される。
【００１６】
体動センサ８としては、この実施形態においては、青外光波長（例えば４２０ｍｍ）をもった光を皮膚へ向けて照射可能な発光青色ＬＥＤ（投光器）とその反射光を受光するフォトトランジスタ（受光器）とからなっている。青外光は皮膚表面で反射し、フォトトランジスタの出力は被験者の測定中の微少な体動として検出される。
【００１７】
図２は本実施形態における血圧測定装置１の電気的構成を示すブロック図であり、上記したカフ２内のカフ圧センサ４は増幅器１１を介してローパスフィルタ９、ハイパスフィルタ１０に接続され、それぞれ所定周波数成分がカットされた状態でデータ処理装置２０へ入力されるようになっている。また、光電センサ７も増幅器１４を介してローパスフィルタ１５及びハイパスフィルタ１６に接続され、さらにデータ処理装置２０へ入力される。
【００１８】
なお、体動センサ８は増幅器１８を介してアクティブフィルタ１９（バンドパスフィルタ）に接続され、所定周波数帯域以外の成分をカットしてデータ処理装置２０へ入力するようになっている。
【００１９】
次にデータ処理装置２０について説明する。
カフ圧センサ４からデータ処理装置２０内に入力された信号はマルチプレクサ２２を介在させ演算処理を行うＣＰＵ２１に接続される。
光電センサ７からの入力信号は次に説明する脈波再生回路２４を介してマルチプレクサ２２、ＣＰＵ２１に接続され、体動センサ８からの入力信号は脈波再生回路２４、マルチプレクサ２２を介してＣＰＵ２１に至るよう接続されている。また、ＣＰＵ２１にはメモリ２３が接続されるとともに、演算処理した出力を表示するためのモニタ（本発明の表示手段に相当する）３０が接続されている。
【００２０】
脈波再生回路２４は、それぞれフィルタ１４、１５、１６を通じた後の光電センサ７の出力波形から体動センサ８の出力波形を減じることで、光電センサ７の出力から体動分（特に被験者の微少な動き）を取り除いた波形を生成する役割を果たすものである。
この脈波再生回路２４による処理が本発明の修正処理に相当する。
【００２１】
次に各センサ４、７、８からの入力に基づきデータ処理装置２０が血圧値を算出する。その演算処理について図３に示すフローチャートを参照して説明する。まず、測定に際してデータ処理装置２０をキャリブレーションするための処理手順がなされる（図３におけるａ〜ｇの工程）。すなわち、カフ圧、圧脈波の入力があると、これに基づいて所定の基準時において基準となる最高・最低の両血圧値及び脈拍数の各絶対値が測定される（ａ、ｂの工程）。なお、最高・最低の血圧値は公知のオシロメトリックス法によって算出される。続いて、基準時における血圧面積（基準血圧面積）Ａｏの算出がなされる（ｃの工程）。基準血圧面積Ａｏは時間を横軸に血圧を縦軸にとって、１心拍の周期Ｔｏ内における最高・最低の両血圧値Ｐｏ１、Ｐｏ２によって定まる平面図形の面積によって決定される。具体的には、図５に示すように、基準血圧面積Ａｏは、横の辺が１心拍時間Ｔｏ、縦の辺が最低血圧Ｐｏ２によって形成される長方形の領域（下部領域面積Ａｏｐ２）と、底辺が１心拍時間Ｔｏ、高さが最高血圧Ｐｏ１と最低血圧Ｐｏ２の差となって表される三角形の領域（上部領域面積Ａｏｐ１）との和から求められる。
【００２２】
