(57)【要約】【課題】脈波伝播時間を簡易に精度よく測定することが可能な測定装置を提供する。【解決手段】測定装置は、被験者の脈波を示す第１信号、被験者の脈波または心電を示す第２信号の各々に対して、所定の伝達関数を有するアナログフィルタによりフィルタ処理を施し、第１信号の第１時系列データを時系列的に逆方向から並べた第３時系列データと、第２信号の第２時系列データを時系列的に逆方向から並べた第４時系列データの各々に対して、所定の伝達関数を有するディジタルフィルタによりフィルタ処理を施し、フィルタ処理が施された第３時系列データを時系列順に並べ替えた第５時系列データにより示される信号と、フィルタ処理が施された第４時系列データを時系列順に並べ替えた第６時系列データにより示される信号とに基づいて、脈波伝播時間を算出する。【選択図】図９
2019024602.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被験者の脈波を示す第１信号を検出する第１センサと、
前記被験者の脈波または心電を示す第２信号を検出する第２センサと、
前記第１センサにより検出された前記第１信号、および前記第２センサにより検出された前記第２信号の各々に対して、所定の伝達関数を有するアナログフィルタによりフィルタ処理を施し、ディジタルデータに変換する第１信号処理部と、
前記第１信号処理部によりディジタルデータに変換された前記第１信号の第１時系列データ、および前記第１信号処理部によりディジタルデータに変換された前記第２信号の第２時系列データの各々に対して、信号処理を施す第２信号処理部とを備え、
前記第２信号処理部は、
前記第１時系列データを、時系列的に逆方向から並べた第３時系列データを生成し、
前記第２時系列データを、時系列的に逆方向から並べた第４時系列データを生成し、
前記第３時系列データおよび前記第４時系列データの各々に対して、前記所定の伝達関数を有するディジタルフィルタによりフィルタ処理を施し、
前記ディジタルフィルタによりフィルタ処理が施された前記第３時系列データを、時系列順に並べ替えた第５時系列データを生成し、
前記ディジタルフィルタによりフィルタ処理が施された前記第４時系列データを、時系列順に並べ替えた第６時系列データを生成し、
前記第５時系列データにより示される信号と、前記第６時系列データにより示される信号とに基づいて、脈波伝播時間を算出する時間算出部をさらに備える、測定装置。
【請求項２】
前記第２信号は、脈波を示す信号であり、
前記第１センサおよび第２センサは、前記被験者の被測定部位を通る動脈のうちそれぞれ対向する部分の脈波を検出する、請求項１に記載の測定装置。
【請求項３】
前記時間算出部は、
前記第５時系列データにより示される信号の立ち上がり時点と、前記第６時系列データにより示される信号の立ち上がり時点との時間差を脈波伝播時間として算出する、または、
前記第５時系列データにより示される信号のピーク時点と、前記第６時系列データにより示される信号のピーク時点との時間差を脈波伝播時間として算出する、請求項２に記載の測定装置。
【請求項４】
前記第２信号は、心電を示す信号であり、
前記時間算出部は、
前記第５時系列データにより示される信号の立ち上がり時点と、前記第６時系列データにより示される信号のピーク時点との時間差を脈波伝播時間として算出する、請求項１に記載の測定装置。
【請求項５】
前記第１時系列データおよび前記第２時系列データを格納するためのデータ格納部をさらに備え、
前記第２信号処理部は、所定時間分の前記第１時系列データおよび前記第２時系列データが前記データ格納部に蓄積された場合に、前記信号処理を実行する、請求項１〜４のいずれか１項に記載の測定装置。
【請求項６】
前記時間算出部により算出された脈波伝播時間に基づく血圧値を算出する血圧算出部をさらに備える、請求項１〜５のいずれか１項に記載の測定装置。
【請求項７】
表示器と、
前記血圧算出部により算出された血圧値を前記表示器に表示させる表示制御部をさらに備える、請求項６に記載の測定装置。
【請求項８】
被験者の脈波を示す第１信号を検出するステップと、
前記被験者の脈波または心電を示す第２信号を検出するステップと、
前記第１信号および前記第２信号の各々に対して、所定の伝達関数を有するアナログフィルタによりフィルタ処理を施し、ディジタルデータに変換するステップと、
ディジタルデータに変換された前記第１信号の第１時系列データを、時系列的に逆方向から並べた第３時系列データを生成するステップと、
ディジタルデータに変換された前記第２信号の第２時系列データを、時系列的に逆方向から並べた第４時系列データを生成するステップと、
前記第３時系列データおよび前記第４時系列データの各々に対して、前記所定の伝達関数を有するディジタルフィルタによりフィルタ処理を施すステップと、
前記ディジタルフィルタによりフィルタ処理が施された前記第３時系列データを、時系列順に並べ替えた第５時系列データを生成するステップと、
前記ディジタルフィルタによりフィルタ処理が施された前記第４時系列データを、時系列順に並べ替えた第６時系列データを生成するステップと、
前記第５時系列データにより示される信号と、前記第６時系列データにより示される信号とに基づいて、脈波伝播時間を算出するステップとを含む、測定方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本開示は、測定装置、および測定方法に関し、特に、脈波伝播時間を測定するための測定装置、および測定方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、動脈を伝播する脈波の伝播時間（脈波伝播時間；Pulse Transit Time；ＰＴＴ)を測定する方法が知られている。例えば、国際公開第２０１４／１３２７１３号（特許文献１）には、脈波伝播時間計測装置が開示されている。脈波伝播時間計測装置は、フィルタリング処理を含む信号処理が施された心電信号、フィルタリング処理を含む信号処理が施された光電脈波信号それぞれのピークを検出し、心電信号の遅延時間および光電脈波信号の遅延時間に基づいて、心電信号のピークおよび光電脈波信号のピークを補正し、補正された光電脈波信号のピークと心電信号のピークとの時間差から脈波伝播時間を求める。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【特許文献１】国際公開第２０１４／１３２７１３号
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
特許文献１では、脈波伝播時間を高精度に求めるために、心電信号のピークと光電脈波信号のピークを高精度に検出する方式を検討している。具体的には、特許文献１に係る脈波伝播時間計測装置は、心電信号、および光電脈波信号それぞれの周波数成分を解析し、周波数成分と遅延時間（ピークのズレ量）との関係を定めたテーブルを用いて、心電信号の遅延時間、および光電脈波信号の遅延時間を求め、この遅延時間に基づいて補正された光電脈波信号のピークと心電信号のピークとの時間差から脈波伝播時間を算出する。
【０００５】
