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WO2017169924A1 - 血圧計、血圧測定方法及び血圧測定プログラム - Google Patents

血圧計、血圧測定方法及び血圧測定プログラム Download PDF

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WO2017169924A1
WO2017169924A1 PCT/JP2017/010998 JP2017010998W WO2017169924A1 WO 2017169924 A1 WO2017169924 A1 WO 2017169924A1 JP 2017010998 W JP2017010998 W JP 2017010998W WO 2017169924 A1 WO2017169924 A1 WO 2017169924A1
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WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
blood pressure
pulse wave
pressure
cuff
regions
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Ceased
Application number
PCT/JP2017/010998
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
哲理 有山
久保　雅洋
勝巳 阿部
エリスィン アルトゥンタシ
友嗣 大野
武志 赤川
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
NEC Corp
Original Assignee
NEC Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by NEC Corp filed Critical NEC Corp
Priority to JP2018509062A priority Critical patent/JP7120001B2/ja
Priority to US16/086,078 priority patent/US11298031B2/en
Publication of WO2017169924A1 publication Critical patent/WO2017169924A1/ja
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Ceased legal-status Critical Current

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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording for evaluating the cardiovascular system, e.g. pulse, heart rate, blood pressure or blood flow
    • A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
    • A61B5/022—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording for evaluating the cardiovascular system, e.g. pulse, heart rate, blood pressure or blood flow
    • A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
    • A61B5/02108—Measuring pressure in heart or blood vessels from analysis of pulse wave characteristics
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
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    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording for evaluating the cardiovascular system, e.g. pulse, heart rate, blood pressure or blood flow
    • A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
    • A61B5/02141—Details of apparatus construction, e.g. pump units or housings therefor, cuff pressurising systems, arrangements of fluid conduits or circuits
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7235—Details of waveform analysis
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    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/74—Details of notification to user or communication with user or patient; User input means
    • A61B5/742—Details of notification to user or communication with user or patient; User input means using visual displays
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
    • A61B2562/0247—Pressure sensors

Definitions

  • the present invention relates to a sphygmomanometer, a blood pressure measurement method, and a blood pressure measurement program.
  • Measures for measuring blood pressure generally include an auscultation method and an oscillometric method.
  • the cuff pressure at the start of K sound generation is defined as systolic blood pressure (or systolic blood pressure), and the cuff pressure when the K sound disappears is defined as diastolic blood pressure (or minimum blood pressure).
  • Auscultation is a standard method for measuring blood pressure, and is often performed by a doctor or nurse. The value measured by this auscultation method is the reference value for blood pressure.
  • the oscillometric method measures blood pressure based on pulse waves instead of K sounds.
  • a pulse wave is a vibration caused by a blood vessel pressed by a cuff in accordance with the heartbeat. Blood pressure is measured using pressure fluctuations caused by arterial pulsations transmitted to the cuff.
  • the blood pressure is determined by observing the fluctuation (pressure pulse wave) of the cuff pressure reflecting the vibration of the blood vessel wall synchronized with the pulsation of the heart.
  • the cuff pressure when the pressure pulse wave suddenly increases is the systolic blood pressure
  • the cuff pressure when the pressure pulse wave suddenly decreases is the diastolic blood pressure.
  • the oscillometric method is suitable for automatic blood pressure measurement and is widely used in home blood pressure monitors.
  • both the auscultation method and the oscillometric method pressurize the cuff above the systolic blood pressure.
  • the systolic blood pressure of the person to be measured is not known. Therefore, pressurization higher than the systolic blood pressure is required, and an elderly person, a sick person (particularly a hypertensive patient), an injured person, etc. are overwhelmed and give discomfort. Therefore, it is desirable to reduce the pressure level as much as possible. It is also desirable that the measurement time be as short as possible.
  • Patent Document 1 Japanese Patent Laid-Open No. 2003-284696 discloses an electronic sphygmomanometer capable of measuring systolic blood pressure with high accuracy without applying pressure higher than systolic blood pressure.
  • mean blood pressure and diastolic blood pressure are determined by an oscillometric method or other methods.
  • the average estimated blood pressure and the minimum value of the pulse wave waveform are regarded as the average blood pressure and the diastolic blood pressure, respectively (ST6, ST7), and the systolic blood pressure is obtained by calculation from the maximum value of the pulse wave waveform (ST9).
  • Patent Document 1 Japanese Patent Laid-Open No. 8-280640 discloses a method for discriminating whether the amplitude is measured during diastole or the amplitude measured during systole. 4 shows the ratio of the area Aut and Ad of the pulse wave curve in FIG.
  • the area Aut of the triangle BA-B ′ in FIG. 4 calculates the area Aut of the triangle BB′-A ′ (Au / Aut, Ad / Adt). calculate. If the area ratio is 1 or more, it is determined as a systole, and if it is 1 or less, it is determined as a diastole (paragraphs (0039) to (0046) and (0013) to (0014)).
  • Patent document 1 aims at enabling highly accurate systolic blood pressure measurement without pressurizing more than systolic blood pressure.
  • the systolic blood pressure is calculated from the average blood pressure and the minimum value of the pulse wave waveform by the above formula. Seeking in.
  • the average blood pressure is not necessarily the cuff pressure at the maximum amplitude of the compression pulse wave. That is, the systolic blood pressure obtained using the proposed formula of Patent Document 1 has poor accuracy, and the deviation from the blood pressure by the auscultation method as a reference is large.
  • Patent Document 2 is a method for discriminating whether the amplitude is measured during diastole or the amplitude measured during systole, and does not measure accurate systolic blood pressure.
  • An object of the present invention is to provide a sphygmomanometer, a blood pressure measurement method, and a blood pressure measurement program that solve the above-described problems and have high measurement accuracy and light load on a measurement subject when measuring systolic blood pressure. It is.
  • the present invention divides a cuff pressure and pulse wave detection unit for detecting cuff pressure and pulse wave, and a pulse wave detected by the cuff pressure and pulse wave detection unit into a plurality of regions in a specific period, and detects the cuff pressure and pulse wave detection
  • a sphygmomanometer comprising: a blood pressure calculation unit that calculates an estimated value of a systolic blood pressure from a change in symmetry of the pulse waveform of the plurality of regions that occurs with a change in cuff pressure detected by the unit.
  • the present invention also detects cuff pressure and pulse wave, divides the detected pulse wave into a plurality of regions in a specific period, and changes in the symmetry of the pulse wave waveform in the plurality of regions caused by the change in the detected cuff pressure.
  • a blood pressure measurement method wherein an estimated value of systolic blood pressure is calculated from the blood pressure.
  • the present invention also provides a cuff pressure and pulse wave detection process for detecting cuff pressure and pulse wave, and a pulse wave detected by the cuff pressure and pulse wave detector is divided into a plurality of regions in a specific period, and the cuff pressure and pulse wave are detected.
  • a blood pressure measurement program characterized by causing a computer to execute a process of calculating an estimated value of systolic blood pressure from a change in symmetry of the pulse waveform of the plurality of regions that occurs in accordance with a change in cuff pressure detected by a detection unit. is there.
  • the present invention it is possible to provide a sphygmomanometer, a blood pressure measurement method, and a blood pressure measurement program with high measurement accuracy and a light load on the measurement subject when measuring systolic blood pressure.
  • FIG. 1 It is a block diagram which shows the structure of the blood pressure meter of the 1st Embodiment of this invention. It is a figure explaining operation
  • (A) is a pulse waveform of a subject
  • (b) is a graph of cuff pressure-feature value created from the calculated area ratio. It is a figure explaining the 2nd Embodiment of this invention. It is a figure explaining the 3rd Embodiment of this invention. It is a figure explaining the 4th Embodiment of this invention.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of the sphygmomanometer 1 of the present embodiment.
