WO2015098137A1 - 血圧測定装置及び方法 - Google Patents
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- A61B5/0816—Measuring devices for examining respiratory frequency
Definitions
- the present invention relates to a blood pressure measurement apparatus and method using a vascular pulse wave measurement system, and in particular, to a vascular pulse wave measurement system that acquires a pulsation waveform of a blood vessel (hereinafter referred to as a pulse wave) and performs vascular pulse wave measurement.
- the present invention relates to a blood pressure measuring apparatus and method.
- Patent Document 1 discloses a method for converting a phase change into a frequency change in consideration of the fact that the difference in material characteristics is that the phase change is larger than the change in vibration frequency, but the accuracy of the phase measurement technique is not necessarily high. ing.
- An apparatus using this method includes a vibrator that injects ultrasonic waves into a substance as a vibration, a vibration detection sensor that detects a reflected wave from the substance, an amplifier having an input terminal connected to a signal output terminal of the vibration detection sensor, When there is a phase difference between the input waveform to the transducer and the output waveform from the vibration detection sensor, it is provided between the output end of the amplifier and the input end of the transducer. Including a phase shift circuit for shifting the phase difference to zero and a frequency change amount detecting means for detecting a frequency change amount for shifting the phase difference to zero.
- a contact element, a vibrator, a self-excited oscillation circuit, and a gain change correction circuit are provided, the self-excited oscillation circuit feeds back vibration information of the vibrator to a resonance state, and the gain change correction circuit is provided in the self-excited oscillation circuit.
- the gain change correction circuit has a center frequency different from the center frequency of the self-excited oscillation circuit, and increases the gain with respect to the change in frequency.
- the frequency change detecting means shifts the phase difference due to the difference in hardness to zero and converts it to the frequency change.
- a reference transfer function indicating a relationship between the amplitude gain and the phase of the reflection of the reflection with respect to the frequency is obtained in advance and used.
- ultrasonic vibration is used as vibration, this can be used as vibration of an electric signal in an electric circuit.
- a light emitting element is driven by a driving signal to emit light, the light is detected by a light receiving element, and a detection signal is fed back as a driving signal for the light emitting element.
- a feedback loop is formed. Signal vibration can be used.
- the frequency of the self-excited oscillation circuit is determined by the light receiving element and the light emitting element. It depends on the delay caused by the structure of the substance and the delay caused by the characteristics of the substance to be evaluated. Therefore, by providing a phase shift circuit in the feedback loop, converting the phase difference for each frequency and observing the frequency difference, the material characteristics can be measured in a non-contact or non-invasive manner.
- Patent Document 2 as a blood pressure measurement device, a sensor unit that transmits infrared light into the body and receives a reflected wave in the body, and an electric signal based on the received reflected wave is fed back to the transmitting unit.
- Self-oscillation circuit that self-oscillates, and the self-oscillation circuit changes the gain with respect to the change in frequency and adjusts the phase difference between the input phase and the output phase to zero to promote feedback oscillation It is described that the blood pressure is calculated based on the oscillation frequency of the self-excited oscillation circuit obtained in this way.
- the wave transmitting unit converts an electric signal to transmit electromagnetic waves or ultrasonic waves such as infrared light into the body.
- the receiving unit receives the reflected wave in the body and converts it into an electrical signal.
- the frequency of the self-excited oscillation circuit measured by the frequency measuring unit is determined based on the correlation parameter called by the blood pressure calculating unit.
- the blood pressure value or blood pressure waveform is sequentially displayed on the display unit.
- the pulsation waveform of the blood vessel can be obtained with high accuracy using the light emitting element and the light receiving element.
- a living body that measures the pulsation of a blood vessel for example, a measurement subject, does not always maintain a stable state during measurement.
- the posture may change, such as moving the arm to which the light emitting element and the light receiving element are attached, and if the mounting state of the light emitting element and the light receiving element is incomplete, the mounting state changes during measurement.
- the blood vessel pulse wave measurement system disclosed in Patent Literature 3 is connected to an optical probe attached to a site suitable for acquiring pulsation of a blood vessel of a measurement subject, and connected to the optical probe via an optical probe circuit, and a phase shift method.