しかしながら、特許文献１に係る方式によると、事前にデータベースを用意しなければならない。また、データベースに誤差が有る場合、遅延時間しいては脈波伝播時間にも誤差として影響すると考えられる。
【０００６】
本開示のある局面における目的は、脈波伝播時間を簡易に精度よく測定することが可能な測定装置、および測定方法を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
ある実施の形態に従う測定装置は、被験者の脈波を示す第１信号を検出する第１センサと、被験者の脈波または心電を示す第２信号を検出する第２センサと、第１センサにより検出された第１信号、および第２センサにより検出された第２信号の各々に対して、所定の伝達関数を有するアナログフィルタによりフィルタ処理を施し、ディジタルデータに変換する第１信号処理部と、第１信号処理部によりディジタルデータに変換された第１信号の第１時系列データ、および第１信号処理部によりディジタルデータに変換された第２信号の第２時系列データの各々に対して、信号処理を施す第２信号処理部とを備える。第２信号処理部は、第１時系列データを、時系列的に逆方向から並べた第３時系列データを生成し、第２時系列データを、時系列的に逆方向から並べた第４時系列データを生成し、第３時系列データおよび第４時系列データの各々に対して、所定の伝達関数を有するディジタルフィルタによりフィルタ処理を施し、ディジタルフィルタによりフィルタ処理が施された第３時系列データを、時系列順に並べ替えた第５時系列データを生成し、ディジタルフィルタによりフィルタ処理が施された第４時系列データを、時系列順に並べ替えた第６時系列データを生成する。測定装置は、第５時系列データにより示される信号と、第６時系列データにより示される信号とに基づいて、脈波伝播時間を算出する時間算出部をさらに備える。
【０００８】
好ましくは、第２信号は、脈波を示す信号である。第１センサおよび第２センサは、被験者の被測定部位を通る動脈のうちそれぞれ対向する部分の脈波を検出する。
【０００９】
好ましくは、時間算出部は、第５時系列データにより示される信号の立ち上がり時点と、第６時系列データにより示される信号の立ち上がり時点との時間差を脈波伝播時間として算出する、または、第５時系列データにより示される信号のピーク時点と、第６時系列データにより示される信号のピーク時点との時間差を脈波伝播時間として算出する。
【００１０】
好ましくは、第２信号は、心電を示す信号である。時間算出部は、第５時系列データにより示される信号の立ち上がり時点と、第６時系列データにより示される信号のピーク時点とを比較することにより、脈波伝播時間を算出する。
【００１１】
好ましくは、測定装置は、第１時系列データおよび第２時系列データを格納するためのデータ格納部をさらに備える。第２信号処理部は、所定時間分の第１時系列データおよび第２時系列データがデータ格納部に蓄積された場合に、信号処理を実行する。
【００１２】
好ましくは、測定装置は、時間算出部により算出された脈波伝播時間に基づく血圧を算出する血圧算出部をさらに備える。
【００１３】
好ましくは、測定装置は、表示器と、血圧算出部により算出された血圧値を表示器に表示させる表示制御部をさらに備える。
【００１４】
他の実施の形態に従う測定方法は、被験者の脈波を示す第１信号を検出するステップと、被験者の脈波または心電を示す第２信号を検出するステップと、第１信号および第２信号の各々に対して、所定の伝達関数を有するアナログフィルタによりフィルタ処理を施し、ディジタルデータに変換するステップと、ディジタルデータに変換された第１信号の第１時系列データを、時系列的に逆方向から並べた第３時系列データを生成するステップと、ディジタルデータに変換された第２信号の第２時系列データを、時系列的に逆方向から並べた第４時系列データを生成するステップと、第３時系列データおよび第４時系列データの各々に対して、所定の伝達関数を有するディジタルフィルタによりフィルタ処理を施すステップと、ディジタルフィルタによりフィルタ処理が施された第３時系列データを、時系列順に並べ替えた第５時系列データを生成するステップと、ディジタルフィルタによりフィルタ処理が施された第４時系列データを、時系列順に並べ替えた第６時系列データを生成するステップと、第５時系列データにより示される信号と、第６時系列データにより示される信号とに基づいて、脈波伝播時間を算出するステップとを含む。
【発明の効果】
【００１５】
本開示によると、脈波伝播時間を簡易に精度よく測定することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】血圧計の外観斜視図である。
【図２】血圧計が左手首に装着された状態で、左手首の長手方向に対して垂直な断面を模式的に示す図である。
【図３】血圧計が左手首に装着された状態における、インピーダンス測定用の電極群の平面レイアウトを示す図である。
【図４】血圧計の制御系のハードウェア構成を示すブロック図である。
【図５】脈波伝播時間に基づく血圧測定を説明するための模式図である。
【図６】オシロメトリック法による血圧測定を行なう場合において、血圧計が左手首に装着された状態での、手首の長手方向に沿った模式断面図である。
【図７】アナログフィルタの必要性を説明するための図である。
【図８】フィルタの位相特性を説明するための図である。
【図９】血圧計の機能構成を示すブロック図である。
【図１０】本実施の形態に従うディジタル信号処理の利点を説明するための図である。
【図１１】脈波伝播時間に基づく血圧値の測定処理手順を示すフローチャートである。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
以下、図面を参照しつつ、本発明の実施の形態について説明する。以下の説明では、同一の部品には同一の符号を付してある。それらの名称および機能も同じである。したがって、それらについての詳細な説明は繰り返さない。
【００１８】
以下では、血圧計を、脈波伝播時間を測定するための「測定装置」の代表例として説明を行なう。ただし、測定装置は、脈波信号（あるいは心電信号）を検出するセンサと、当該センサにより検出された信号を処理する処理装置とを含む装置であればよく、血圧計に限られない。
【００１９】
＜血圧計の構成＞
（外観および断面構成）
図１は、血圧計１の外観斜視図である。図２は、血圧計１が左手首９０に装着された状態（以下、「装着状態」とも称する。）で、左手首９０の長手方向に対して垂直な断面を模式的に示す図である。本実施の形態では、左手首９０が被測定部位となる。なお、血圧計１により測定される「被測定部位」は、動脈が通っている部位であればよい。被測定部位は、例えば、手首、上腕などの上肢であってもよいし、足首、大腿などの下肢であってもよい。
【００２０】
図１および図２を参照して、ベルト２０は、左手首９０を周方向に沿って取り巻いて装着される細長い帯状の部材である。ベルト２０の幅方向Ｙの寸法（幅寸法）は、例えば、約３０ｍｍである。ベルト２０は、外周面２０ｂを有する帯状体２３と、圧迫カフ２１とを含む。
【００２１】