  • Control unit 10 controls the entire blood pressure monitor.
  • the pressure detection unit 24 acquires the raw waveform transmitted from the cuff 12 using a pressure sensor. This raw waveform detects a pressure that is a combination of a pressure applied by air pressure (hereinafter cuff pressure) and a pulse wave.
  • the filter processing unit 11 separates this raw waveform into a cuff pressure and a pulse wave.
  • FIG. 10 is a diagram illustrating an example of a raw waveform in which cuff pressure and pulse waves are mixed.
  • the pulse wave information calculation unit 13 detects the extreme value (peak value) of the pulse wave signal obtained by the filter processing unit 11. Furthermore, the pulse wave area S1 before the maximum value and the pulse wave area S2 after the maximum value are calculated at the time when the detected maximum value for each beat appears, and the area ratio S1 / S2 is calculated. To do.
  • the blood pressure estimation unit 17 creates a relational expression f (X) from the area ratio S1 / S2 calculated by the pulse wave information calculation unit 13 and the cuff pressure.
  • the blood pressure estimation unit 17 uses the cuff pressure corresponding to f (1) in the created relational expression f (X) as the estimated value of the systolic blood pressure.
  • the pulse wave information calculation unit 13 and the blood pressure estimation unit 17 are collectively referred to as a blood pressure calculation unit 30.
  • the pressure detection unit 24 and the filter processing unit 11 are collectively referred to as a cuff pressure and pulse wave detection unit 51.
  • the sphygmomanometer 1 includes a pump 20 for pressurizing the cuff with air pressure to generate a cuff pressure, a cuff pressure increasing / decreasing unit 22 for controlling the pressure applied to the pump 20, a pressure detecting unit 24, an operation unit 28 such as a button, A display unit 26 for displaying blood pressure and the like is provided.
  • the person to be measured wraps the cuff 12 around the upper arm where the pulse wave can be detected from the artery, and presses a button or the like on the operation unit 28.
  • the control unit 10 sends a pressurization instruction to the cuff pressurizing / depressurizing unit 22 according to the stored measurement flow, and the cuff pressurizing / depressing unit 22 instructs the air pressure to be pushed out to the pump 20 accordingly.
  • the cuff pressure measured by the pressure sensor of the cuff 12 is detected by the pressure detector 24.
  • the cuff pressure increases as air is sent to the cuff.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining the operation of the blood pressure monitor of the present embodiment. Both the cuff pressure and the amplitude of the pulse wave are on the detected value. Therefore, a pulse wave is extracted by HPF (High Pass Filter) of the filter processing unit 11 (S101). Cuff pressure is extracted by LPF (Low Pass Filter). The extracted cuff pressure is used in S103 described later.
  • HPF High Pass Filter
  • LPF Low Pass Filter
  • FIG. 3 (a), (b), and (c) are diagrams for explaining the measurement method of the sphygmomanometer according to the present embodiment.
  • FIG. 3C shows the waveform after extracting only the pulse wave, and the horizontal axis is the measurement time (seconds), and the vertical axis is the pressure waveform of the pulse wave (mmHg).
  • the vertical broken lines in FIG. 3C are the systolic blood pressure and the diastolic blood pressure by the existing auscultation method.
  • FIG. 3 (a) and 3 (b) show schematic diagrams of an enlarged pulse waveform for one beat.
  • a pulse wave is a reflection that is generated by the reflection of the ejection wave generated when the heart contracts to send blood to the whole body, and when the ejection wave reaches the whole body at the peripheral artery or branch of the artery. Waves are superimposed.
  • FIG. 3A shows a pulse wave waveform where the cuff pressure is around DBP (Diastolic Blood Pressure, diastolic blood pressure).
  • FIG. 3B shows a pulse wave waveform in which the cuff pressure is near SBP (Systolic Blood Pressure, systolic blood pressure).
  • SBP Systolic Blood Pressure
  • the area of the waveform between the minimum value and the maximum value of the pulse wave waveform for one beat (S1, hereinafter, this is referred to as the area of the pulse wave before the maximum value) and the maximum value to the next minimum value.
  • the areas of the waveforms (S2, hereinafter referred to as the area of the pulse wave after the maximum value) are compared (S102).
  • the “next minimum value” refers to a minimum value generated at or near the end of a pulse wave for one beat. In the case of FIG. 3A, S1 / S2 ⁇ 1, and in the case of FIG. 3B, the area ratio S1 / S2 ⁇ 1. Looking at the waveform of the pulse wave in FIG.
  • FIG. 4A is a graph of a pulse wave waveform (mmHg) of a subject
  • FIG. 4B is a graph of cuff pressure-feature value (area ratio of S1 and S2 in this embodiment) created from the calculated area ratio.
  • the area ratio S1 / S2 for each pulse wave detected after cuff pressurization is calculated.
  • the area ratio is calculated by measuring the maximum value for each beat of the acquired pulse wave, and integrating between the minimum value and the maximum value, and between the maximum value and the next minimum value.
  • the area ratio may be obtained by other methods.
  • the pulse wave information calculation unit 13 detects the maximum value and the minimum value, and calculates the area and the area ratio.
  • Fig. 4 (b) shows a graph of cuff pressure-feature value by plotting feature values on the vertical axis and cuff pressure (mmHg) on the horizontal axis, and creating a relational expression f (X) by the least square method. It is.
  • an existing oscillometric method or the like may be used to measure the diastolic blood pressure. That is, the diastolic pressure, that is, the diastolic blood pressure is measured at the stage where the cuff is pressurized, and then the systolic blood pressure is measured by the method of this embodiment.
  • pressurization is stopped before the cuff pressure reaches systolic blood pressure, and the systolic blood pressure is estimated by calculating the feature amount from the pulse wave obtained so far. Therefore, it is sufficient to pressurize to a lower pressure than existing methods such as the oscillometric method. For example, in FIG.
  • a subject having a systolic blood pressure of 121 mmHg is pressurized to about 130 mmHg (the right end of FIG. 4B) by the oscillometric method.
  • the systolic blood pressure can be estimated from the pulse wave obtained by pressurization up to about 100 mHg (the right end of the plot surrounded by a dotted circle).
  • it takes about 28 seconds in the oscillometric method whereas in this embodiment, the measurement can be completed in about 21 seconds. That is, in the present embodiment, the pressurizing pressure can be reduced and the measurement time can be shortened, and the burden on the person being measured can be reduced.
  • blood pressure may be measured for 24 hours. For example, if the measurement is performed four times per hour, the wearing site is strongly pressed with a cuff about 100 times a day, and the load on the subject becomes very large.
  • the measurement can be performed with high accuracy, and the pressure for pressing the wearing part with the cuff is small and the pressurization time is shortened, so that the load on the subject can be greatly reduced.
  • the area ratio is used as a feature value, and the fluctuation is calculated.
  • the cuff pressure when the feature value reaches a predetermined value is estimated as the systolic blood pressure.
  • the variation in the feature amount can be regarded as a variation in the symmetry of the pulse wave waveforms in a plurality of regions caused by the change in the cuff pressure.
  • the area ratio is calculated at the time when the maximum value of the pulse wave appears.
  • a feature value such as an area ratio may be calculated before and after the time when the value is shifted from the maximum value, and a cuff pressure at which the feature value ratio is different from 1 may be estimated as a systolic blood pressure. .
  • the area ratio is defined, as the cuff is pressurized, the reflected wave that is superimposed on the ejection wave gradually attenuates, and the change in the pulse wave that only the ejection wave becomes visible remains unchanged (See FIG. 3).
  • the systolic blood pressure can be estimated even in the area ratio with the time point deviating from the maximum value as in the area ratio defined with the maximum value as the boundary.