一方、前記圧脈波の測定時期と同時期、すなわち、基準時に測定された光電センサ７の出力、すなわち、光電容積脈波（以下、光電脈波という）の入力に対しては脈波再生回路２４によって体動処理がなされるとともに（ｄ、ｅの工程）、脈波面積（基準脈波面積）Ｖｏが求められる（ｆの工程）。具体的には、図６に示すような１心拍時間Ｔｏ内の血流量変化の積分値として基準脈波面積Ｖｏが求められる。次に基準脈波面積Ｖｏと基準血圧面積Ａｏとの面積比（Ａｏ／Ｖｏ）を算出する。こうして得られた面積比（Ａｏ／Ｖｏ）がキャリブレーション値となり、この値に基づいて、各センサ７、８に対しては自動的に光量の調整がなされるとともに、その出力に対しても自動ゲイン調整がなされる（ｇの工程）。これによって、各センサ７、８の出力が自動的にレベル調整される。
【００２３】
上記のような、ゲイン調整を行ったもとで、血圧値の測定がなされる。この場合においても、光電脈波以外の体動等のノイズ成分を除去するための処理が施される。すなわち、前述したように、光電センサ７の出力、すなわち光電脈波に対してローパス・ハイパスの両フィルタ１５、１６によって所定周波数域の周波成分が除去され、同時に体動センサ８の出力に対してもアクティブフィルタ１９によって所定周波数以外の成分が除去される。その上で脈波再生回路２４によって光電脈波の波形から体動波形が減じられる（ｈの工程）ことで、光電脈波から被験者の微少な体動による測定誤差分を除去する。
【００２４】
そして、上記のようにしてフィルタ処理等がなされた光電脈波から得られる１心拍毎の補正脈波面積Ｖｔに前記した面積比（Ａｏ／Ｖｏ）が乗ぜられて血圧面積Ａｔが算出される（ｉの工程）。
続いて、データ処理装置２０により光電脈波の判定、すなわち、光電脈波の周期が許容範囲内であるか否かを判定している（ｊの工程）。許容範囲とは光電容積脈波の周期が通常取りうる範囲（例えば、０．７５〜１．５ｓｅｃ）であって、光電脈波の測定中、被験者に大きな体動があった場合等では光電脈波の波形が乱れその周期が許容範囲外になる。そして、光電脈波の周期が許容範囲内にあるときには第一血圧算出工程（ｋの工程）に進み、許容範囲外にあるときには光電脈波の置換処理を行う工程（ｎ工程）に進む。
【００２５】
まず、第１血圧値算出工程に進んだ場合について説明し、その後置換処理を行う工程に進んだ場合を説明する。
第１血圧算出工程では、前記血圧面積Ａｔに基づき、血圧算出アルゴリズムから血圧値が連続的に求められる。具体的には、まず、ｂの工程で最高血圧Ｐｏ１、最低血圧Ｐｏ２、心拍時間Ｔｏが算出され、これらからｃの工程では基準血圧面積Ａｏ、上部領域面積Ａｏｐ１、下部領域面積Ａｏｐ２が以下の（１）〜（３）式に従って算出されている。
Ａｏｐ１＝（Ｐｏ１−Ｐｏ２）／２×Ｔｏ・・・・・・・・（１）
Ａｏｐ２＝Ｐｏ２×Ｔｏ・・・・・・・・・・・・・・・・（２）
Ａｏ＝Ａｏｐ１＋Ａｏｐ２・・・・・・・・・・・・・・・（３）
ここで、Ａｏｐ１：Ａｏｐ２＝Ｋ・・・・・・・・・・・・（４）
とする。
【００２６】
次にｉの工程で算出された血圧面積Ａｔにおける血圧値の最大値をＰｔ１、最小値をＰｔ２、心拍時間をＴｔとすると、血圧面積Ａｔ、上部領域面積Ａｔｐ１、下部領域面積Ａｔｐ２は以下の（５）〜（７）式によって表すことが出来る。
Ａｔｐ１＝（Ｐｔ１−Ｐｔ２）／２×Ｔｔ・・・・・・・・（５）
Ａｔｐ２＝Ｐｔ２×Ｔｔ・・・・・・・・・・・・・・・・（６）
Ａｔ＝Ａｔｐ１＋Ａｔｐ２・・・・・・・・・・・・・・・（７）