圧迫カフ２１は、帯状体２３の内周面２３ａに沿って取り付けられ、左手首９０に接する内周面２０ａを有する。圧迫カフ２１は、伸縮可能な２枚のポリウレタンシートを厚さ方向に対向させ、それらの周縁部を溶着して、流体袋として構成されている。流体袋は、流体を収容可能な袋状の部材であればよい。「流体」は、液体と気体の両方を含み、例えば、水、空気などを用いることができる。
【００２２】
本体１０は、ベルト２０のうちの一方の端部２０ｅと一体に設けられる。なお、ベルト２０と本体１０とを別々に形成し、ベルト２０に対して本体１０を係合部材（例えば、ヒンジ）を介して、一体に取り付ける構成でもよい。本実施の形態では、本体１０が配置された部位は、装着状態において左手首９０の背側面（手の甲側の面）９０ｂに対応する（図２参照）。図２中には、左手首９０内で掌側面（手の平側の面）９０ａ近傍を通る橈骨動脈９１が示されている。
【００２３】
図１に示すように、本体１０は、ベルト２０の外周面２０ｂに対して垂直な方向に厚さを有する立体的形状を有する。本体１０は、被験者（ユーザ）の日常活動を妨げないように、小型で、薄厚に形成される。本体１０は、ベルト２０から外向きに突起した四角錐台状の輪郭を有する。
【００２４】
本体１０の頂面（被測定部位から最も遠い側の面）１０ａには、表示器５０が設けられる。本体１０の側面（図１における左手前側の側面）１０ｆに沿って、ユーザからの指示を入力するための操作部５２が設けられる。
【００２５】
ベルト２０の一方の端部２０ｅと他方の端部２０ｆとの間の部位であって、ベルト２０の内周面２０ａ（すなわち、圧迫カフ２１の内周面２０ａ）上には、インピーダンス測定部４０が設けられる。
【００２６】
インピーダンス測定部４０が配置された部位の内周面２０ａには、電極群４０Ｅが配置される。電極群４０Ｅは、ベルト２０の幅方向Ｙに関して互いに離間した状態で配置された６個の板状（またはシート状）の電極４１〜４６を有する。電極群４０Ｅが配置された部位は、装着状態において左手首９０の橈骨動脈９１に対応する。
【００２７】
内周面２０ａとは反対の外周面２１ａにおける、電極群４０Ｅに対応する位置には、固形物２２が配置される。固形物２２の外周側には、押圧カフ２４が配置される。押圧カフ２４は、圧迫カフ２１の周方向に関して電極群４０Ｅに対応する領域を局所的に抑圧する拡張部材である。押圧カフ２４は、ベルト２０を構成する帯状体２３の内周面２３ａ（左手首９０に近い側の面）に配置される（図２参照）。帯状体２３は、厚さ方向に関して可撓性を有し、周方向（長手方向）に関して非伸縮性を有するプラスチック材料から構成される。
【００２８】
押圧カフ２４は、ベルト２０の厚さ方向に伸縮する流体袋である。具体的には、押圧カフ２４は、左手首９０を取り巻いて装着され、流体の供給により加圧状態となり、流体の排出により非加圧状態となる。押圧カフ２４は、例えば、伸縮可能な２枚のポリウレタンシートを厚さ方向に対向させ、それらの周縁部を溶着して、流体袋として構成される。
【００２９】
押圧カフ２４の内周面２４ａ（左手首９０に近い側の面）のうち、電極群４０Ｅに対応する位置には、固形物２２が配置されている。固形物２２は、例えば、厚さ１〜２ｍｍ程度の板状の樹脂（例えば、ポリプロピレン）で構成されている。本実施の形態では、押圧部として、ベルト２０、押圧カフ２４、および固形物２２を用いている。
【００３０】
図１に示すように、本体１０の底面（被測定部位に最も近い側の面）１０ｂと、ベルト２０の端部２０ｆとは、三つ折れバックル１５（以下、単に「バックル１５」とも称する。）によって接続されている。
【００３１】
バックル１５は、外周側に配置された板状部材２５と、内周側に配置された板状部材２６とを含む。板状部材２５の一方の端部２５ｅは、幅方向Ｙに沿って延びる連結棒２７を介して本体１０に対して回動自在に取り付けられる。板状部材２５の他方の端部２５ｆは、幅方向Ｙに沿って延びる連結棒２８を介して、板状部材２６の一方の端部２６ｅに対して回動自在に取り付けられる。板状部材２６の他方の端部２６ｆは、固定部２９によってベルト２０の端部２０ｆ近傍に固定されている。
【００３２】
ベルト２０の周方向に関して、固定部２９の取り付け位置は、ユーザの左手首９０の周囲長に合わせて予め可変して設定されている。これにより、血圧計１（ベルト２０）は、全体として略環状に構成されるとともに、本体１０の底面１０ｂとベルト２０の端部２０ｆとが、バックル１５によって図１中の矢印Ｂ方向に開閉可能に構成される。
【００３３】
ユーザは、血圧計１を左手首９０に装着する際、バックル１５を開いてベルト２０の環の径を大きくした状態で、図１中の矢印Ａで示す方向からベルト２０に左手を通す。次に、図２に示すように、ユーザは、左手首９０の周りのベルト２０の角度位置を調節して、左手首９０を通る橈骨動脈９１上にベルト２０のインピーダンス測定部４０を位置させる。これにより、インピーダンス測定部４０の電極群４０Ｅは、左手首９０の掌側面９０ａのうち橈骨動脈９１に対応する部分９０ａ１に当接する状態となる。この状態で、ユーザは、バックル１５を閉じて固定する。このようにして、ユーザは血圧計１（ベルト２０）を左手首９０に装着する。
【００３４】
図３は、血圧計１が左手首９０に装着された状態における、インピーダンス測定用の電極群の平面レイアウトを示す図である。図３を参照して、装着状態においては、インピーダンス測定部４０の電極群４０Ｅは、左手首９０の橈骨動脈９１に対応して、手首の長手方向に沿って並んだ状態となる。電極群４０Ｅは、幅方向Ｙに関して、両側に配置された通電用の電流電極対４１，４６と、当該電流電極対４１，４６の間に配置された検出電極対４２，４３および検出電極対４４，４５とを含む。脈波センサ４０１は検出電極対４２，４３を含み、脈波センサ４０２は検出電極対４４，４５を含む。
【００３５】
検出電極対４２，４３に対して、橈骨動脈９１の血流のより下流側の部分に対応して、検出電極対４４，４５が配置されている。幅方向Ｙに関して、検出電極対４２，４３の中央と検出電極対４４，４５の中央との間の距離Ｄ（後述する図５（Ａ）参照）は、例えば、２０ｍｍに設定される。距離Ｄは、脈波センサ４０１と脈波センサ４０２との間隔に相当する。また、幅方向Ｙに関して、検出電極対４２，４３間の間隔、および検出電極対４４，４５の間隔は、例えば、いずれも２０ｍｍに設定される。
【００３６】
このような電極群４０Ｅは偏平に構成され得るため、血圧計１では、ベルト２０を全体として薄厚に構成できる。また、電極群４０Ｅは、柔軟に構成され得るため、電極群４０Ｅは、圧迫カフ２１による左手首９０の圧迫を妨げず、後述のオシロメトリック法による血圧測定の精度を損なわない。
【００３７】
（ハードウェア構成）
図４は、血圧計１の制御系のハードウェア構成を示すブロック図である。図４を参照して、本体１０は、制御部として機能するＣＰＵ(Central Processing Unit)１００と、表示器５０と、記憶部として機能するメモリ５１と、操作部５２と、電池５３と、通信部５９とを含む。また、本体１０は、圧力センサ３１と、ポンプ３２と、弁３３と、圧力センサ３４と、切替弁３５とを含む。切替弁３５は、ポンプ３２および弁３３の接続先を、圧迫カフ２１または押圧カフ２４に切り替える。
【００３８】