  • S1 / S2 that can be estimated as systolic blood pressure is smaller than 1 when the time point earlier than the maximum value is the boundary.
  • S1 / S2 that can be estimated as systolic blood pressure is greater than 1 when the time is later than the maximum value.
  • the area from the two minimum values to the maximum value was calculated.
  • the feature amount such as the area ratio from the height of m% of the wave height to the maximum value is calculated, and the cuff pressure at which the ratio of the feature amount becomes a predetermined value different from 1 is used as the systolic blood pressure. It may be estimated.
  • m has a different value depending on the subject group (for example, subject groups having different arm circumferences, races, etc.), and may be determined by a statistical method so that the error is minimized from many subject data of the subject subject group.
  • the area of the pulse wave waveform from the maximum value to the time when the pulse pressure of the pulse wave becomes 0 mmHg may be used.
  • the area ratio is S1 / S2, but it may be S2 / S1.
  • the cuff pressure-feature amount plot of FIG. 4B is determined to calculate, for example, only five points from the lower cuff pressure, and when the five points are calculated, the pressurization is stopped and the systolic blood pressure is calculated. You may make it estimate.
  • the number of plots is not limited to five as long as the relational expression can be accurately created.
  • the blood pressure monitor may be provided with a switch capable of selecting a case where measurement is desired with high accuracy and a case where accuracy is not so high so that the high accuracy mode and the normal mode can be selected.
  • the cuff is wound around the upper arm where the subject's brachial artery is located, but is not limited to the brachial artery, and other parts such as the carotid artery, superficial temporal artery, facial artery, radial artery, femoral artery, knee
  • the measurement may be performed by wrapping around a site having a foveal artery, posterior tibial artery, ankle dorsal artery or the like. Measurement may be performed anywhere as long as a pulse wave from an artery can be detected.
  • the pulse wave waveform is divided into two regions, but it is not limited to two and may be divided into a plurality of regions.
  • a pulse wave for one beat may be divided into three regions in time order, the areas of each may be S′1, S′2, and S′3, and (S′1 + S′2) / S′3 may be the feature amount.
  • S'1, S'2, and S'3 fluctuate with a constant tendency as in the case of two-divided S1 and S2.
  • (S′1 + S′2) / S′3 is used as a feature amount, the fluctuation is calculated, and the cuff pressure at the predetermined value can be estimated as the systolic blood pressure.
  • S′2 / S′3 using only two of S′1, S′2, and S′3 can also be used as the feature amount.
  • the pulse wave may be divided into four or more.
  • the relational expression f (X) is created using the least square method, but it may be created by a different method as long as the systolic blood pressure can be estimated with high accuracy.
  • the pulse wave is used in this embodiment, a differential pulse wave obtained by time-differentiating the pulse wave may be used.
  • the area ratio before and after the extreme value of one pulse wave is used as the feature amount and the symmetry before and after the extreme value is used, and the cuff pressure when the area ratio is approximately 1 is the systolic blood pressure.
  • an area ratio of approximately 1 can be said to be a case where the pulse wave shape is approximately the same before and after the extreme value. Therefore, the relational expression can be calculated even with feature quantities other than the area ratio.
  • the slope ratio is used instead of the area ratio.
  • the absolute value of the slope a1 of the straight line connecting the local minimum value immediately before the local maximum value and the local maximum value in the pulse waveform for each beat, the local maximum value, and the immediately following A ratio of absolute values of the slope a2 of the straight line connecting the minimum values may be used.
  • a time point shifted from the maximum value may be used.
  • the slope ratio of two straight lines connecting a point shifted from the maximum value and the minimum value before and after the point may be used.
  • a time point when the pulse pressure of the pulse wave becomes 0 mmHg may be used, or a time point of m% of the wave height may be used.
  • the pulse wave waveform is divided into two regions, but it is not limited to two and may be divided into a plurality of regions.
  • the pulse wave information calculation unit 13 may have a function of calculating the absolute value of the inclination of the pulse wave.
  • Other configurations of the sphygmomanometer can be the same as those in the first embodiment.
  • the time difference ratio is used as a feature value, for example, the ratio of the time from the minimum value to the maximum value in the pulse waveform for each beat and the time from the maximum value to the next minimum value. Also good.
  • the cuff pressure at which the ratio of the two times is approximately 1 is set as the systolic blood pressure as in the case where the area ratio is approximately 1.
  • the pulse wave information calculation unit 13 has a function of calculating the time ⁇ from the minimum value to the maximum value of the pulse waveform for each beat and the time ⁇ from the maximum value to the next minimum value.
  • ⁇ / ⁇ ⁇ 1 corresponds to S1 / S2 ⁇ 1
  • ⁇ / ⁇ 1 corresponds to S1 / S2 ⁇ 1
  • the blood pressure estimator 17 creates a relational expression, and estimates the cuff pressure when ⁇ / ⁇ 1 as systolic blood pressure.
  • ⁇ / ⁇ that can be estimated as systolic blood pressure is smaller than 1 when the time point earlier than the maximum value is the boundary.
  • ⁇ / ⁇ that can be estimated as systolic blood pressure is greater than 1 when the time point is later than the maximum value.
  • the time until the point at which the pulse wave waveform for each beat becomes approximately half of the maximum value of the pulse waveform may be used as the feature amount.
  • the pulse pressure of the pulse wave for each beat crosses zero mmHg twice.
  • the time point at which the pulse pressure becomes zero may be used instead of the time when the peak value of the maximum value is approximately half.
  • the time point of m% of the wave height may be used.
  • the pulse wave waveform is divided into two regions, but the number is not limited to two and may be divided into a plurality of regions.
  • FIG. 7 is a graph of feature quantity-cuff pressure with the feature quantity on the horizontal axis and the cuff pressure on the vertical axis (the vertical axis and the horizontal axis are opposite to those in FIG. 4).
  • FIG. 7 is a graph at a stage before the cuff is pressurized and the pulse wave waveform reaches the maximum amplitude.
  • the diastolic blood pressure by auscultation is 76 mmHg as shown by the broken line in FIG.
  • the plot has a leftward slope at 76 mmHg or more, and the plot has a tendency to rise to the left at 76 mmHg or less, and the tendency of the plot changes at 76 mmHg as a boundary.
  • the place where two plots with different tendencies surrounded by a broken line intersect with the adiabatic blood pressure in the auscultation method is almost the same. Therefore, it is possible to estimate the place where the tendency of the two plots changes as the diastolic blood pressure.
  • the diastolic blood pressure may be estimated using the pulse wave information calculation unit 13 and the blood pressure estimation unit 17.
  • FIG. 8 is a block diagram for explaining a sphygmomanometer 1 ′ according to the fifth embodiment of the present invention.
  • the sphygmomanometer 1 ′ of the present embodiment is different from the sphygmomanometer of the first embodiment in that a pulse rate detection unit 60 is provided.
  • the pulse rate of the person being measured When the pulse rate of the person being measured is low, the point at which pressurization is stopped (for example, after the maximum amplitude appears and N beats) may exceed the systolic blood pressure.
  • the pulse rate may be measured while pressurizing the cuff, and the pressurization speed may be adjusted according to the size of the pulse rate.
  • the pressurization speed When the pulse rate is small, the pressurization speed can be slowed and the pressurization stop point can be in front of the systolic blood pressure. Conversely, when the pulse rate is large, the pressurization rate can be increased to shorten the measurement time.
  • FIG. 9 is a block diagram showing a sphygmomanometer 5 of the sixth embodiment.
  • the sphygmomanometer 5 includes a cuff pressure and pulse wave detection unit 70 and a blood pressure calculation unit 90.
  • the cuff pressure and pulse wave detector 70 detects the cuff pressure and pulse wave.