- a pulsation waveform output unit that outputs a pulsation waveform as a change in frequency over time, and an arithmetic processing unit.
- the floating median value setting processing module of the arithmetic processing unit is capable of calculating the maximum amplitude value of periodic frequency data within the arithmetic range. The maximum amplitude value is amplified so as to have a predetermined ratio to the above, and the median value is floatingly set to the median value of the calculation range regardless of the absolute value.
- a respiratory abnormality detection apparatus including a respiratory abnormality determination unit that obtains a pulse rate and a pulse amplitude based on a pulse wave signal indicating a state of a pulse wave and determines a respiratory abnormality based on the pulse number and pulse amplitude is provided. Proposed.
- respiratory abnormalities are detected based on the ratio between the pulse wave amplitude and the pulse rate per unit time, or based on a change in respiratory rate, a change in pulse rate, or a change in oxygen saturation concentration in blood. It is characterized by detecting respiratory abnormalities.
- the respiratory abnormality detection device according to the prior art disclosed in Patent Document 4 has a problem that the detection accuracy of respiratory abnormality is still low in addition to the above problems.
- the vascular pulse wave measurement system disclosed in Patent Document 7 is: An optical probe including a light emitting element that emits light to a blood vessel through the skin, and a light receiving element that receives reflected light from the blood vessel or transmitted light through the blood vessel through the skin; A driving circuit for driving the light emitting element based on an input driving signal;
- a blood vessel pulse wave measurement system that performs blood vessel pulse wave measurement using an optical probe circuit including a detection circuit that converts light received by the light receiving element into an electrical signal and outputs the electrical signal, Measurement means for generating a self-excited oscillation signal from the detection circuit and measuring the self-excited oscillation signal as a vascular pulse wave signal by directly synchronously feeding back the electrical signal as the drive signal to the drive circuit; Control means for controlling an operating point of at least one of the detection circuit and the drive circuit so that the level of the self-excited oscillation signal is substantially maximized.
- the blood vessel pulse wave measurement system disclosed in Patent Document 7 has a problem that the optical probe circuit including the optical probe, the drive circuit, and the detection circuit is relatively large. Further, when a blood pressure measurement device is configured using the optical probe circuit, it is necessary to further include a pressure sensor and a pressure application mechanism, so that the device configuration becomes complicated and the device size increases. there were.
- An object of the present invention is to solve the above-mentioned problems, a blood pressure measuring device that can measure a blood pressure value with high accuracy, and can be configured to have a simpler device configuration and a significantly smaller device size as compared with the prior art. It is to provide a method.
- the blood pressure measurement device is: A first pressure sensor that is provided through the skin on the blood vessel and detects a pressure change of the pulse wave flowing through the blood vessel and measures it as a voltage value of the blood vessel pulse wave signal; A pressure application mechanism capable of controlling the pressure value to be applied; Provided in the vicinity of the first pressure sensor, the pressure value is calibrated in advance, and the pressure value when the stress is applied to the blood vessel via the second pressure sensor and the skin by the pressure application mechanism is detected.
- a second pressure sensor that A blood pressure measuring device comprising control means for measuring a maximum blood pressure value and a minimum blood pressure value based on the vascular pulse wave signal and the detected pressure value,
- the control means applies pressure to the blood vessel by applying pressure to the blood vessel via the second pressure sensor and the skin by the pressure application mechanism and stops measuring the blood vessel pulse wave signal.
- the vascular pulse wave signal is measured after stopping, the pressure value of the second pressure sensor immediately before that is measured as the maximum blood pressure value, and then the pressure value is further reduced and the voltage value of a predetermined steady pulse wave
- the pressure value of the second pressure sensor at that time is measured as the minimum blood pressure value.
- the control means includes (1) When the blood vessel pulse wave signal is measured, based on the voltage value of the blood vessel pulse wave signal measured by the first pressure sensor, the maximum voltage value and the minimum voltage value in the pressure change of the pulse wave are A pre-measurement process of a stationary pulse wave for measuring one beat time; (2) Next, when the pressure application mechanism no longer measures the blood vessel pulse wave signal by applying stress to the blood vessel via the second pressure sensor and the skin through the pressure application mechanism, pressurization is performed.