さらに、本体１０は、圧力センサ３１および圧力センサ３４のそれぞれからの出力を周波数に変換する発振回路３１０および発振回路３４０と、ポンプ３２を駆動するポンプ駆動回路３２０とを含む。インピーダンス測定部４０は、電極群４０Ｅと、電圧検出回路４９とを含む。
【００３９】
表示器５０は、例えば、有機ＥＬ(Electro Luminescence)ディスプレイで構成され、ＣＰＵ１００からの制御信号に従って、血圧測定結果などの血圧測定に関する情報、その他の情報を表示する。なお、表示器５０は、有機ＥＬディスプレイに限られず、例えば、ＬＣＤ（Liquid Cristal Display）など、他のタイプのディスプレイで構成されてもよい。
【００４０】
操作部５２は、例えば、プッシュ式スイッチで構成され、ユーザによる血圧測定開始または停止の指示に応じた操作信号をＣＰＵ１００に入力する。なお、操作部５２は、プッシュ式スイッチに限られず、例えば、感圧式（抵抗式）または近接式（静電容量式）のタッチパネル式スイッチなどであってもよい。また、本体１０がマイクロフォン（図示しない）を含んでおり、ユーザの音声によって血圧測定開始の指示を受け付けてもよい。
【００４１】
メモリ５１は、血圧計１を制御するためのプログラムのデータ、血圧計１を制御するために用いられるデータ、血圧計１の各種機能を設定するための設定データ、血圧値の測定結果のデータなどを非一時的に記憶する。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。
【００４２】
ＣＰＵ１００は、メモリ５１に記憶された血圧計１を制御するためのプログラムに従って、制御部として各種機能を実行する。例えば、オシロメトリック法による血圧測定を実行する場合、ＣＰＵ１００は、操作部５２からの血圧測定開始の指示に応じて、圧力センサ３１からの信号に基づいて、ポンプ３２（および弁３３）を駆動する制御を行なう。また、ＣＰＵ１００は、圧力センサ３１からの信号に基づいて、血圧値を算出する制御を行なう。
【００４３】
ＣＰＵ１００は、脈波伝播時間に基づく血圧測定を実行する場合、操作部５２からの血圧測定開始の指示に応じて、圧迫カフ２１内の空気を排出させるために弁３３を駆動する制御を行なう。また、ＣＰＵ１００は、切替弁３５を駆動して、ポンプ３２（および弁３３）の接続先を押圧カフ２４に切り替える制御を行なう。さらに、ＣＰＵ１００は、圧力センサ３４からの信号に基づいて、血圧値を算出する制御を行なう。
【００４４】
通信部５９は、ＣＰＵ１００によって制御されて所定の情報を、ネットワーク９００を介して外部の装置に送信したり、外部の装置からの情報を、ネットワーク９００を介して受信してＣＰＵ１００に受け渡したりする。ネットワーク９００を介した通信は、無線、有線のいずれでもよい。例えば、ネットワーク９００は、インターネットであるが、これに限定されず、ＬＡＮ（Local Area Network）のような他の種類のネットワークであってもよいし、ＵＳＢケーブルなどを用いた１対１の通信であってもよい。通信部５９は、マイクロＵＳＢコネクタを含んでいてもよい。
【００４５】
ポンプ３２および弁３３は、切替弁３５、エア配管３９ａ，３９ｂを介して、圧迫カフ２１および押圧カフ２４に接続されている。圧力センサ３１はエア配管３８ａを介して、圧力センサ３４はエア配管３８ｂを介して、それぞれ圧迫カフ２１および押圧カフ２４に接続されている。圧力センサ３１は、エア配管３８ａを介して、圧迫カフ２１内の圧力を検出する。切替弁３５は、ＣＰＵ１００から与えられる制御信号に基づいて駆動し、ポンプ３２および弁３３の接続先を圧迫カフ２１または押圧カフ２４に切り替える。
【００４６】
ポンプ３２は、例えば、圧電ポンプで構成される。切替弁３５により、ポンプ３２および弁３３の接続先が圧迫カフ２１に切り替えられている場合には、ポンプ３２は、圧迫カフ２１内の圧力（カフ圧）を加圧するために、エア配管３９ａを通して圧迫カフ２１に加圧用の流体としての空気を供給する。切替弁３５により、ポンプ３２および弁３３の接続先が押圧カフ２４に切り替えられている場合には、ポンプ３２は、押圧カフ２４内の圧力（カフ圧）を加圧するために、エア配管３９ｂを通して押圧カフ２４に加圧用の流体としての空気を供給する。
【００４７】
弁３３は、ポンプ３２に搭載され、ポンプ３２のオン／オフに伴って開閉が制御されるように構成される。具体的には、切替弁３５により、ポンプ３２および弁３３の接続先が圧迫カフ２１に切り替えられている場合には、弁３３は、ポンプ３２がオンされると閉じて、圧迫カフ２１内に空気を封入する一方、ポンプ３２がオフされると開いて、圧迫カフ２１の空気をエア配管３９ａを通して大気中へ排出させる。
【００４８】
切替弁３５により、ポンプ３２および弁３３の接続先が押圧カフ２４に切り替えられている場合には、弁３３は、ポンプ３２がオンされると閉じて、押圧カフ２４内に空気を封入する一方、ポンプ３２がオフされると開いて、押圧カフ２４の空気をエア配管３９ｂを通して大気中へ排出させる。弁３３は、逆止弁の機能を有し、排出されるエアが逆流することはない。ポンプ駆動回路３２０は、ポンプ３２をＣＰＵ１００から与えられる制御信号に基づいて駆動する。
【００４９】
圧力センサ３１は、例えば、ピエゾ抵抗式圧力センサであり、エア配管３８ａを介して、ポンプ３２、弁３３および圧迫カフ２１に接続されている。圧力センサ３１は、エア配管３８ａを介して、ベルト２０（圧迫カフ２１）の圧力、例えば、大気圧を基準（ゼロ）とした圧力を検出して時系列の信号として出力する。
【００５０】
発振回路３１０は、圧力センサ３１からのピエゾ抵抗効果による電気抵抗の変化に基づく電気信号値に応じた周波数を有する周波数信号をＣＰＵ１００に出力する。圧力センサ３１の出力は、圧迫カフ２１の圧力を制御するため、および、オシロメトリック法によって血圧値（収縮期血圧（Systolic Blood Pressure; ＳＢＰ）と拡張期血圧（Diastolic Blood Pressure; ＤＢＰ）とを含む。）を算出するために用いられる。
【００５１】
圧力センサ３４は、例えば、ピエゾ抵抗式圧力センサであり、エア配管３８ｂを介して、ポンプ３２、弁３３および押圧カフ２４に接続されている。圧力センサ３４は、エア配管３８ｂを介して、押圧カフ２４の庄力、例えば、大気圧を基準（ゼロ）とした圧力を検出して時系列の信号として出力する。
【００５２】
発振回路３４０は、圧力センサ３４からのピエゾ抵抗効果による電気抵抗の変化に基づく電気信号値に応じて発振し、圧力センサ３４の電気信号値に応じた周波数を有する周波数信号をＣＰＵ１００に出力する。圧力センサ３４の出力は、押圧カフ２４の圧力を制御するため、および、脈波伝播時間に基づく血圧を算出するために用いられる。脈波伝播時間に基づく血圧測定のために押圧カフ２４の圧力を制御する場合には、ＣＰＵ１００は、ポンプ３２および弁３３を制御して、種々の条件に応じてカフ圧の加圧と減圧を行なう。
【００５３】
電池５３は、本体１０に搭載された各種要素に電力を供給する。電池５３は、配線７１を通して、インピーダンス測定部４０の電圧検出回路４９に電力を供給する。配線７１は、信号用の配線７２とともに、ベルト２０の帯状体２３と圧迫カフ２１との間に挟まれた状態で、ベルト２０の周方向に沿って本体１０とインピーダンス測定部４０との間に延在して設けられている。