  • the blood pressure calculation unit 90 divides the pulse wave detected by the cuff pressure and pulse wave detection unit 70 into a plurality of regions in a specific period, and the systolic blood pressure is determined based on the change in the symmetry of the pulse wave waveforms in the plurality of regions caused by the change in the cuff pressure.
  • the estimated value of is calculated. In this way, blood pressure can be measured in a short time without pressing the cuff until systolic blood pressure.
  • the area, the slope, and the time are used alone as feature amounts, but they may be used in appropriate combinations. For example, any two or all three average values may be used as the estimated value.
  • the sphygmomanometer of the present invention can be applied not only to humans but also to blood pressure measurement of animals such as dogs and cats.
  • the sphygmomanometer is realized by a dedicated device, but can also be realized by a computer (information processing device).
  • the computer may read a software program stored in the memory into a CPU (Central Processing Unit) and execute the read software program in the CPU.
  • CPU Central Processing Unit
  • the cuff pressure and pulse wave detection unit for detecting cuff pressure and pulse wave, and the pulse wave detected by the cuff pressure and pulse wave detection unit are divided into a plurality of regions in a specific period, and the cuff pressure and pulse wave detection unit detects A sphygmomanometer, comprising: a blood pressure calculation unit that calculates an estimated value of a systolic blood pressure from a change in symmetry of the pulse waveform of the plurality of regions that occurs with a change in cuff pressure.
  • Appendix 2 The sphygmomanometer according to appendix 1, wherein pressurization is stopped at a pressure lower than the systolic blood pressure.
  • Appendix 3 The blood pressure calculation unit divides a pulse wave in a specific period into a plurality of regions, and calculates an estimated value of systolic blood pressure from a change in an area ratio of the plurality of regions caused by a change in cuff pressure. 2.
  • the blood pressure monitor according to 2.
  • the blood pressure calculation unit divides a pulse wave in a specific period into a plurality of regions, and calculates an estimated value of systolic blood pressure from a change in a slope ratio of the plurality of regions caused by a change in cuff pressure. 4.
  • the blood pressure monitor according to any one of 3.
  • the blood pressure calculation unit divides the pulse wave in a specific period into a plurality of regions, and calculates an estimated value of systolic blood pressure from a change in the time difference ratio of the plurality of regions caused by a change in cuff pressure.
  • the blood pressure monitor according to any one of 4 above.
  • the blood pressure calculation unit divides the pulse wave of the specific period into two regions, and estimates a cuff pressure at which at least one of the area ratio, the slope ratio, and the time difference ratio is approximately 1 as the systolic blood pressure
  • the sphygmomanometer according to any one of 3 to 5.
  • the blood pressure monitor according to any one of appendices 1 to 6, wherein the pulse wave is divided into a plurality of regions for each beat.
  • the blood pressure calculation unit divides the pulse wave in the specific period into a plurality of regions, and calculates the cuff pressure when the tendency of the variation in the symmetry of the pulse wave in the plurality of regions, which occurs as the cuff pressure changes, changes the diastolic blood pressure