- control means may be configured to reduce the pressure value by stepwise reducing the pressure value stepwise in at least one of the first pressure reduction process and the third pressure reduction process.
- the pressure application mechanism is controlled so as to perform the following.
- control means executes the pressure reduction by the step pressure reduction method in synchronization with the vascular pulse wave signal.
- the blood pressure measurement device further includes a clock recovery circuit that recovers a clock from the vascular pulse wave signal, The control means executes the pressure reduction in the step pressure reduction method in synchronization with the vascular pulse wave signal based on the regenerated clock.
- the second decompression speed is set to be faster than the first and third decompression speeds.
- control means controls the pressure application mechanism so that the second pressure reduction process is performed so that the pressure value is linearly reduced with respect to time by a linear pressure reduction method.
- the first and second pressure sensors are MEMS pressure sensors that detect a pressure change of a pulse wave flowing through the blood vessel as a resistance value change.
- the first pressure sensor is An optical probe including a light emitting element that emits light to a blood vessel through the skin, and a light receiving element that receives reflected light from the blood vessel or transmitted light through the blood vessel through the skin; A driving circuit for driving the light emitting element based on an input driving signal; An optical sensor comprising an optical probe circuit including a detection circuit that converts the light received by the light receiving element into an electrical signal and outputs the electrical signal;
- the second pressure sensor is a MEMS pressure sensor that detects a pressure change of a pulse wave flowing in the blood vessel as a resistance value change.
- a blood pressure measurement device A first pressure sensor having a pressure value calibrated in advance and provided through the skin on the blood vessel to detect a pressure change of the pulse wave flowing in the blood vessel and measuring it as a voltage value of the blood vessel pulse wave signal; A pressure application mechanism capable of controlling the pressure value to be applied; Provided in the vicinity of the first pressure sensor, the pressure value is calibrated in advance, and the pressure value when the stress is applied to the blood vessel via the second pressure sensor and the skin by the pressure application mechanism is detected.
- a second pressure sensor that A blood pressure measuring device comprising control means for measuring a maximum blood pressure value and a minimum blood pressure value based on the vascular pulse wave signal and the detected pressure value
- the control means includes (1) When the blood vessel pulse wave signal is measured, based on the voltage value of the blood vessel pulse wave signal measured by the first pressure sensor, the maximum voltage value and the minimum voltage value in the pressure change of the pulse wave are And measuring the maximum pressure value and the minimum pressure value respectively corresponding to the maximum voltage value and the minimum voltage value based on the maximum voltage value, the minimum voltage value, and a predetermined calibration value. Processing, (2) Next, when the pressure application mechanism no longer measures the blood vessel pulse wave signal by applying stress to the blood vessel via the second pressure sensor and the skin through the pressure application mechanism, pressurization is performed.
- control means further measures one beat time in the pressure change of the pulse wave based on the voltage value of the blood vessel pulse wave signal measured by the first pressure sensor,
- the first decompression speed is set to be inversely proportional to the measured one beat time.
- control means controls the pressure application mechanism so that the pressure value is lowered stepwise by the step pressure reduction method in the first pressure reduction process to perform the pressure reduction.
- control means executes the pressure reduction by the step pressure reduction method in synchronization with the vascular pulse wave signal.
- the blood pressure measurement device further includes a clock recovery circuit that recovers a clock from the vascular pulse wave signal, The control means executes the pressure reduction in the step pressure reduction method in synchronization with the vascular pulse wave signal based on the regenerated clock.
- the first and second pressure sensors are MEMS pressure sensors that detect a pressure change of a pulse wave flowing in the blood vessel as a resistance value change.
- the pressure application mechanism is a pressure actuator that applies a predetermined pressure to the blood vessel via the first and second pressure sensors and the skin.
- the pressure application mechanism includes a pair of five first to fifth uniaxial joints having fixed uniaxial joints at both ends and a pair of adjacent ones of the five uniaxial joints.