【００５４】
インピーダンス測定部４０の電圧検出回路４９は、ＣＰＵ１００の指示に従って動作する。具体的には、電圧検出回路４９は、アナログフィルタ４０３と、増幅器４０４と、Ａ／Ｄ（Analog/Digital）コンバータ４０５とを含む。電圧検出回路４９は、電源電圧を昇圧する昇圧回路と、昇圧された電圧を所定の電圧に調整する電圧調整回路とをさらに含んでいてもよい。
【００５５】
（脈波伝播時間に基づく血圧測定の概要）
図５は、脈波伝播時間に基づく血圧測定を説明するための模式図である。具体的には、図５（Ａ）は、血圧計１が左手首９０に装着された状態における、脈波伝播時間に基づく血圧測定を行う際の手首の長手方向に沿った模式断面図である。図５（Ｂ）は、脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２の波形を示す図である。
【００５６】
図５（Ａ）を参照して、電圧検出回路４９は、昇圧回路および電圧調整回路等を用いて、所定電圧を電流電極対４１，４６間に印加することにより、例えば、周波数５０ｋＨｚ、電流値１ｍＡの高周波定電流ｉを流す。
【００５７】
電圧検出回路４９は、脈波センサ４０１を構成する検出電極対４２，４３間の電圧信号ｖ１と、脈波センサ４０２を構成する検出電極対４４，４５間の電圧信号ｖ２とを検出する。具体的には、電圧検出回路４９は、脈波センサ４０１により検出された電圧信号ｖ１の入力を受け付け、脈波センサ４０２により検出された電圧信号ｖ２の入力を受け付ける。各電圧信号ｖ１，ｖ２は、被験者の脈波を示す信号である。具体的には、電圧信号ｖ１，ｖ２は、左手首９０の掌側面９０ａのうち、それぞれ脈波センサ４０１、４０２が対向する部分における、橈骨動脈９１の血流の脈波による電気インピーダンスの変化を表す。
【００５８】
電圧検出回路４９のアナログフィルタ４０３は、伝達関数Ｇを有し、増幅された電圧信号ｖ１，ｖ２に対してフィルタ処理を行なう。具体的には、アナログフィルタ４０３は、電圧信号ｖ１，ｖ２（脈波信号）を特徴づける周波数以外のノイズを除去し、Ｓ／Ｎを向上するためのフィルタ処理を行なう。増幅器４０４は、例えば、オペアンプ等により構成され、フィルタ処理された電圧信号ｖ１，ｖ２を増幅する。Ａ／Ｄコンバータ４０５は、増幅された電圧信号ｖ１，ｖ２をアナログデータからディジタルデータに変換して、配線７２を介してＣＰＵ１００へ出力する。
【００５９】
ＣＰＵ１００は、入力された電圧信号ｖ１，ｖ２（ディジタルデータ）に対して、所定の信号処理を施して、図５（Ｂ）中に示すような山状の波形を有する脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２を生成する。当該所定の信号処理の詳細については後述する。
【００６０】
なお、電圧信号ｖ１，ｖ２は、例えば、１ｍｖ程度である。また、脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２のそれぞれのピークＡ１，Ａ２は、例えば、約１Ｖである。橈骨動脈９１の血流の脈波伝播速度（Pulse Wave Velocity ; ＰＷＶ）が１０００ｃｍ／ｓ〜２０００ｃｍ／ｓの範囲であるとすると、脈波センサ４０１と脈波センサ４０２との間の距離Ｄ＝２０ｍｍであることから、脈波信号ＰＳ１および脈波信号ＰＳ２間の時間差Δｔは、１．０ｍｓ〜２．０ｍｓの範囲となる。
【００６１】
図５（Ａ）に示すように、押圧カフ２４は加圧状態となっており、圧迫カフ２１は内部の空気が排出されて非加圧状態になっている。押圧カフ２４および固形物２２は、橈骨動脈９１の動脈方向に関して、脈波センサ４０１、脈波センサ４０２、および電流電極対４１，４６に跨って配置されている。そのため、押圧カフ２４は、ポンプ３２により加圧されると、脈波センサ４０１、脈波センサ４０２、および電流電極対４１，４６を固形物２２を介して左手首９０の掌側面９０ａに押圧する。
【００６２】
左手首９０の掌側面９０ａに対する、電流電極対４ｌ，４６、脈波センサ４０１、および脈波センサ４０２のそれぞれの押圧力は、適宜の値に設定することができる。本実施の形態では、押圧部として流体袋の押圧カフ２４を用いているため、ポンプ３２および弁３３を圧迫カフ２１と共通に使用することができ、構成の簡略化を図ることができる。また、固形物２２を介して脈波センサ４０１、脈波センサ４０２、および電流電極対４１，４６を押圧できるため、被測定部位に対する押圧力が均一になり、精度よく脈波伝播時間に基づく血圧測定を行なうことができる。
【００６３】
（オシロメトリック法による血圧測定の概要）
図６は、オシロメトリック法による血圧測定を行なう場合において、血圧計１が左手首９０に装着された状態での、手首の長手方向に沿った模式断面図である。
【００６４】
図６を参照して、押圧カフ２４は、内部の空気が排出されて非加圧状態となっており、圧迫カフ２１は空気が供給された加圧状態になっている。圧迫カフ２１は、左手首９０の周方向に延在しており、ポンプ３２により加圧されると、左手首９０の周方向を一様に圧迫する。圧迫カフ２１の内周面と左手首９０との間には、電極群４０Ｅしか存在していないので、圧迫カフ２１による圧迫が他の部材により阻害されることがなく、血管を充分に閉じることができる。したがって、オシロメトリック法による血圧測定を精度よく行なうことができる。
【００６５】
オシロメトリック法による血圧測定を行なう際の血圧計１の動作は概ね、以下のようになる。具体的には、血圧計１のＣＰＵ１００は、操作部５２を介して血圧測定の指示を受け付けると、ポンプ駆動回路３２０を介してポンプ３２をオフし、弁３３を開いて、圧迫カフ２１内の空気を排出する。なお、圧力センサ３１の現時点の出力値が大気圧に相当する値として設定される。
【００６６】
続いて、ＣＰＵ１００は、弁３３を閉鎖し、ポンプ駆動回路３２０を介してポンプ３２を駆動して、圧迫カフ２１に空気を送る。これにより、圧迫カフ２１を膨張させるとともにカフ圧を徐々に加圧する。加圧過程において、ＣＰＵ１００は、血圧値を算出するために、圧力センサ３１によって、カフ圧をモニタし、左手首９０の橈骨動脈９１で発生する動脈容積の変動成分を、脈波信号として取得する。
【００６７】
ＣＰＵ１００は、取得された脈波信号に基づいて、オシロメトリック法により公知のアルゴリズムを適用して血圧値（収縮期血圧および拡張期血圧）の算出を試みる。ＣＰＵ１００は、データ不足のために未だ血圧値を算出できない場合は、カフ圧が上限圧力（例えば、３００ｍｍＨｇ）に達していない限り、カフ圧を上昇させて血圧値の算出を再度試みる。
【００６８】
ＣＰＵ１００は、血圧値を算出できた場合、ポンプ駆動回路３２０を介してポンプ３２を停止し、弁３３を開いて、圧迫カフ２１内の空気を排出する。ＣＰＵ１００は、血圧値の測定結果を表示器５０に表示するとともに、メモリ５１に記録する。なお、血圧値の算出は、加圧過程に限られず、減圧過程において行なわれてもよい。
【００６９】
＜脈波伝播時間の詳細な算出方式＞
