(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被験者の動脈を圧迫する圧迫用カフと、該圧迫用カフの内側に設けられ被測定部位に密着してカフ圧力の変化に伴う動脈拍動による動脈壁の振動を検出する振動検出手段と、該振動検出手段により検出された振動信号から前記振動のピークを検出するピーク検出手段と、前記振動の立ち上がりから前記ピーク検出手段により検出されたピークの発生までの時間を測定する時間測定部と、該時間測定部で測定された時間と所定の時間を比較する比較部と、該比較部の出力により前記複数のピークの情報を取捨選択し、該取捨選択された複数のピーク情報を用いて収縮期血圧を決定する血圧決定手段を有することを特徴とする血圧計。
【請求項２】
前記振動検出手段が、前記圧迫用カフに覆われるように設けられ圧脈波を測定する測定用カフであることを特徴とする請求項１に記載の血圧計。
【請求項３】
前記測定用カフは、前記圧迫用カフの略中央に設けられてなることを特徴とする請求項２に記載の血圧計。
【請求項４】
前記血圧決定手段は、前記ピーク検出手段で検出された複数のピークの波高値および／または振幅値および／または位相差を比較した値に基づいて収縮期血圧を決定することを特徴とする請求項１乃至３のいずれかに記載の血圧計。
【請求項５】
前記血圧計は、前記振動検出手段に加わる振動ノイズを低減もしくは遮断するためのメカニカルフィルタを備えることを特徴とする請求項１乃至４のいずれかに記載の血圧計。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、カフ圧力の変化に伴う動脈拍動による動脈壁の振動の変化に基づいて血圧を測定する血圧計において、特に、収縮期血圧の決定法に特徴を有するものである。
【０００２】
【従来の技術】
被験者の収縮期血圧（最高血圧）を測定する装置として、腕帯即ちカフによって被験者の腕や手首を巻き、予め定められた圧力値（収縮期血圧を確実に越える圧力値）までカフを加圧することにより動脈を閉塞して血流を遮断した後、徐々にカフ圧の減圧を行い、遮断された血流が再び流れ始めた時に発生する音（いわゆるコロトコフ音）が聞こえた時のカフ圧を収縮期血圧とするものがある。しかしながら、この方法ではコロトコフ音を検出するためにマイクロホンを使用する必要があり、マイクロホンが周囲の雑音や被験者の体動によるカフ擦過音を拾いやすく、誤検出しやすい欠点を有していた。
【０００３】
また、マイクロホンを使用しない方法として、圧迫用カフの内部の圧力を連続的に測定することによって動脈の脈圧運動を検出し、この脈圧運動の振幅から収縮期血圧を測定するオシロメトリック法が知られている。しかしながら、オシロメトリック法では閉塞された動脈の開通の瞬間を捉えることができないため、例えば特公昭６１−４０４１６号公報に開示されたような、得られた振幅のうちの最大値を検出し、この最大値の１／２の振幅値の時のカフ圧を収縮期血圧とするといった統計的な手法が用いられている。
【０００４】
上述の統計的な手法以外では、指などの人体末梢部のような動脈が表在する箇所の皮膚に、血流による赤外光の吸収、反射による減衰を利用した送受光素子センサ、または、超音波により血流の発生による血管壁の振動を捕らえる超音波センサを装着し、これらセンサの検出値により阻血された血流の開通時点を捉え、その時のカフ圧を収縮期血圧とする方法が知られている。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述したオシロメトリック法のような統計的な手法には、個人間の格差や測定条件等のばらつきにより、誤差の生じる場合があり得る。
【０００６】