- a five-joint link mechanism comprising four links connecting a single-axis joint;
- the first and second pressure sensors are provided at the third joint,
- the measuring means moves the position of the third uniaxial joint by rotating the uniaxial joints at both ends, so that the five-joint link mechanism is moved from the third uniaxial joint to the first and second pressures.
- a predetermined pressure is applied to the blood vessel through the sensor and the skin.
- a blood pressure measurement method comprises: A first pressure sensor that is provided through the skin on the blood vessel and detects a pressure change of the pulse wave flowing through the blood vessel and measures it as a voltage value of the blood vessel pulse wave signal; A pressure application mechanism capable of controlling the pressure value to be applied; Provided in the vicinity of the first pressure sensor, the pressure value is calibrated in advance, and the pressure value when the stress is applied to the blood vessel via the second pressure sensor and the skin by the pressure application mechanism is detected.
- a second pressure sensor that A blood pressure measurement method for a blood pressure measurement device comprising a control means for measuring a maximum blood pressure value and a minimum blood pressure value based on the vascular pulse wave signal and the detected pressure value
- the control means includes When pressure is applied to the blood vessel via the second pressure sensor and the skin by the pressure application mechanism to pressurize and the blood vessel pulse wave signal is not measured, the pressurization is stopped and then the pressure is reduced. Thereafter, when the vascular pulse wave signal is measured, the pressure value of the second pressure sensor immediately before that is measured as the maximum blood pressure value, and then the pressure is further reduced, and the vascular pulse wave having a predetermined steady-state pulse wave voltage value. When the signal is measured, the step of measuring the pressure value of the second pressure sensor at that time as the minimum blood pressure value is executed.
- the measurement means includes: (1) When the blood vessel pulse wave signal is measured, based on the voltage value of the blood vessel pulse wave signal measured by the first pressure sensor, the maximum voltage value and the minimum voltage value in the pressure change of the pulse wave are A pre-measurement process of a stationary pulse wave for measuring one beat time; (2) Next, when the pressure application mechanism no longer measures the blood vessel pulse wave signal by applying stress to the blood vessel via the second pressure sensor and the skin through the pressure application mechanism, pressurization is performed.
- a blood pressure measurement method comprises: A first pressure sensor having a pressure value calibrated in advance and provided through the skin on the blood vessel to detect a pressure change of the pulse wave flowing in the blood vessel and measuring it as a voltage value of the blood vessel pulse wave signal; A pressure application mechanism capable of controlling the pressure value to be applied; Provided in the vicinity of the first pressure sensor, the pressure value is calibrated in advance, and the pressure value when the stress is applied to the blood vessel via the second pressure sensor and the skin by the pressure application mechanism is detected.
- a second pressure sensor that A blood pressure measurement method for a blood pressure measurement device comprising a control means for measuring a maximum blood pressure value and a minimum blood pressure value based on the vascular pulse wave signal and the detected pressure value,
- the control means includes (1) When the blood vessel pulse wave signal is measured, based on the voltage value of the blood vessel pulse wave signal measured by the first pressure sensor, the maximum voltage value and the minimum voltage value in the pressure change of the pulse wave are And measuring the maximum pressure value and the minimum pressure value respectively corresponding to the maximum voltage value and the minimum voltage value based on the maximum voltage value, the minimum voltage value, and a predetermined calibration value.
- blood pressure values can be measured with a very simple calibration and with high accuracy using pulse wave waveform data as compared with the prior art.
- FIG. 1 is a block diagram illustrating a configuration of a vascular pulse wave measurement system according to a first embodiment of the present invention. It is a side view which shows the detailed structure of the pulse wave and pressure detection application apparatus 20 of FIG. It is a side view which shows operation
- FIG. 4 is a plan view showing an arrangement configuration of a plurality of N unit sensor circuits 31-1 to 31-N constituting the MEMS pressure sensor 30 of FIGS. 2 and 3. It is a circuit diagram which shows the circuit structure of the MEMS pressure sensor 30 of FIG.
- FIG. 2 It is a front view which shows an example at the time of attaching the pulse wave and pressure detection application apparatus 20 of FIG.2 and FIG.3 to the radial artery part 7 of a to-be-measured person's wrist. It is a front view which shows an example at the time of attaching the pulse wave and pressure detection application apparatus 20 of FIG.2 and FIG.3 to the to-be-measured person's fingertip 9.