  • the cuff should be attached to any part of the brachial artery, carotid artery, superficial temporal artery, facial artery, radial artery, femoral artery, popliteal artery, posterior tibial artery, or dorsal artery.
  • the sphygmomanometer according to any one of appendices 1 to 11, which is characterized by the following.
  • Appendix 13 The cuff pressure and the pulse wave are detected, the detected pulse wave is divided into a plurality of regions in a specific period, and the systolic blood pressure is detected from the change in the symmetry of the pulse wave waveform in the plurality of regions that occurs with the change in the detected cuff pressure.
  • a blood pressure measurement method characterized by calculating an estimated value.
  • the cuff pressure and pulse wave detection processing for detecting cuff pressure and pulse wave, and the pulse wave detected by the cuff pressure and pulse wave detection unit are divided into a plurality of regions in a specific period, and the cuff pressure and pulse wave detection unit detects A blood pressure measurement program for causing a computer to execute a process of calculating an estimated value of systolic blood pressure from a change in symmetry of pulse wave waveforms in the plurality of regions that occurs with a change in cuff pressure.

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Abstract

本発明の目的は、測定精度が高くしかも収縮期血圧を測定する際の被測定者への負荷が軽い血圧計を提供することである。そのために本発明の血圧計は、カフ圧及び脈波を検出するカフ圧及び脈波検出部と、前記カフ圧及び脈波検出部が検出した脈波を特定期間において複数領域に分け、前記カフ圧及び脈波検出部が検出したカフ圧の変化にともない生じる前記複数領域の脈波波形の対称性の変動から収縮期血圧の推定値を算出する血圧算出部を有することを特徴とする。

Description

血圧計、血圧測定方法及び血圧測定プログラム
　本発明は、血圧計、血圧測定方法及び血圧測定プログラムに関する。
　血圧を測定する方法としては、一般に聴診法（Auscultation Method）とオシロメトリック法(Oscillometric Method)がある。
　聴診法は、被測定者の腕などにカフ（腕帯）を巻いて一度カフを加圧してから減圧し、血液が心臓の拍動に合わせて断続的に流れ始めたときに発生する血管音（コロトコフ音＝Ｋ音）を聴診器で聞く。Ｋ音発生開始時のカフ圧を収縮期血圧（または最高血圧）とし、Ｋ音が消えたときのカフ圧を拡張期血圧（または最低血圧）とする。聴診法は血圧測定の標準的な手法であり、医師や看護師など人が行うことが多い。この聴診法による測定値が血圧の基準値となっている。
　オシロメトリック法は、Ｋ音ではなく脈波をもとに血圧を測定する。脈波とはカフで圧迫された血管が心臓の鼓動に合わせて起こす振動である。カフに伝わる動脈の拍動による圧力変動を利用して、血圧を測定する。カフを加圧した後に減圧させていく段階で、心臓の拍動に同調した血管壁の振動を反映したカフ圧の変動（圧脈波）を見ることで血圧を決定する。一般には、圧脈波が急激に大きくなったときのカフ圧を収縮期血圧、急激に小さくなったときのカフ圧を拡張期血圧としている。オシロメトリック法は自動血圧測定に適しており、家庭血圧計に広く採用されている。
　しかし聴診法とオシロメトリック法のどちらの測定法でも、収縮期血圧以上にカフを加圧する。測定前は当然被測定者の収縮期血圧は分からないので、収縮期血圧より高い加圧が必要となり、高齢者、病人（特に高血圧患者）、けが人等には大きな負荷がかかり不快感を与える。そのためできるだけ加圧の大きさを低くすることが望ましい。また測定時間もできるだけ短いことが望ましい。
　特許文献１（特開２００３－２８４６９６号公報）には、収縮期血圧以上に加圧することなく精度の高い収縮期血圧測定が可能な電子血圧計が開示されている。オシロメトリック法またはその他の方法でまず平均血圧と拡張期血圧を決定する。血圧そのものをあらわす動脈圧波形とカフによる圧迫時に発生する脈波波形とは類似性がある。この類似性に基づいて、カフ圧迫時（ＳＴ１）の脈波を検出し（ＳＴ２）その最大振幅から平均推定血圧を求める（ＳＴ３、ＳＴ４）。この平均推定血圧と脈波波形の最小値とをそれぞれ平均血圧と拡張期血圧とみなして（ＳＴ６、ＳＴ７）、脈波波形の最大値から収縮期血圧を演算で求める（ＳＴ９）。
　特許文献１では、平均血圧は圧迫脈波の最大振幅値をとるときのカフ圧に等しいと仮定し、同文献に記載の以下の式を使って収縮期血圧SBPを推定している。EMAPは推定平均血圧、DBPは拡張期血圧、AAVは波形平均値、αは補正係数である。SBP＝Am・α（EMAP-DBP）/AAV+DBP
　また特許文献２（特開平８－２８０６４０号公報）には、拡張期に測定した振幅なのか収縮期に測定した振幅なのかを判別する手法が開示されている。同文献図４の脈波のカーブの面積Au、Ad、図４の三角形B-A-B'の面積Aut、三角形B-B'-A'の面積Adtの比（Au/Aut、Ad/Adt）を算出する。この面積比が1以上であれば収縮期、1以下であれば拡張期と判別する（（0039）～（0046）、（0013）～（0014）段落）。
特開２００３－２８４６９６号公報 特開平８－２８０６４０号公報
　特許文献１は、収縮期血圧以上に加圧することなく精度の高い収縮期血圧測定を可能にすることを目的にし、そのために、平均血圧と脈波波形の最小値から収縮期血圧を上述の式で求めている。
　しかし平均血圧は必ずしも圧迫脈波の最大振幅時のカフ圧とはならない。つまり、特許文献１の提案式を使って求めた収縮期血圧は精度が悪く、基準である聴診法による血圧からのずれが大きい。
　また特許文献２は拡張期に測定した振幅なのか収縮期に測定した振幅なのかを判別する手法であって、正確な収縮期血圧を測定するものではない。
　本発明の目的は、以上述べた問題点を解決し、測定精度が高くしかも収縮期血圧を測定する際の被測定者への負荷が軽い血圧計、血圧測定方法及び血圧測定プログラムを提供することである。
　本発明は、カフ圧及び脈波を検出するカフ圧及び脈波検出部と、前記カフ圧及び脈波検出部が検出した脈波を特定期間において複数領域に分け、前記カフ圧及び脈波検出部が検出したカフ圧の変化にともない生じる前記複数領域の脈波波形の対称性の変動から収縮期血圧の推定値を算出する血圧算出部を有することを特徴とする血圧計である。
　また本発明は、カフ圧及び脈波を検出し、前記検出した脈波を特定期間において複数領域に分け、前記検出したカフ圧の変化にともない生じる前記複数領域の脈波波形の対称性の変動から収縮期血圧の推定値を算出することを特徴とする血圧測定方法、である。
　また本発明は、カフ圧及び脈波を検出するカフ圧及び脈波検出処理と、前記カフ圧及び脈波検出部が検出した脈波を特定期間において複数領域に分け、前記カフ圧及び脈波検出部が検出したカフ圧の変化にともない生じる前記複数領域の脈波波形の対称性の変動から収縮期血圧の推定値を算出する処理をコンピュータに実行させることを特徴とする血圧測定プログラム、である。