また、光素子センサや超音波センサにより血流の開通時点を捉える方法は、適用部位が表在する血管に限られるため、上腕など、生体の深部に血管が走行している際には、十分な性能が得られない。また、センサ素子を表層の血管に正確に密着させる必要があるため、カフの装着の仕方を誤ると正確な測定が行えず、正確な収縮期血圧の測定ができない場合があった。
【０００７】
本発明は、原理的に明確かつ正確で、上腕など生体の深部に血管が走行している部位にも適用でき、個人や測定条件によるばらつきの少ない収縮期血圧決定法をもつ血圧計を提供することを目的とする。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
上記の課題を解決するために本発明は以下の構成を備える。
【０００９】
（１）被験者の動脈を圧迫する圧迫用カフと、該圧迫用カフの内側に設けられ被測定部位に密着してカフ圧力の変化に伴う動脈拍動による動脈壁の振動を検出する振動検出手段と、該振動検出手段により検出された振動信号から前記振動のピークを検出するピーク検出手段と、前記振動の立ち上がりから前記ピーク検出手段により検出されたピークの発生までの時間を測定する時間測定部と、該時間測定部で測定された時間と所定の時間を比較する比較部と、該比較部の出力により前記複数のピークの情報を取捨選択し、該取捨選択された複数のピーク情報を用いて収縮期血圧を決定する血圧決定手段を有することを特徴とする血圧計。
【００１０】
（２）前記振動検出手段が、前記圧迫用カフに覆われるように設けられ圧脈波を測定する測定用カフであることを特徴とする上記（１）に記載の血圧計。
【００１１】
（３）前記測定用カフは、前記圧迫用カフの略中央に設けられてなることを特徴とする上記（２）に記載の血圧計。
【００１２】
（４）前記血圧決定手段は、前記ピーク検出手段で検出された複数のピークの波高値および／または振幅値および／または位相差を比較した値に基づいて収縮期血圧を決定することを特徴とする上記（１）乃至（３）のいずれかに記載の血圧計。
【００１３】
（５）前記血圧計は、前記振動検出手段に加わる振動ノイズを低減もしくは遮断するためのメカニカルフィルタを備えることを特徴とする上記（１）乃至（４）のいずれかに記載の血圧計。
【００１４】
【発明の実施の形態】
以下引き続き、本発明に基づく血圧計の要旨をさらに明確にするため、図面を利用して実施の形態を説明する。
【００１５】
＜本実施の形態の血圧計の構成例＞
図１は、本実施の形態の電子血圧計の概略構成例を示した図である。
【００１６】
図１において、１０は、本実施の形態の構成を有するカフ帯、２０は、カフ帯１０の圧力を制御しながら、カフ内圧の振動から血圧値を認識する計測部である。カフ帯１０の詳細な構成は以下に説明するので、ここでは計測部２０の構成例を説明する。
【００１７】
２１は昇圧部、２２は減圧部であり、制御部２４の制御に従って、例えば減圧時のみの計測をする血圧計では、昇圧部２１で収縮期血圧値を越える圧力までの急速な昇圧を行い、昇圧を停止した後に、減圧部２２で例えば２〜３ｍｍＨｇ／秒の一定速度の減圧を行う。２３は、本例の圧力センサ（カフ帯内に有り、図示せず）からの電気信号を受けて、デジタルの圧力値を制御部２４に出力する圧力計測部である。尚、圧力計測部２３は、ローパスフィルタやピークホールド等の回路を含んで、振動波形の振幅値を出力するものであってもよい。
【００１８】
２４は、演算制御用のＣＰＵと、制御プログラムや固定パラメータを格納するＲＯＭと、一時記憶の作業用ＲＡＭとから成る制御部である。制御部２４は、圧力測定部２３からの出力値を現在のカフ圧に対応してＲＡＭに記憶し、その変化のパターンから血圧値を認識して、表示部２５に表示する。操作部２６は、リセットやスタート等の操作ボタンを含む。
【００１９】
＜本実施の形態のカフ帯の構成例＞
図２は、本実施の形態のカフ帯１０の構成例を示す図である。
【００２０】