脈波信号ＰＳ１および脈波信号ＰＳ２間の時間差である脈波伝播時間を精度よく測定するためには、各脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２を精度よく抽出する必要がある。そのためには、まず、電圧信号ｖ１，ｖ２（脈波信号）を特徴づける周波数以外のノイズを除去し、Ｓ／Ｎ比の高い（すなわち、ダイナミックレンジの広い）データを得る必要がる。
【００７０】
図７は、アナログフィルタの必要性を説明するための図である。図７（Ａ）に示すように、検出電極対により検出された電圧信号（アナログデータ）に、所望の周波数成分（所望波成分Ｗｄ）以外の不要な周波数成分（ノイズ波成分Ｗｎ）が重畳されている状態を想定する。
【００７１】
このアナログデータを、Ａ／Ｄ変換によりディジタルデータに変換した後、ディジタルフィルタによりノイズ波成分Ｗｎを取り除くことは可能である。しかしながら、その場合、所望波成分Ｗｄのダイナミックレンジが小さいため、ディジタル変換後の所望波成分Ｗｄに関するデータのＳ／Ｎ比は小さくなってしまう。
【００７２】
そこで、アナログフィルタによりノイズ波成分Ｗｎを取り除いた後（図７（Ｂ）参照）、所望波成分Ｗｄを増幅することにより（図７（Ｃ）参照）、所望波成分Ｗｄのダイナミックレンジを大きくする。当該所望波成分ＷｄをＣＰＵ１００に入力することにより、脈波信号を精度よく取得できる。
【００７３】
次に、脈波伝播時間を精度よく測定するためには、フィルタの周波数特性（周波数依存性）を考慮する必要がある。
【００７４】
図８は、フィルタの位相特性を説明するための図である。図８では、右側の縦軸は位相変化量を示しており、左側の縦軸は遅延時間を示しており、横軸は周波数を示している。図８の例では、アナログフィルタとして、遮断周波数が１０Ｈｚのローパスフィルタと、遮断周波数が０．５Ｈｚのハイパスフィルタとを用いた例を示している。
【００７５】
図８を参照して、グラフ８０１はフィルタの周波数特性（位相特性）を示している。グラフ８０３は、グラフ８０１により示される位相特性を時間に変換した遅延時間特性を示している。グラフ８０５は、脈波信号である電圧信号（例えば、電圧信号ｖ１）の周波数特性を示している。図８では、例えば、約１．２Ｈｚにおいて、電圧信号のピークが存在し、そのときの位相変化量は約１０°である。
【００７６】
ここで、電圧信号ｖ１，ｖ２はともに脈波信号であるが、測定位置等が異なることから、各電圧信号ｖ１，ｖ２の波形の周波数成分は完全に一致しない。そのため、上記のようなフィルタ処理を電圧信号ｖ１，ｖ２に施すと、電圧信号ｖ１および電圧信号ｖ２にそれぞれ異なる量の位相変化が生じてしまう。したがって、脈波伝播時間を精度よく測定するためには、電圧信号ｖ１および電圧信号ｖ２の位相変化の差を小さくする必要がある。以下、この位相変化の差を小さくするための構成および処理について、具体的に説明する。
【００７７】
図９は、血圧計１の機能構成を示すブロック図である。具体的には、図９には、脈波伝播時間の測定に用いられる血圧計１の機能構成が示されている。
【００７８】
図９を参照して、血圧計１は、主たる機能構成として、信号入力部１０２と、データ生成部１０６と、ディジタルフィルタ部１０８と、時間算出部１１０と、血圧算出部１１２と、出力制御部１１４とを含む。これらの機能は、例えば、血圧計１のＣＰＵ１００がメモリ５１に格納されたプログラムを実行することによって実現される。なお、これらの機能の一部または全部はハードウェアで実現されるように構成されていてもよい。血圧計１は、メモリ５１により実現されるデータ格納部１０４をさらに含む。
【００７９】
信号入力部１０２は、Ａ／Ｄコンバータ４０５から、予め定められたサンプリング周期ごとに出力される電圧信号ｖ１，ｖ２（ディジタルデータ）の入力を受け付ける。信号入力部１０２は、受け付けた電圧信号ｖ１，ｖ２をデータ格納部１０４に順次格納する。
【００８０】
データ格納部１０４は、電圧信号ｖ１の時系列データと、電圧信号ｖ２の時系列データとを格納する。具体的には、データ格納部１０４は、現時点から所定サイクル前までの各電圧信号ｖ１，ｖ２の時系列データを格納する。例えば、現時点の電圧信号ｖ１の信号値（電圧信号のディジタル値）をｖ１（ｍ）とし、１サンプリング周期前の信号値をｖ１（ｍ−１）とし、２サンプリング周期前の信号値をｖ１（ｍ−２）とする。以下同様に、ｎサンプリング周期前の信号値をｖ１（ｍ−ｎ）とする。
【００８１】
ディジタル信号処理部として機能するデータ生成部１０６およびディジタルフィルタ部１０８が、現時点からｎサンプリング周期前までの信号値を利用する場合、ｖ１（ｍ）、ｖ１（ｍ−１）、ｖ１（ｍ−２）、…、ｖ１（ｍ−ｎ）のｎ＋１個の信号値を含む時系列データがデータ格納部１０４に格納される。すなわち、電圧信号ｖ１の時系列データＫ１（信号値ｖ１（ｍ−ｎ）〜ｖ１（ｍ））が格納される。同様に、電圧信号ｖ２の時系列データＫ２（信号値ｖ２（ｍ−ｎ）〜ｖ２（ｍ）がデータ格納部１０４に格納される。
【００８２】
データ生成部１０６は、電圧信号ｖ１の時系列データＫ１を、時系列的に逆方向から並べた時系列データＫｒ１（信号値ｖ１（ｍ）〜ｖ１（ｍ−ｎ））を生成する。同様に、データ生成部１０６は、電圧信号ｖ２の時系列データＫ２を、時系列的に逆方向から並べた時系列データＫｒ２（信号値ｖ２（ｍ）〜ｖ２（ｍ−ｎ）を生成する。なお、データ生成部１０６は、所定時間分（例えば、５秒間分）の時系列データＫ１および時系列データＫ２がデータ格納部１０４に蓄積された場合に、当該生成を行なう。
【００８３】
ディジタルフィルタ部１０８は、時系列データＫｒ１，Ｋｒ２の各々に対して、アナログフィルタ４０３と同一の伝達関数Ｇを有するディジタルフィルタによりフィルタ処理を実行し、時系列データＫｄ１（信号値ｖｄ１（ｍ）〜ｖｄ１（ｍ−ｎ））および時系列データＫｄ２（信号値ｖｄ２（ｍ）〜ｖｄ２（ｍ−ｎ））を生成する。時系列データＫｄ１および時系列データＫｄ２は、それぞれ次の式（１）および式（２）を用いて表される。
【００８４】
Ｋｄ１＝Ｋｒ１×Ｇ・・・（１）
Ｋｄ２＝Ｋｒ２×Ｇ・・・（２）
そして、データ生成部１０６は、時系列データＫｄ１を、時系列的に順方向に並べ替えた時系列データＫｆ１（信号値ｖｄ１（ｍ−ｎ）〜ｖｄ１（ｍ））を生成する。また、データ生成部１０６は、時系列データＫｄ２を、時系列的に順方向に並べ替えた時系列データＫｆ２（信号値ｖｄ２（ｍ−ｎ）〜ｖｄ２（ｍ））を生成する。
【００８５】
このように、本実施の形態では、１）時系列データＫ１，Ｋ２を時系列的に逆方向から並べた時系列データＫｒ１，Ｋｒ２が生成され、２）時系列データＫｒ１，Ｋｒ２の各々に対して、伝達関数Ｇ（アナログフィルタ４０３と同一の伝達関数）を用いたディジタルフィルタ処理により時系列データＫｄ１，Ｋｄ２が生成され、３）時系列データＫｄ１，Ｋｄ２を時系列順に再度並べ直した時系列データＫｆ１，Ｋｆ２が生成される。
【００８６】
上記２）のディジタルフィルタ処理により、アナログフィルタ４０３によるフィルタ処理時とは逆方向にほぼ同じ量の位相ずれが発生し、３）により時系列順にデータが戻される。その結果、時系列データＫｆ１，Ｋｆ２は、アナログフィルタ４０３によるフィルタ処理時の位相ずれが軽減されたデータとなる。
【００８７】