　本発明によれば、測定精度が高くしかも収縮期血圧を測定する際の被測定者への負荷が軽い血圧計、血圧測定方法及び血圧測定プログラムを提供することが可能になる。
本発明の第１の実施形態の血圧計の構成を示すブロック図である。 本発明の第１の実施形態の血圧計の動作を説明する図である。 本発明の第１の実施形態の血圧計の測定手法を説明する図である。 （ａ）はある被験者の脈波の波形、（ｂ）は算出した面積比から作成したカフ圧－特徴量のグラフである。 本発明の第２の実施形態を説明する図である。 本発明の第３の実施形態を説明する図である 本発明の第４の実施形態を説明する図である。 本発明の第５の実施形態の血圧計の構成を示すブロック図である。 本発明の第６の実施形態を説明するブロック図である。 カフ圧と脈波の時間変化を模式的に示す図である。
（第１の実施形態）
[構成の説明]
　図１～図４を用いて本発明の第１の実施形態を説明する。
　図１は本実施形態の血圧計１の構成を示すブロック図である。
　制御部１０は血圧計全体を制御する。圧力検出部２４はカフ１２から伝達する生波形を圧力センサによって取得する。この生波形は空気圧による加圧圧力（以下カフ圧）と脈波が合わさった圧力を検出する。フィルタ処理部１１はこの生波形をカフ圧と脈波に分離する。図１０はカフ圧と脈波が混在した生波形の例を示す図である。
　脈波情報算出部１３は、フィルタ処理部１１で得られた脈波信号の極値（ピーク値）を検出する。さらに、検出した一拍毎の極大値が現れる時点を境にして、極大値の前の脈波の面積Ｓ１と極大値の後の脈波の面積Ｓ２を算出し、面積比Ｓ１／Ｓ２を算出する。
　血圧推定部１７は脈波情報算出部１３で算出した面積比Ｓ１／Ｓ２とカフ圧から関係式ｆ（Ｘ）を作成する。
　また血圧推定部１７は作成した関係式ｆ（Ｘ）で、ｆ（１）に該当するカフ圧を収縮期血圧の推定値とする。
　脈波情報算出部１３と血圧推定部１７を合わせて血圧算出部３０と称する。また圧力検出部２４とフィルタ処理部１１を合わせてカフ圧及び脈波検出部５１と称する。
　また血圧計１は、カフを空気圧で加圧してカフ圧を発生させるためのポンプ２０、ポンプ２０への加減圧を制御するカフ加減圧部２２、圧力検出部２４、ボタン等の操作部２８、血圧等を表示する表示部２６を備えている。
[動作の説明]
　被測定者はカフ１２を動脈から脈波が検出できる上腕部に巻き、操作部２８のボタン等を押す。制御部１０は記憶している測定フローに従ってカフ加減圧部２２に加圧の指示が送られ、カフ加減圧部２２はそれに従ってポンプ２０に押し出す空気圧を指示する。カフ１２の圧力センサで測定されたカフ圧は圧力検出部２４で検出される。カフに空気を送るにつれてカフ圧は上昇する。
　図２は本実施形態の血圧計の動作を説明する図である。検出値にはカフ圧と脈波の振幅の両方が乗っている。そこでフィルタ処理部１１のＨＰＦ(High Pass Filter)で脈波を抽出する（Ｓ１０１）。カフ圧はＬＰＦ(Low Pass Filter)で抽出する。抽出したカフ圧は後で説明するＳ１０３で用いる。
　そのあと脈波情報を算出する。（Ｓ１０２）。
　図３（ａ）、（ｂ）、（ｃ）は本実施形態の血圧計の測定手法を説明する図である。図３（ｃ）は、脈波だけを抽出した後の波形であり、横軸を測定時間（秒）、縦軸を脈波の圧力波形（ｍｍHg）とした。図３（ｃ）中の縦の破線は既存の聴診法による収縮期血圧と拡張期血圧である。
　図３（ａ）、（ｂ）は拡大した一拍分の脈波波形の模式図を示している。脈波は、心臓が血液を全身に送り込むために収縮することによって発生する駆出波に、その駆出波が全身に行き亘る際に末梢動脈や動脈分岐部などで反射することによって発生する反射波が重畳している。図３（ａ）は、カフ圧がＤＢＰ（Diastolic Blood Pressure、拡張期血圧）付近の脈波波形である。一方図３（ｂ）は、カフ圧がＳＢＰ（Systolic Blood Pressure、収縮期血圧）付近の脈波波形である。図３（ａ）の場合は反射波の存在が確認できる。しかしカフ圧が大きくなるにつれて、反射波は次第に減衰する傾向にあり、図３（ｂ）の場合反射波はほぼ見えなくなっている。
　ここで、一拍分の脈波の波形の極小値から極大値の間の波形の面積（Ｓ１、以後これを極大値の前の脈波の面積という）と極大値から次の極小値までの波形の面積（Ｓ２、以後これを極大値の後の脈波の面積という）を比較する（Ｓ１０２）。なおこの「次の極小値」は、一拍分の脈波の最後またはその近傍に生じる極小値をいう。図３（ａ）の場合はＳ１／Ｓ２＜１、図３（ｂ）の場合は面積比Ｓ１／Ｓ２≒１である。図３（ｃ）の脈波の波形を見ると、カフを加圧していくと駆出波に重畳していた反射波が次第に減衰していき、脈波の波形は極大値が現れる時点を境にして線対称になる、つまりＳ１／Ｓ２≒１になる。本発明者は、Ｓ１／Ｓ２≒１になるタイミングの脈波の圧力が収縮期血圧に一致することを見出した。以下この点について説明する。
　図４（ａ）はある被験者の脈波波形（ｍｍＨｇ）、（ｂ）は算出した面積比から作成したカフ圧－特徴量（本実施形態ではＳ１とＳ２の面積比）のグラフである。カフ加圧後に検出する脈波一拍毎の面積比Ｓ１／Ｓ２を算出する。面積比は取得した脈波の一拍毎の極大値を測定し、極小値と極大値の間と極大値と次の極小値の間を積分して算出する。なお、面積比は他の方法で求めてもよい。脈波情報算出部１３が極大値、極小値の検出、面積と面積比の算出を行う。
　図４（ｂ）は特徴量を縦軸に、カフ圧(mmHg)を横軸にプロットしてカフ圧－特徴量のグラフを作成し、最小二乗法による関係式ｆ（Ｘ）を作成したものである。カフ圧＝１２１ｍｍＨｇにある破線は聴診法での収縮期血圧である。
　この関係式でｆ（１）つまり面積比Ｓ１／Ｓ２＝１のときのカフ圧１２１ｍｍＨｇが、聴診法で測定した収縮期血圧と非常に良く一致していることが分かる。図４の場合はテストであるので、収縮期血圧以上の加圧をしている。しかし実際は、収縮期血圧より前にカフへの加圧を停止し即減圧する。加圧停止までに得られたプロットから関係式を作成し、その関係式を用いて外挿することでｆ（１）を算出すれば、カフ圧が収縮期血圧に到達する前に、正確な収縮期血圧を推定できる（図２のＳ１０３）。収縮期血圧の推定は血圧推定部１７で行う。
　なお、拡張期血圧の測定には既存のオシロメトリック法などを用いればよい。つまり、カフを加圧していく段階で拡張期圧つまり拡張期血圧を測定し、そのあと本実施形態の手法で収縮期血圧を測定すればよい。
[効果の説明]
　本実施形態では、カフ圧が収縮期血圧に達する前に加圧を停止し、それまでに得られた脈波から特徴量を算出して収縮期血圧を推定する。そのためオシロメトリック法などの既存の手法よりも低い圧力まで加圧すれば十分である。例えば図４（ｂ）では、収縮期血圧が１２１ｍｍHgの被験者において、オシロメトリック法では約１３０ｍｍＨｇ（図４（ｂ）の右端）まで加圧している。それに対し、本実施形態では約１００ｍHg（点線の〇で囲まれたプロットの右端）までの加圧で得られた脈波から収縮期血圧が推定できていることがわかる。また、図４（ａ）よりオシロメトリック法では約２８秒かかるのに対し、本実施形態では約２１秒で測定を終了できる。つまり、本実施形態では、加圧圧力を低減し、かつ測定時間も短くでき、被測定者の負担を軽減することが可能である。
　一般に血圧は変動が大きいため、２４時間血圧を測定する場合がある。例えば１時間に４回測定すると１日に１００回程度、測定の度に装着部位をカフで強く圧迫することになり、対象者の負荷が非常に大きくなる。しかし、本実施形態の血圧計であれば、高精度で測定が可能でありしかもカフで装着部位を圧迫する圧力が小さく、かつ加圧時間が短くなり、対象者の負荷を大幅に軽減できる。
　なお本実施形態では、面積比を特徴量としその変動を算出し、特徴量がある所定値になるときのカフ圧を収縮期血圧と推定した。特徴量の変動は、カフ圧の変化に伴って生じる複数領域の脈波波形の対称性の変動と捉えることができる。
　また本実施形態では、脈波の極大値が現れる時点を境にして面積比を算出した。しかし極大値からずらした時点を境にしてその前後で面積比等の特徴量を算出し、特徴量の比が１とは異なる所定の値になるカフ圧を収縮期血圧と推定してもよい。面積比をどう定義しようと、カフを加圧していくにつれて駆出波に重畳していた反射波が次第に減衰していき、駆出波だけが見えるようになるという脈波の変化は変わらない（図３参照）。そのため極大値からずれた時点を境とした面積比でも、極大値を境として定義した面積比と同様に収縮期血圧を推定することができる。極大値より時間的に早い時点を境にした場合は収縮期血圧として推定できるＳ１／Ｓ２は１より小となる。逆に極大値より時間的に遅い時点を境にした場合は収縮期血圧として推定できるＳ１／Ｓ２は１より大となる。