図２で、１１は血管を圧迫するための圧迫用カフであり、被測定部位に十分な阻血圧力を加えるに十分な大きさを必要とする（以下、圧迫用大カフとも言う）。１２は、圧迫用カフ１１の略中央部に設けられる圧脈波振動検出のための測定用カフであり、脈波振動の拡散による波高の減少を少なくするために、出来るだけ小さいものとする（以下、測定用小カフとも言う）。測定用カフ１２が設けられた圧迫用カフ１１の中央部は、血管の圧閉が行われる最も圧閉力の大きい箇所である。流体抵抗１４および小袋１５は、測定用カフ１２に加わる振動ノイズを低減もしくは遮断するためのメカニカルフィルタとして作用する。流体抵抗１４は、本例では２６ゲージの注射針を使用しており、できるだけ測定用カフ１２に近い位置とするのが好ましい。小袋１５は、メカニカルフィルタのコンプライアンスとして作用する空気室である。１６は、測定用カフ１２の内圧を検出する圧力センサであり、測定用カフ１２と圧力センサ１６の間は、剛性の大きい管で接続されていることが望ましい。あるいは、測定用カフ１２内にセンサを配置することも可能である。
【００２１】
図３は、本実施の形態のカフ帯１０を上腕３１に巻いた時の、図１のＡ方向から見た縦断面図（上腕の延びる方向への断面）である。図３では、圧迫用カフ１１は加圧されて、血管３２はＣ地点で阻血され、上流側３２ａから下流側３２ｂへの血流が抑えられている。４３は、圧迫用カフ１１の圧力が効率良く阻血の圧力となるように、外側を覆って固定するための収縮性のない硬質板からなるバッキング（素材はプラスチックなど）である。バッキング４３は、上腕とバッキング４３との間のデットボリュームを減らすために、カフ帯１０の長手方向と略直角に切れ目を入れることが望ましい。
【００２２】
ここで、図３に示すように、Ｃ地点の血管が阻血されている際に、Ｃ地点の下流側では阻血により動脈の拍動による振動は伝わらないが、Ｃ地点の上流側では動脈の拍動による振動が測定用カフ１２に伝わり、この振動は圧力センサ１６によって検出される。
【００２３】
圧迫用カフ１１が図３に示される阻血状態から徐々に減圧されると、Ｃ地点の血管が開通され、血流が末梢側に流れ始める。図４ａは、血流が流れ始めた時点における圧力センサ１６の検出した振動波形を示すものである。図４ａにおける最初のピークＡおよび２回目のピークＢは、測定用カフ１２が捉えた心臓の拍動に伴ってカフ部を通過する血流の変化（波）に起因するピークである。本発明のような、圧迫用カフの内側に振動検出手段を設けた血圧計においては、心臓の拍動に伴って血流の波がカフ部を通過することに起因するピークが二つ現れる現象が認められる。第３のピークＣは、末梢に伝わった圧力脈波の反射によるピークである。本発明においては第３のピークＣは利用しないため、フィルタリング処理などにより検出しないよう処理しても良い。Ｄは拍動の立ち上がりの開始点である。
【００２４】
図４ｂはピ−ク点を検出するために、図４ａの振動波形を微分した波形である。
【００２５】
図５は、本実施の形態において収縮期血圧を決定する部分のブロックダイアグラムである。図５において、圧力センサ１６から出力された信号は、フィルタ、アンプなどによって増幅およびノイズ弁別処理され、Ａ／Ｄ変換部によりＡ／Ｄ変換された後、デジタル信号として微分部に出力される。微分部は、デジタル信号を微分し、ゼロクロス検出部へ出力する。ゼロクロス検出部は、微分部の出力値がゼロとなる点を検出し、立ち上がり開始点検出部に出力する。立ち上がり開始点検出部は、微分部より得られた信号から、図４に示す立ち上がり開始点Ｄを検出する。また、ゼロクロス検出部は、値がゼロとなる点（ゼロクロス点）を検出すると、その都度、時間測定部へ信号を送る。時間測定部は立ち上がり開始点Ｄからゼロクロス点までの時間を測定し、比較部へ信号を送る。比較部は予め記憶された所定時間と、時間測定部で測定した時間を比較し、測定された時間と所定時間の関係が例えば許容範囲内であった場合は第１ピーク検出部へ信号を送り、第１ピーク検出部はそれを受けて図４に示す第１のピークＡを検出する。