図１０は、本実施の形態に従うディジタル信号処理の利点を説明するための図である。図１０の縦軸は電圧を示しており、横軸は時間を示している。図１０を参照して、波形９０１は、アナログフィルタによるフィルタ処理を施す前の脈波信号（例えば、電圧信号ｖ１）の波形を示している。波形９０２は、アナログフィルタによるフィルタ処理を施した後、上記１）〜３）のディジタル信号処理を実行した脈波信号の波形を示している。波形９０３は、アナログフィルタによるフィルタ処理を施したのみであり、上記１）〜３）のディジタル信号処理を施していない脈波信号の波形を示している。
【００８８】
図１０に示すように、波形９０３は、アナログフィルタによる位相変化により、波形９０１からの変化量が大きい。一方、波形９０２は、波形９０１と非常に類似しており、アナログフィルタ処理による位相変化量が軽減されていることがわかる。具体的には、波形９０１および波形９０２の立ち上がり時点はいずれも時刻ｔ１であり、波形９０１および波形９０２のピーク時点はいずれも時刻ｔ２である。一方、波形９０１および波形９０３の立ち上がり時点およびピーク時点はいずれも異なるタイミングであることがわかる。立ち上がり時点は、例えば、時間の経過に伴って信号の瞬時値（電圧値）が増加するタイミングである。
【００８９】
再び、図９を参照して、時間算出部１１０は、時系列データＫｆ１により示される脈波信号ＰＳ１と、時系列データＫｆ２により示される脈波信号ＰＳ２とに基づいて、脈波信号ＰＳ１と脈波信号ＰＳ２との間の時間差Δｔを脈波伝播時間として算出する。
【００９０】
例えば、時間算出部１１０は、脈波信号ＰＳ１のピークＡ１の時点と、脈波信号ＰＳ２のピークＡ２の時点との間の時間差Δｔを脈波伝播時間として算出する。また、時間算出部１１０は、脈波信号ＰＳ１の立ち上がり時点と、脈波信号ＰＳ２の立ち上がり時点との間の時間差Δｔ１を脈波伝播時間として算出してもよい。あるいは、時間算出部１１０は、時間差Δｔおよび時間差Δｔ１の平均値を脈波伝播時間として算出してもよい。これにより、脈波伝播時間の精度をより高めることができる。
【００９１】
血圧算出部１１２は、時間算出部１１０により算出された脈波伝播時間に基づく血圧値を算出する。具体的には、血圧算出部１１２は、脈波伝播時間と血圧値との間の予め定められた対応式を用いて、脈波伝播時間に基づいて、血圧値を算出（推定）する。脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式は、例えば、公知の分数関数として以下の式（３）のように表わされる（例えば、特開平１０−２０１７２４号公報参照）。ここで、ＤＴは脈波伝播時間、ＥＢＰは血圧値、α，βはそれぞれ既知の係数または定数である。
【００９２】
ＥＢＰ＝（α／ＤＴ２）＋β・・・（３）
なお、対応式は、上記（３）に限られず、例えば、１／ＤＴ２の項に加えて、１／ＤＴの項と、ＤＴの項とを含む式を用いてもよい。また、これら以外の公知の対応式を用いてもよい。
【００９３】
出力制御部１１４は、血圧算出部１１２により算出された血圧値を表示器５０に表示させる。また、出力制御部１１４は、血圧計１に搭載されたスピーカ（図示しない）を介して、血圧値を音声出力する構成であってもよい。
【００９４】
＜脈波伝播時間に基づく血圧値の測定処理手順＞
図１１は、脈波伝播時間に基づく血圧値の測定処理手順を示すフローチャートである。図１１を参照して、血圧計１のＣＰＵ１００は、操作部５２を介して脈波伝播時間に基づく血圧測定の指示を受け付ける（ステップＳ１０）。ＣＰＵ１００は、切替弁３５を駆動し、ポンプ３２および弁３３の接続先を押圧カフ２４に切り替える（ステップＳ１２）。
【００９５】
ＣＰＵ１００は、押圧カフ２４を膨張させるとともにカフ圧Ｐｃを大きくする（ステップＳ１４）。具体的には、ＣＰＵ１００は、弁３３を閉鎖するとともに、ポンプ駆動回路３２０を介してポンプ３２を駆動して、押圧カフ２４に空気を送ることによりカフ圧Ｐｃを大きくする。続いて、ＣＰＵ１００は、カフ圧Ｐｃが予め定められた圧力に達するとポンプ３２を停止する（ステップＳ１６）。これにより、カフ圧Ｐｃは、予め定められた圧力に設定される。この状態で、ＣＰＵ１００は、以下のステップのように脈波伝播時間の取得を開始する。
【００９６】
具体的には、ＣＰＵ１００は、電圧信号ｖ１，ｖ２の入力を受け付けて、電圧信号ｖ１，ｖ２の各々の時系列データをメモリ５１に蓄積する（ステップＳ１８）。ＣＰＵ１００は、所定時間分の時系列データが蓄積されたか否かを判断する（ステップＳ２０）。所定時間分の時系列データが蓄積されていない場合には（ステップＳ２０においてＮＯ）、ＣＰＵ１００はステップＳ１８の処理を実行する。
【００９７】
所定時間分の時系列データが蓄積された場合には（ステップＳ２０においてＹＥＳ）、ＣＰＵ１００は、ディジタル信号処理を実行する（ステップＳ２２）。具体的には、ＣＰＵ１００は、電圧信号ｖ１の時系列データＫ１を逆方向に並べた時系列データＫｒ１と、電圧信号ｖ２の時系列データＫ２を逆方向に並べた時系列データＫｒ２とを生成する。ＣＰＵ１００は、時系列データＫｒ１，Ｋｒ２の各々に対して、伝達関数Ｇに応じたディジタルフィルタ処理を施した時系列データＫｄ１，Ｋｄ２を生成する。ＣＰＵ１００は、時系列データＫｄ１，Ｋｄ２を時系列順に並べ替えた時系列データＫｆ１，Ｋｆ２を生成する。これにより、ＣＰＵ１００は、時系列データＫｆ１に対応する脈波信号ＰＳ１と、時系列データをＫｆ２に対応する脈波信号ＰＳ２を生成する。
【００９８】
続いて、ＣＰＵ１００は、脈波信号ＰＳ１と、脈波信号ＰＳ２との間の時間差Δｔを脈波伝播時間として算出する（ステップＳ２４）。ＣＰＵ１００は、脈波伝播時間と血圧値との対応式（例えば、式（３））を用いて、脈波伝播時間に基づく血圧値を算出する（ステップＳ２６）。ＣＰＵ１００は、算出した血圧値を表示器５０に表示して（ステップＳ２８）、処理を終了する。
【００９９】
＜利点＞
本実施の形態によると、各脈波信号における、フィルタ処理に伴う位相ずれを低減できる。そのため、各脈波信号の比較により算出される脈波伝播時間を精度よく測定できる。また、その結果、脈波伝播時間に基づく血圧測定の精度も向上する。
【０１００】
また、本実施の形態によると、各脈波信号の波形全体を精度よく取得できる。そのため、一方の脈波信号の波形全体と、他方の脈波信号の波形全体とを比較（例えば、立ち上がり時点、ピーク時点等の比較）することにより脈波伝播時間を算出できる。
【０１０１】
＜その他の実施の形態＞
１）上述の実施形態では、脈波センサ４０１および脈波センサ４０２は、被測定部位（左手首９０）を通る動脈（橈骨動脈９１）の脈波をインピーダンスの変化として検出する構成について説明したが、当該構成に限られない。
【０１０２】
例えば、各脈波センサは、被測定部位のうち対応する部分を通る動脈へ向けて光を照射する発光素子と、その光の反射光（または透過光）を受光する受光素子とを備えて、動脈の脈波を容積の変化として検出してもよい（光電方式）。または、各脈波センサは、被測定部位に当接された圧電センサを備えて、被測定部位のうち対応する部分を通る動脈の圧力による歪みを電気抵抗の変化として検出してもよい（圧電方式）。さらに、各脈波センサは、被測定部位のうち対応する部分を通る動脈へ向けて電波（送信波）を送る送信素子と、その電波の反射波を受信する受信素子とを備えて、動脈の脈波による動脈とセンサとの間の距離の変化を送信波と反射波との間の位相のずれとして検出してもよい（電波照射方式）。