　また本実施形態では、２つの極小値から極大値までの面積を算出した。しかし、極小値ではなく、波高のｍ％の高さから極大値までの面積比などの特徴量を算出し、特徴量の比が１とは異なる所定の値になるカフ圧を収縮期血圧として推定してもよい。ｍは、被験者群（例えば腕周、人種などが異なる被験者群）によって値が異なり、ターゲットとする被験者群の多くの被験者データからもっとも誤差が小さくするよう統計的手法により決定すればよい。
　また、極大値から脈波の脈圧が０ｍｍＨｇになる時点までの間の脈波波形の面積を用いてもよい。
　なお本実施形態では面積比をＳ１／Ｓ２としたが、Ｓ２／Ｓ１としてもよい。
　本実施形態では脈波の最大振幅が現れてからＮ拍（N＝０，１，…）後の脈波まで測定し、その時点でカフの加圧を停止した。しかし脈波の最大振幅が現れてからＮ拍後という観点ではなく、特徴量がある値（例えばＳ１／Ｓ２＝０．７）になった時点で加圧を止めるようにしてもよい。また、図４（ｂ）のカフ圧-特徴量のプロットを測定前に、カフ圧の低いほうから例えば５点だけ算出すると決めておいて、５点算出したら加圧を止めて収縮期血圧を推定するようにしてもよい。５点に限らず関係式を精度よく作成できるプロット数であればよい。図４（ｂ）の場合は８点であるが、５点であれば短時間測定になる。精度が所定の許容範囲内であればよく、それよりも短時間で測定したい用途には有効である。もしくは、加圧中に拡張期血圧が求まった時点で加圧を停止してもよい。測定開始からＴ秒またはＰｍｍＨｇ経過した時点で加圧を停止してもよい。カフ圧が収縮期血圧に至る前で加圧を停止すればよい。また、高精度に測定したい場合は面積比＝１まで測定を継続させてもよい。高精度に測定したい場合とそこまで精度を必要としない場合とを選択できるスイッチを血圧計に設け、高精度モードと通常モードを選択できるようにしてもよい。
　また本実施形態ではカフは被測定者の上腕動脈のある上腕に巻いているが、上腕動脈に限らず他の部位例えば、頸動脈、浅側頭動脈、顔面動脈、橈骨動脈、大腿動脈、膝窩動脈、後脛骨動脈、足背動脈等がある部位に巻いて測定しても良い。動脈からの脈波が検出できる部位であればどこで測定してもよい。
　また、本実施形態では脈波波形を２つの領域に分割しているが、２つに限らず複数の領域に分けてもよい。例えば一拍分の脈波を時間順に３つの領域に分け、それぞれの面積をＳ’1、Ｓ’2、Ｓ’3とし、（Ｓ’1＋Ｓ’2）／Ｓ’3を特徴量としてもよい。前述のように、カフを加圧していくと駆出波に重畳していた反射波が次第に減衰していく。この変化に対応してＳ’1、Ｓ’2、Ｓ’3は、２分割のS1、S2の場合と同じく一定の傾向で変動する。そのため（Ｓ’1＋Ｓ’2）／Ｓ’3を特徴量とし、その変動を算出し、所定値になったときのカフ圧を収縮期血圧と推定することが可能である。なおＳ’1、Ｓ’2、Ｓ’3のうち２つだけを用いたＳ’2／Ｓ’3も特徴量として用いることができる。さらに脈波を４つ以上に分割してもよい。
　本実施形態では、最小二乗法を用いて関係式ｆ（X）を作成したが、高い精度で収縮期血圧が推定できれば異なる手法で作成してもよい。また、本実施形態では脈波を用いているが、脈波を時間微分した微分脈波を用いてもよい。
（第２の実施形態）
　第１の実施形態では一つの脈波の極値前後の面積比を特徴量として極値前後の対称性を用い、面積比が略１となるときのカフ圧を収縮期血圧とした。しかし面積比が略１とは、極値前後で脈波の形状がほぼ同形状になる場合と言って良い。そのため面積比以外の特徴量でも関係式を算出できる。
　本実施形態では面積比の代わりに傾き比を用いる。例えば図５（ａ）、（ｂ）に示すように、一拍毎の脈波波形における極大値の直前の極小値と極大値を結ぶ直線の傾きａ１の絶対値と、極大値とその直後の極小値を結ぶ直線の傾きａ２の絶対値の比を用いてもよい。
　なお図５（ａ）、（ｂ）では極大値を用いたが、極大値からずらした時点を用いてもよい。例えば極大値からずらした点と、その点の前後の極小値を結ぶ２つの直線の傾き比を用いてもよい。また極小値ではなく、脈波の脈圧が０ｍｍＨｇになる時点を用いてもよいし、波高のｍ％の時点を用いてもよい。
　また、本実施形態では脈波波形を２つの領域に分割しているが、２つに限らず複数の領域に分けてもよい。
　本実施形態では脈波情報算出部１３に、脈波の傾きの絶対値を算出する機能を持たせればよい。血圧計の他の構成は第１の実施形態と同様にすることができる。
（第３の実施形態）
　面積比、傾き比以外にも、特徴量として時間差比、例えば、一拍毎の脈波波形における極小値から極大値までの時間と、極大値から次の極小値までの時間の比を用いても良い。この２つの時間の比が略１になるカフ圧を、面積比＝略１の場合と同様に収縮期血圧とする。
　本実施形態では脈波情報算出部１３に、一拍毎の脈波波形の極小値から極大値までの時間αとその極大値から次の極小値までの時間βを算出する機能を持たせればよい。図６（ａ）、（ｂ）に示すように、α／β＜１はＳ１／Ｓ２＜１に該当し、α／β≒１はＳ１／Ｓ２≒１に該当するので、第１の実施形態と同様に血圧推定部１７で関係式を作成し、α／β≒１のときのカフ圧を収縮期血圧と推定する。
　なお図６（ａ）、（ｂ）では極大値を用いたが、極大値からずらした時点を用いてもよい。極大値より時間的に早い時点を境にした場合は収縮期血圧として推定できるα／βは１より小となる。逆に極大値より時間的に遅い時点を境にした場合は収縮期血圧として推定できるα／βは１より大となる。
　また、一拍毎の脈波波形の極大値の波高の略半分になる点までの時間を特徴量としてもよい。つまり一拍の脈波の極大値前の波形において極大値の略半分になってから極大値になるまでの時間と、極大値後の波形において極大値になってから略半分になるまでの時間の比を用いてもよい。
　さらに、図４（ａ）から分かるように、殆どの脈波では、一拍毎の脈波の脈圧がゼロｍｍＨｇを二度横切る。そのため極大値の波高の略半分になる時間に代えて、この脈圧がゼロになる時点を用いても良い。または、波高のｍ％の時点を用いてもよい。また、本実施形態では脈波波形を２つの領域に分割しているが、２つに限らず複数の領域に分けてもよい。
（第４の実施形態）
　第１の実施形態において、拡張期血圧は既存のオシロメトリック法などを使うことが出来ると述べたが、本発明の手法で拡張期血圧の推定も可能である。図７は特徴量を横軸に、カフ圧を縦軸に取った特徴量－カフ圧のグラフである（図４とは縦軸と横軸が逆である）。図７はカフを加圧し脈波波形が最大振幅になるよりも前の段階のグラフである。
　聴診法による拡張期血圧は図７の破線で示すように７６ｍｍＨｇである。図７の場合、７６ｍｍＨｇ以上ではプロットは左下がりであり、７６ｍｍＨｇ以下では逆にプロットは左上がりの傾向であり、７６ｍｍＨｇを境にプロットの傾向が変化していることがわかる。破線で囲んだ傾向の異なる２つのプロットが交わる箇所と聴診法での拡張期血圧がほぼ一致している。そのため２つのプロットの傾向が変化する箇所を拡張期血圧として推定することが可能である。拡張期血圧の推定も脈波情報算出部１３と血圧推定部１７を用いて行えばよい。
　また、拡張期血圧以上のプロットと拡張期血圧以下のプロットについて最小二乗法を用いた関係式を別々に作成し、２つの関係式の交点を拡張期血圧としてもよい。関係式の作成の仕方は第１～３の実施形態と同様でよい。最小二乗法とは異なる手法で関係式を作成してもよい。
（第５の実施形態）
　図８は本発明の第５の実施形態の血圧計１’を説明するためのブロック図である。本実施形態の血圧計１’は脈拍数検出部６０を備えた点が第１の実施形態の血圧計と異なる。被測定者の脈拍数が低い場合、加圧を停止する点（例えば最大振幅が現れてＮ拍後）が収縮期血圧を超えてしまうことある。そのような場合、カフを加圧しながら脈拍数を測定し、脈拍数の大きさに合わせて加圧速度を調整するとよい。脈拍数が小さい場合、加圧速度を遅くし、加圧停止点を収縮期血圧の手前にできる。逆に脈拍数が大きい場合は、加圧速度を速めて測定時間を短くすることができる。
　脈拍数検出部６０は圧力検出部２４から脈波の圧力を取得し脈拍数を検出する。検出した脈拍数のデータは制御部１０に送る。
（第６の実施形態）