ここで、比較部は、比較結果が所定時間範囲から外れるものであった場合は検出を行わず、次の脈波を検出することとなる。第１のピークＡが検出された後に、正から負になるゼロクロス点が検出されると、比較部は第１のピークＡからこのゼロクロス点までの時間と、予め記憶された第２の所定時間（範囲）とを比較し、測定された時間が所定の時間範囲内であった場合は第２ピーク検出部へ信号を送り、第２ピーク検出部はそれを受けて図４に示す第２のピークＢを検出する。ここで、比較部は、比較結果が所定時間範囲から外れるものであった場合は検出を行わず、次の脈波を検出することとなる。
【００２６】
２つのピークＡ，Ｂがそれぞれ検出されると、２つのピークの波高を比較する波高値比較部と、波高値比較部のデータを元に収縮期血圧を決定する血圧決定部により収縮期血圧が決定される。
【００２７】
図６は図５の各部の動作をフローチャートで説明したものである。まず、ステップＳ１で微分部で算出した微分値が閾値以上となるかを調べ、閾値以上であった場合、ステップＳ２でその点を立ち上がり開始点としてデータを格納する。ステップＳ３では、立ち上がり開始点を検出した後に微分値が０となる点を調べ、確認されたらステップＳ４でこの点が立ち上がり開始点から所定時間範囲内に現れたものであるか確認する。所定時間範囲内のものであった場合、このピークは図４ａにおける第１のピークＡであるとしてステップＳ５で格納し、第１ピークＡの脈波の波高を原波形から計算する。ステップＳ６では第１ピークＡを検出した後に微分値が正から負になるゼロクロス点を調べ、確認されたらステップＳ７でこの点が第１のピークＡ発生から所定時間範囲内に現れたものであるか確認する。所定時間範囲内のものであった場合、ステップＳ８でこの点を第２ピークＢとして格納し、このときの脈波の波高を原波形から計算する。なお、第１ピークＡを検出した後、規定時間の間にピークが検出されない場合には、ステップＳ７により第２ピークＢを持たないとして、次の脈拍の振動波形の検出に移る。第１、２の両ピークが検出された場合には、ステップＳ９にて２つのピークの波高値を比較し、その比が閾値以上の値であった際に、この時のカフ圧を最高血圧（収縮期血圧）として保存する。閾値以下であった際には、まだカフの圧力が最高血圧以上であると判断し、引き続き次の脈拍の波形について同様の処理をおこなう。
【００２８】
ステップＳ４で立ち上がり開始点からの時間が所定時間範囲外に現れたピークであると判断された場合は、次の心拍の検出へ移行する。
【００２９】
図７（ａ）は、圧迫用カフ１１および測定用カフ１２を収縮期血圧以上に加圧した後、徐々に減圧した際の、計測用カフ１２の圧力の変化を示している。同図（ｂ）は、同図（ａ）の圧力変化の交流成分を取り出すために、時定数0.1secのフィルタを通した後の波形である。図７（ｃ）は、同図（ｂ）におけるＡ点付近の波形を横軸（時間軸）方向に拡大したものである。
【００３０】
図７（ｃ）においては、一拍ごとの振動波形の立ち上がり部分に２つのピークが見られる。１つ目のピークは圧迫用カフ１１を介して伝わった図４におけるピークＡであり、２つ目のピークは図４におけるピークＢである。ここで、ピークＡの立ち上がり開始点からの高さをａｎ（ｎ＝1,2,3,・・・）、ピークＢの高さをｂｎとすると、ピークＡの高さａｎはＡ点の前後で変化が少ないことが観察される。一方、ピークＢの高さｂｎは、Ａ点を境に、ピークＡより高さが大きくなっており、減圧されるにつれ、振幅が大きくなっていることがわかる。これは、Ａ点において阻血の状態から血流開通状態へ移行したことの現れであり、この時のカフ圧を収縮期血圧とすることができる。従って、ピークＡの高さに対するピークＢの高さの比ｂｎ／ａｎに閾値を設定し、閾値を超えた時点を検出することによって、収縮期血圧を検出することが可能である。