【０１０３】
２）上述した実施の形態では、押圧部の例として、ベルト２０、押圧カフ２４、および固形物２２を挙げたが、これに限られない。例えば、脈波センサ４０１、脈波センサ４０２を非加圧状態の圧迫カフ２１の外周面から機械式に厚さ方向に拡張する押圧部でもよい。また、上述の実施形態では、拡張部材の例として、流体袋の押圧カフ２４を挙げたが、これに限られない。例えば、機械式に厚さ方向に拡張する拡張部材によって固形物２２を介して脈波センサ４０１、脈波センサ４０２を押圧してもよい。
【０１０４】
３）上述した実施の形態では、２つの脈波センサにより得られた２つの脈波信号を比較して、脈波伝播時間を算出する構成について説明したが、当該構成に限られない。例えば、１つの脈波センサ（例えば、脈波センサ４０１または４０２）により得られた脈波信号と、心電センサにより得られた心電信号とを比較して、脈波伝播時間を算出する構成であってもよい。この場合、心電信号についても、上記と同様のアナログ信号処理およびディジタル信号処理が施される。
【０１０５】
心電センサは、一対の心電電極を有し、一方の心電電極と他方の心電電極によって心電信号を検出する。各心電電極は、例えば、人体の左右の手、腕等に接触させて取り付けられる。各心電電極は、ケーブルを通して電圧検出回路４９と接続される。電圧検出回路４９は、当該ケーブルを介して、心電信号を検出し、配線７２を介してＣＰＵ１００へ当該心電信号を出力する。なお、心電信号をフィルタ処理するアナログフィルタは、脈波信号をフィルタ処理するアナログフィルタと同じであってもよいし、異なっていてもよい。心電信号をフィルタ処理するための専用のアナログフィルタを別途用意する場合には、心電信号をディジタル信号処理する際に、当該専用のアナログフィルタの伝達関数と同一の伝達関数を有するディジタルフィルタによりフィルタ処理が施される。
【０１０６】
典型的には、ＣＰＵ１００（時間算出部１１０）は、脈波信号の立ち上がり時点と、心電信号のピーク時点の時間差を脈波伝播時間として算出する。ただし、ＣＰＵ１００は、ディジタル信号処理済の時系列データにより示される脈波信号のピーク時点と、ディジタル信号処理済の時系列データにより示される心電信号のピーク時点の時間差を脈波伝播時間として算出してもよい。
【０１０７】
４）上述の実施形態では、血圧計１に搭載されたＣＰＵ１００がデータ生成部、ディジタルフィルタ部、時間算出部、血圧算出部および出力制御部として機能する構成について説明したが、当該構成に限られない。例えば、血圧計１と通信可能に構成されたコンピュータ装置（例えば、スマートフォン等）が、ネットワーク９００を介して、電圧信号ｖ１，ｖ２（ディジタルデータ）を順次受信し、データ生成部、ディジタルフィルタ部、時間算出部、血圧算出部、出力制御部として機能することにより、脈波伝播時間および血圧値を算出し、血圧値を表示する構成であってもよい。
【０１０８】
５）上述した実施の形態において、コンピュータを機能させて、上述のフローチャートで説明したような制御を実行させるプログラムを提供することもできる。このようなプログラムは、コンピュータに付属するフレキシブルディスク、ＣＤ（Compact  Disk  Read  Only  Memory）、二次記憶装置、主記憶装置およびメモリカードなどの一時的でないコンピュータ読取り可能な記録媒体にて記録させて、プログラム製品として提供することもできる。あるいは、コンピュータに内蔵するハードディスクなどの記録媒体にて記録させて、プログラムを提供することもできる。また、ネットワークを介したダウンロードによって、プログラムを提供することもできる。
【０１０９】
プログラムは、コンピュータのオペレーティングシステム（ＯＳ）の一部として提供されるプログラムモジュールのうち、必要なモジュールを所定の配列で所定のタイミングで呼出して処理を実行させるものであってもよい。その場合、プログラム自体には上記モジュールが含まれずＯＳと協働して処理が実行される。このようなモジュールを含まないプログラムも、本実施の形態にかかるプログラムに含まれ得る。
【０１１０】
また、本実施の形態にかかるプログラムは他のプログラムの一部に組込まれて提供されるものであってもよい。その場合にも、プログラム自体には上記他のプログラムに含まれるモジュールが含まれず、他のプログラムと協働して処理が実行される。このような他のプログラムに組込まれたプログラムも、本実施の形態にかかるプログラムに含まれ得る。
【０１１１】
上述の実施の形態として例示した構成は、本発明の構成の一例であり、別の公知の技術と組み合わせることも可能であるし、本発明の要旨を逸脱しない範囲で、一部を省略する等、変更して構成することも可能である。また、上述した実施の形態において、その他の実施の形態で説明した処理や構成を適宜採用して実施する場合であってもよい。
【０１１２】
今回開示された実施の形態はすべての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は、上記した説明ではなく、特許請求の範囲によって示され、特許請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。
【符号の説明】
【０１１３】
１  血圧計、４１，４６  電流電極対、１０  本体、１０ｂ  底面、１５  バックル、２０  ベルト、２１  圧迫カフ、２２  固形物、２３  帯状体、２４  押圧カフ、２５，２６  板状部材、２７，２８  連結棒、２９  固定部、３１，３４  圧力センサ、３２  ポンプ、３３  弁、３５  切替弁、３８ａ，３８ｂ，３９ａ，３９ｂ  エア配管、４０  インピーダンス測定部、４０Ｅ  電極群、４２，４３，４４，４５  検出電極対、４９  電圧検出回路、５０  表示器、５１  メモリ、５２  操作部、５３  電池、５９  通信部、７１，７２  配線、９０  左手首、９１  橈骨動脈、１００  ＣＰＵ、１０２  信号入力部、１０４  データ格納部、１０６  データ生成部、１０８  ディジタルフィルタ部、１１０  時間算出部、１１２  血圧算出部、１１４  出力制御部、３１０，３４０  発振回路、３２０  ポンプ駆動回路、４０１，４０２  脈波センサ、４０３  アナログフィルタ、４０４  増幅器、４０５  Ａ／Ｄコンバータ、９００  ネットワーク。
【図１】
2019024602.tif 000003
【図２】
2019024602.tif 000004
【図３】
2019024602.tif 000005
【図４】
2019024602.tif 000006
【図５】
2019024602.tif 000007
【図６】
2019024602.tif 000008
【図７】
2019024602.tif 000009
【図８】
2019024602.tif 000010
【図９】
2019024602.tif 000011
【図１０】
2019024602.tif 000012
【図１１】
2019024602.tif 000013