　図９は第６の実施形態の血圧計５を示すブロック図である。血圧計５はカフ圧及び脈波検出部７０と血圧算出部９０を備える。カフ圧及び脈波検出部７０はカフ圧及び脈波を検出する。血圧算出部９０は、カフ圧及び脈波検出部７０が検出した脈波を特定期間において複数領域に分け、カフ圧の変化にともない生じる複数領域の脈波波形の対称性の変動から収縮期血圧の推定値を算出する。このようにすれば、収縮期血圧までカフを圧迫することなく、しかも短時間で血圧測定が可能になる。
（その他の実施形態）
　また上述の第１～第６の実施形態では、面積、傾き、時間を単独で特徴量として用いたが、それらを適宜組み合わせて用いても良い。例えばどれか２つまたは３つ全ての平均値を推定値として用いるようにしてもよい。
　また本発明の血圧計は人だけでなく、犬や猫などの動物の血圧測定に適用することもできる。
　また上述の第１～第６の実施形態では、血圧計は専用装置によって実現したが、コンピュータ（情報処理装置）によっても実現可能である。この場合このコンピュータは、メモリに格納されたソフトウェア・プログラムをＣＰＵ（Central Processing Unit）に読み出し、読み出したソフトウェア・プログラムをＣＰＵにおいて実行すればよい。
　以上、上述した実施形態を模範的な例として本発明を説明した。しかしながら、本発明は、上述した実施形態には限定されない。即ち、本発明は、本発明のスコープ内において、当業者が理解し得る様々な態様を適用することができる。
　上記の実施形態の一部または全部は、以下の付記のようにも記載されうるが、以下には限られない。
（付記１）
　カフ圧及び脈波を検出するカフ圧及び脈波検出部と、前記カフ圧及び脈波検出部が検出した脈波を特定期間において複数領域に分け、前記カフ圧及び脈波検出部が検出したカフ圧の変化にともない生じる前記複数領域の脈波波形の対称性の変動から収縮期血圧の推定値を算出する血圧算出部を有することを特徴とする血圧計。
（付記２）
　収縮期血圧未満の圧力で加圧が停止することを特徴とする付記１に記載の血圧計。
（付記３）
　前記血圧算出部は、特定期間における脈波を複数領域に分け、カフ圧の変化にともない生じる前記複数領域の面積比の変動から収縮期血圧の推定値を算出することを特徴とする付記１または２に記載の血圧計。
（付記４）
　前記血圧算出部は、特定期間における脈波を複数領域に分け、カフ圧の変化にともない生じる前記複数領域の傾き比の変動から収縮期血圧の推定値を算出することを特徴とする付記１から３のいずれか一項に記載の血圧計。
（付記５）
　前記血圧算出部は、特定期間における脈波を複数領域に分け、カフ圧の変化にともない生じる前記複数領域の時間差比の変動から収縮期血圧の推定値を算出することを特徴とする付記１から４のいずれか一項に血圧計。
（付記６）
　前記血圧算出部は、前記特定期間の脈波を２つの領域に分け、前記面積比、傾き比、前記時間差比のうちの少なくとも一つが略１になるカフ圧を前記収縮期血圧として推定する付記３から５のいずれか一項に記載の血圧計。
（付記７）
　前記脈波を一拍毎に複数領域に分けることを特徴とする付記１から６のいずれか一項に記載の血圧計。
（付記８）
　前記血圧算出部は、前記特定期間における脈波を複数領域に分け、カフ圧の変化にともない生じる前記複数領域の前記脈波の対称性の変動の傾向が変化するときのカフ圧を拡張期血圧とすることを特徴とする付記１から７のいずれか一項に記載の血圧計。
（付記９）
　前記特定期間は、前記カフ圧が収縮期血圧に至る前の所定期間である付記１から８のいずれか一項に記載の血圧計。
（付記１０）
　脈拍数検出部をさらに備え、カフの加圧過程において脈拍数を検出し、脈拍数に合わせて加圧速度を調整することを特徴とする付記１から９のいずれか一項に記載の血圧計。
（付記１１）
　カフの加圧過程において拡張期血圧を算出し、拡張期血圧が求められた時点で加圧を停止し即減圧することを特徴とする付記１から１０のいずれか一項に記載の血圧計。
（付記１２）
　カフの装着部位は、上腕動脈、頸動脈、浅側頭動脈、顔面動脈、橈骨動脈、大腿動脈、膝窩動脈、後脛骨動脈、足背動脈のうちいずれか一つを含む部位であることを特徴とする付記１から１１のいずれか一項に記載の血圧計。
（付記１３）
　カフ圧及び脈波を検出し、前記検出した脈波を特定期間において複数領域に分け、前記検出したカフ圧の変化にともない生じる前記複数領域の脈波波形の対称性の変動から収縮期血圧の推定値を算出することを特徴とする血圧測定方法。
（付記１４）
　カフ圧及び脈波を検出するカフ圧及び脈波検出処理と、前記カフ圧及び脈波検出部が検出した脈波を特定期間において複数領域に分け、前記カフ圧及び脈波検出部が検出したカフ圧の変化にともない生じる前記複数領域の脈波波形の対称性の変動から収縮期血圧の推定値を算出する処理をコンピュータに実行させることを特徴とする血圧測定プログラム。
　この出願は、２０１６年３月２９日に出願された日本出願特願２０１６－０６５７２６を基礎とする優先権を主張し、その開示の全てをここに取り込む。
　１、１’、５　　血圧計
　１０　　制御部
　１１　　フィルタ処理部
　１２　　カフ
　１３　　脈波情報算出部
　１７　　血圧推定部
　２０　　ポンプ
　２２　　カフ加減圧部
　２４　　圧力検出部
　２６　　表示部
　２８　　操作部
　３０　　血圧算出部
　５１　　カフ圧及び脈波検出部
　６０　　脈拍数検出部
　７０　　カフ圧及び脈波検出部
　９０　　血圧算出部

Claims (14)

  1. 　カフ圧及び脈波を検出するカフ圧及び脈波検出部と、前記カフ圧及び脈波検出部が検出した脈波を特定期間において複数領域に分け、前記カフ圧及び脈波検出部が検出したカフ圧の変化にともない生じる前記複数領域の脈波波形の対称性の変動から収縮期血圧の推定値を算出する血圧算出部を有することを特徴とする血圧計。
  2. 　収縮期血圧未満の圧力で加圧が停止することを特徴とする請求項１に記載の血圧計。
  3. 　前記血圧算出部は、特定期間における脈波を複数領域に分け、カフ圧の変化にともない生じる前記複数領域の面積比の変動から収縮期血圧の推定値を算出することを特徴とする請求項１または２に記載の血圧計。
  4. 　前記血圧算出部は、特定期間における脈波を複数領域に分け、カフ圧の変化にともない生じる前記複数領域の傾き比の変動から収縮期血圧の推定値を算出することを特徴とする請求項１から３のいずれか一項に記載の血圧計。
  5. 　前記血圧算出部は、特定期間における脈波を複数領域に分け、カフ圧の変化にともない生じる前記複数領域の時間差比の変動から収縮期血圧の推定値を算出することを特徴とする請求項１から４のいずれか一項に血圧計。
  6. 　前記血圧算出部は、前記特定期間の脈波を２つの領域に分け、前記面積比、傾き比、前記時間差比のうちの少なくとも一つが略１になるカフ圧を前記収縮期血圧として推定する請求項３から５のいずれか一項に記載の血圧計。
  7. 　前記脈波を一拍毎に複数領域に分けることを特徴とする請求項１から６のいずれか一項に記載の血圧計。
  8. 　前記血圧算出部は、前記特定期間における脈波を複数領域に分け、カフ圧の変化にともない生じる前記複数領域の前記脈波の対称性の変動の傾向が変化するときのカフ圧を拡張期血圧とすることを特徴とする請求項１から７のいずれか一項に記載の血圧計。
  9. 　前記特定期間は、前記カフ圧が収縮期血圧に至る前の所定期間である請求項１から８のいずれか一項に記載の血圧計。
  10. 　脈拍数検出部をさらに備え、カフの加圧過程において脈拍数を検出し、脈拍数に合わせて加圧速度を調整することを特徴とする請求項１から９のいずれか一項に記載の血圧計。
  11. 　カフの加圧過程において拡張期血圧を算出し、拡張期血圧が求められた時点で加圧を停止し即減圧することを特徴とする請求項１から１０のいずれか一項に記載の血圧計。
  12. 　カフの装着部位は、上腕動脈、頸動脈、浅側頭動脈、顔面動脈、橈骨動脈、大腿動脈、膝窩動脈、後脛骨動脈、足背動脈のうちいずれか一つを含む部位であることを特徴とする請求項１から１１のいずれか一項に記載の血圧計。
  13. 　カフ圧及び脈波を検出し、前記検出した脈波を特定期間において複数領域に分け、前記検出したカフ圧の変化にともない生じる前記複数領域の脈波波形の対称性の変動から収縮期血圧の推定値を算出することを特徴とする血圧測定方法。
  14. 　カフ圧及び脈波を検出するカフ圧及び脈波検出処理と、前記カフ圧及び脈波検出部が検出した脈波を特定期間において複数領域に分け、前記カフ圧及び脈波検出部が検出したカフ圧の変化にともない生じる前記複数領域の脈波波形の対称性の変動から収縮期血圧の推定値を算出する処理をコンピュータに実行させることを特徴とする血圧測定プログラム。
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