【００３１】
尚、本実施形態においては、測定用カフ１２内の圧力変化の交流成分を用いて動脈壁の振動を検出したが、振動を捉える方法としては、阻血部位の腕周の変化を歪みゲージによって捉える方法や、阻血部位の容積変化をインピーダンス法により捉える方法等を用いることもできる。
【００３２】
＜第２の実施形態＞
上述した第１の実施形態においては動脈を阻血するまで加圧した後に徐々に減圧しながら測定用カフ１２の圧力を測定したが、本第２の実施形態は、加圧時に測定用カフ１２の圧力を測定することによって収縮期血圧を算出するものである。図８（ａ）は、カフ１１、１２を徐々に加圧した際の、測定用カフ１２の圧力の変化を示している。同図（ｂ）は、同図（ａ）の圧力変化の交流成分を取り出すために、時定数0.1secのフィルタを通した後の波形である。図８（ｃ）は、同図（ｂ）におけるＡ’点付近の波形を横軸（時間軸）方向に拡大したものである。
【００３３】
図８（ｃ）においては、一拍ごとの振動波形の立ち上がり部分に２つのピークが見られる。１つ目のピークは図４におけるピークＡであり、２つ目のピークは図４におけるピークＢである。ここで、ピークＡの立ち上がり開始点からの高さをａ'ｎ（ｎ＝1,2,3・・・）、ピークＢの高さをｂ'ｎとすると、ピークＡの高さａ'ｎはＡ’点の前後で変化が少ないことが観察される。一方、ピークＢの高さｂ'ｎは、Ａ’点を境に、急激に小さくなっており、加圧されるにつれ、振幅が小さくなっていることがわかる。これは、Ａ’点において動脈が閉塞され、阻血状態となったことの現れであり、この時のカフ圧を収縮期血圧とすることができる。従って、ピークＡの高さに対するピークＢの高さの比ｂ'ｎ／ａ'ｎに閾値を設定し、閾値を下回った時点を検出することによって、収縮期血圧を検出することが可能である。
【００３４】
本実施形態において、ピークの波高値は、波高値の基準とする点を立ち上がり開始点として、ピークまでの高さとして算出したが、本発明の趣旨に反しない限り、波高の算出法は任意である。また、ピークの検出法に関しても任意である。また、本実施の形態では、第１ピークの波高と第２ピークの波高の比を用いたが、その他の比較方法（例えば、位相差を用いるなど）を用いることも可能である。
【００３５】
【発明の効果】
以上説明した通り、本発明によれば、心臓の収縮に伴う血流の波のカフ部通過に起因する複数のピークを利用することによって、原理的に明確かつ正確で、患者の負担の少ない収縮期血圧決定法をもつ血圧計を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】  本発明の実施の形態の血圧計の概略構成図である。
【図２】  本発明の実施の形態のカフ帯の構成例を示す図である。
【図３】  本発明の実施の形態のカフ帯を被験者の上腕に巻いた状態を示す縦断面図である。
【図４】  圧力センサ１６の検出した振動波形の例を示すものである。
【図５】  本実施の形態の収縮期血圧を決定する部分のブロックダイアグラムである。
【図６】  本実施の形態の血圧計の動作を説明するためのフローチャートである。
【図７】  本実施の形態の計測用カフ１２の圧力の変化を示す図である。
【図８】  第２の実施形態の計測用カフ１２の圧力の変化を示す図である。
【符号の説明】
１０  カフ帯
１１  圧迫用カフ
１２  測定用カフ
１４  フィルタ（細管）
１５  小袋
１６  圧力センサ
２０  計測部
２１  昇圧部
２２  減圧部
２３  圧力計測部
２４  制御部
２５  表示部
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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