ここで、血圧面積Ａｔの上部領域面積Ａｔｐ１と下部領域面積Ａｔｐ２との比率が、基準血圧面積Ａｏの上部領域面積Ａｏｐ１と下部領域面積Ａｏｐ２との比率Ｋと等しいと仮定すると次の（８）式が得られる。
Ａｔｐ１：Ａｔｐ２＝Ｋ・・・・・・・・・・・・・・・・（８）
（７）式、（８）式より、
Ａｔｐ１＝Ｋ／（１＋Ｋ）×Ａｔ・・・・・・・・・・・・（９）
Ａｔｐ２＝１／（１＋Ｋ）×Ａｔ・・・・・・・・・・・・（１０）
が得られ、更に、（１０）式を（６）式に代入すると、
Ｐｔ２＝Ａｔ／（（１＋Ｋ）×Ｔｔ）・・・・・・・・・・（１１）
が得られ、更に、（５）式、（９）式、（１１）式より、
Ｐｔ１＝（２Ｋ＋１）×Ａｔ／（（１＋Ｋ）×Ｔｔ）・・・（１２）
が算出され、これにて１心拍当たりの血圧値の最大値Ｐｔ１、最小値Ｐｔ２が得られる。
【００２７】
その後、データ処理装置２０は算出された血圧値を血圧基準値と照合しチェックする（ｌの工程）。この血圧基準値は正常な測定で得られる血圧値の幅（例えば、５０〜１４０ｍｍＨｇ）であって、算出された血圧値がこの血圧基準値内にあるときには「測定が正しく行われた」と判断し血圧値の推移をモニタ３０に表示し（ｍの工程）、血圧基準値外の時には「測定に誤りがあった」と判断して最高血圧・最低血圧を算出する工程に戻って再び血圧値を算出するようになっている。
【００２８】
一方、光電脈波の置換処理工程に進んだ場合の処理に先だって、メモリ２３が過去に採取された光電脈波の波形データを蓄積するとともに、この蓄積されたデータから波高値、周期等の平均値を算出し光電脈波の標準波形モデルを算出している。そして、置換処理工程では、図７に示すように、測定された光電脈波の異常波形部分、すなわち、許容範囲外にある波形データ部分の始まりから最終時点までの波形データを前記標準波形データに置き換える（図７（ｂ）のハッチング部）とともに、許容範囲外にある波形データ部分の血圧面積Ａｔを過去の光電脈波の血圧面積の平均値Ａｚに置き換える置換処理を行う。その後、第２血圧値算出工程で血圧値の算出がなされる（ｏ工程）。すなわち、許容範囲内にある波形データ部分については第１血圧工程と同様に血圧面積Ａｔに基づき血圧値が算出され、許容範囲外にある波形データ部分については置換された血圧面積の平均値Ａｚに基づき血圧値が算出されるようになっている。その後、前記したｌ工程に進み血圧値のチェックがなされる。
尚、この血圧の測定に伴って、データ処理装置２０は光電脈波より脈拍Ｅを経時的に検出している。
【００２９】
本実施形態の血圧測定装置１は上記した血圧値の算出の他に動脈血酸素飽和度（血中酸素飽和量）ＳａＯ２を算出するようになっており、以下その算出手順について図８のフローチャートを参照して説明する。
まず、前述したように、カフ圧センサ４及び光電センサ７、体動センサ８により圧脈波、光電脈波を検出し、これらに基づきデータ処理装置２０が血圧値を算出する。その後、血圧値から血管内の圧力変動ΔＰが公知のアルゴリズムから算出されるとともに、（１３）式に従って血流速度の平均値Ｄが算出される。
Ｄ＝１／２×（１／（４×ｈ））×（ΔＰ／ΔＬ）×Ｒ2・・・・（１３）
ｈ・・・粘性（本実施形態では、ｈ＝０．０４とする）
ΔＬ・・心臓から測定部までの管長（本実施形態では、Ｌ＝２０ｃｍとする）
Ｒ・・・血管径（本実施形態では、Ｒ＝０．１５ｃｍとする）
【００３０】
続いて、（１４）〜（１６）式に従って、データ処理装置２０が血流量Ｑ、心拍出量Ｃｏ、心係数Ｃｘを算出する。
Ｑ＝π×Ｒ2×Ｄ・・・・・・・・・・・・・（１４）
Ｃｏ＝Ｅ×Ｑ・・・・・・・・・・・・・・・・・・（１５）
Ｃｘ＝Ｃｏ／Ｓ・・・・・・・・・・・・・・・・・（１６）
Ｅ・・・脈拍
Ｓ・・・・体表面積（本実施形態では、Ｓ＝３．４Ｌ／ｍｉｎ／ｍ2とする）
【００３１】
更に、データ処理装置２０は光電脈波に基づいて公知のアルゴリズムから動脈血酸素含量ＣａＯ２及び混合静脈血酸素飽和含量ＣｖＯ２を算出するとともに、（１７）式に従って、動脈血酸素飽和度ＳａＯ２を算出する。
ＳａＯ２＝（ＣａＯ２−ＣｖＯ２）×Ｃｘ・・・・・（１７）
そして、動脈血酸素飽和度ＳａＯ２の推移がモニタ３０に表示される。
【００３２】
次に本実施形態の作用、効果を具体的に説明する。
被験者の血圧値を連続して測定する手順について説明する。
まず、被験者に対し血圧測定装置１をセットする。具体的には、カフ２を被験者の手首部分に装着し、データ処理装置２０の電源を投入する。続いてポンプ６を駆動させてカフ２のゴム袋へエアーを供給する。圧脈波が検出されなくなるまでカフ２へのエア−供給が継続される。圧脈波が出現しなくなった時点で、カフ２へのエアーの供給を停止し、開閉弁３を開いて減圧を開始する。これによって、ＣＰＵ２１内では前記したオシロメトリックス法にしたがって、最高・最低の両血圧Ｐｏ１、Ｐｏ２及び脈拍の測定がなされる（ａ、ｂの工程）。
【００３３】
一方で、光電センサ７、体動センサ８からそれぞれ波長の異なる光がそれぞれ皮膚に向けて照射される。光電センサ７からは近赤外光が照射され皮膚深部に至り、撓骨動脈で反射された反射光が受光器であるフォトトランジスタにて受光される。体動センサ８からは青外光が皮膚表面に照射され、その反射光が受光器であるフォトトランジスタにて受光される（ｄの工程）。そして、これらはそれぞれ上記したフィルタ処理がなされる。その後、データ処理装置２０では光電センサ７の出力に基づいて基準脈波面積Ｖｏが求められる（ｅ、fの工程）。次に基準脈波面積Ｖｏと基準血圧面積Ａｏとから面積比（Ａｏ／Ｖｏ）が算出され、この面積比（Ａｏ／Ｖｏ）に基づいて自動ゲイン調整及び自動光量調整といったキャリブレーション処理がなされ、その結果、光電センサ７の出力レベルが調整される（ｇの工程）。
【００３４】
かくして、血圧測定装置１のキャリブレーション処理に続いて、実際の測定段階となる。光電センサ７の出力データはローパス・ハイパスの両フィルタ１５、１６を通じてこれらによるノイズ除去処理、更には、体動センサ８が被験者の微少な体動の変化を検出しこれらの体動成分を減じる修正処理を経ることで、純粋な脈波成分のみが連続して取り出される（ｈの工程）。このように、光電脈波の波形から誤差分を排斥することができるため、正確な光電脈波が得られる。
続いて、体動処理がなされた光電脈波に基づいてデータ処理装置２０が１心拍毎の補正脈波面積Ｖｔを算出し、更に補正脈波面積Ｖｔに前記した面積比（Ａｏ／Ｖｏ）が乗ぜられ血圧面積Ａｔが算出される（ｉの工程）。
【００３５】
更に、本実施形態では、上記体動センサ８では検出することが出来ない大きな体動による誤差等を排斥するために、光電脈波の判定（ｊの工程）が行われる。すなわち、データ処理装置２０は光電脈波の周期が許容範囲内であるか、否かの判定を行い、光電脈波の周期が許容範囲内にあるときには第１血圧工程に進み血圧算出アルゴリズムに従って血圧値を算出し（ｋの工程）、許容範囲外にあるときには異常波形部分を標準波形データに置き換えるとともに（ｎの工程）、異常波形部分の血圧面積Ａｔを血圧面積の平均値Ａｚに置き換え、第２血圧工程にて血圧算出アルゴリズムに従って血圧値を算出する（ｏの工程）。その後、血圧値のチェックを経て、血圧値の推移がモニタ３０に表示される（ｌ、ｍの工程）。
【００３６】
このように本実施形態によれば、被験者に対し予めカフ圧センサ４によって圧脈波を算出しておけば連続して計測される光電容積脈波を絶対値化することができ、カフ２による再加圧を行うことなく連続して血圧を測定することが出来る。また、光電脈波から脈波再生回路によって微少な体動に誤差分を除去するとともに、光電脈波の判定及び置換処理によって体動センサ８では検出できない大きな体動による誤差分等を排斥することが出来る。従って、血圧値の採取後に血圧値のデータ解析（例えば、血圧値の平均値を算出する場合等）を行う場合に、信頼性の高い血圧診断を行うことが出来る。
【００３７】
尚、本実施形態では手首を測定部位として光電脈波、圧脈波を測定しているが、被験者の腕の角度によって心臓からの高さが異なるため測定誤差が生じる虞がある。このような場合の対策として被験者の腕の角度を検出可能な角度センサーを取付けるとともに、このセンサーからの出力に基づいてデータ処理装置２０が角度補償を行うことが出来る。更に、光電センサ７から被験者の腕に照射される赤外光の入射角を意図的に変えてやれば光電脈波の入射角に対する血管の断面積が変化する。そのためこの入射角の変化に伴う光電脈波の変化より血管断面積、ひいては血管径Ｒを測定することが出来る。
【００３８】
＜他の実施形態＞
本発明は上記記述及び図面によって説明した実施形態に限定されるものではなく、例えば次のような実施形態も本発明の技術的範囲に含まれ、さらに、下記以外にも要旨を逸脱しない範囲内で種々変更して実施することができる。
【００３９】
（１）本実施形態では光電脈波の波形データのうち許容範囲外にある波形データ部分を過去の光電脈波の平均波形である標準波形に置き換えたが、被験者自身のデータが保存されている場合には被験者自身のデータに置き換えることが好ましい。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施形態に係る血圧測定装置の概要図
【図２】血圧測定装置のブロック図
【図３】血圧値の算出手順を示すフローチャート
【図４】カフ圧と圧脈波とを示す波形図
【図５】血圧面積図
【図６】脈波面積図
【図７】（ａ）光電脈波の置換処理前の推移を示すグラフ
（ｂ）光電脈波の置換処理後の推移を示すグラフ
【図８】動脈血酸素飽和度の算出手順を示すフローチャート
【符号の説明】
１…血圧測定装置
２…カフ
４…カフ圧センサ
７…光電センサ
８…体動センサ
２０…データ処理装置（演算手段）
３０…モニタ（表示手段）
【図１】
0003727592.tif 000002
【図２】
0003727592.tif 000003
【図３】
0003727592.tif 000004
【図４】
0003727592.tif 000005
【図５】
0003727592.tif 000006
【図６】
0003727592.tif 000007
【図７】
0003727592.tif 000008
【図８】
0003727592.tif 000009