- FIG. It is a graph which shows the maximum voltage value Vmax and the minimum voltage value Vmin of the pulse wave voltage value measured by the vascular pulse wave measurement system of FIG. It is a graph which shows the maximum blood pressure value Pmax and the minimum blood pressure value Pmin of the blood pressure value corresponding to the pulse wave voltage value measured by the vascular pulse wave measurement system of FIG.
- 2 is a graph showing a pulsation waveform measured by the vascular pulse wave measurement system of FIG. 1 converted into a blood pressure waveform.
- 2 is a graph showing an operation of processing a pulsation waveform using a moving average method in the vascular pulse wave measurement system of FIG. 1.
- A is a graph which shows an example of the various signal waveforms at the time of a certain person's awakening measured by the vascular pulse wave measurement system of FIG. 1,
- (b) is measured by the vascular pulse wave measurement system of FIG.
- A is a figure which models and shows the change of the maximum blood pressure value Pmax at the time of awakening
- (b) is a figure which models and shows the change of the maximum blood pressure value Pmax at the time of apnea.
- It is a flowchart which shows the blood pressure value calibration process performed by the blood pressure value calibration process module 52 of the apparatus controller 50 of FIG. 6 is a flowchart showing blood vessel pulse wave measurement executed by a blood vessel pulse wave measurement processing module 51 of the apparatus controller 50 of FIG. 1.
- FIG. 20 is a timing chart of blood pressure measurement processing executed by the blood pressure measurement device of FIG. 19.
- FIG. 20 is a timing chart of blood pressure measurement processing executed by the blood pressure measurement device of FIG. 19.
- FIG. 20 is a block diagram showing a configuration of a circuit for generating a decompression step instruction signal from a vascular pulse wave signal in the blood pressure measurement device of FIG. 19. It is a timing chart of the blood-pressure measurement process performed by the blood-pressure measurement apparatus which concerns on the modification of 2nd Embodiment. It is a flowchart of the blood-pressure measurement process performed by the apparatus controller 50 (FIG. 1) of the blood-pressure measuring apparatus which concerns on the modification of 2nd Embodiment.
- FIG. 26 is a circuit diagram showing a configuration of the optical probe circuit 120 in FIG. 25.
- symbol is attached
- the pulse wave of a human blood vessel will be described as a measurement target.
- any pulse wave of a blood vessel of a living body may be used, and an animal other than a human can be targeted.
- measurement of pulse, maximum blood pressure, and minimum blood pressure will be described as blood vessel pulse wave measurement.
- any other measurement may be used as long as measurement is performed using a blood vessel pulsation waveform.
- the measurement corresponding to the blood flow volume may be performed from the integral value of the pulse waveform, and the measurement for evaluating the flexibility of the blood vessel may be performed from the differential value of the pulsation waveform.
- the materials, shapes, etc. described below are examples, and these contents may be appropriately changed according to the purpose of use.
- FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a vascular pulse wave measurement system according to the first embodiment of the present invention.
- FIG. 2 is a side view showing a detailed configuration of the pulse wave and pressure detection application device 20 of FIG.
- FIG. 1 although not a component of the vascular pulse wave measurement system 10, a subject 6 to be measured for measuring blood pressure or the like is shown. In the following drawings, the illustration of the skin of the person to be measured 6 is omitted.
- the vascular pulse wave measurement system 10 according to the present embodiment is a compression cuff method for measuring Korotkoff sounds that is conventionally used, or a catheter connected with a pressure sensor is inserted into an artery to invade the pressure inside the blood vessel.
- the MEMS Micro Electro Mechanical Systems
- the pulse wave and pressure detection application device 20 Is a system for acquiring a pulsation waveform of a blood vessel and measuring a pulse wave, and in particular, a MEMS pressure sensor 30 for measuring pressure, a Wheatstone bridge circuit 15 (FIG. 5), and a 5-joint link mechanism which is a pressure application mechanism.
- 21 is characterized in that blood pressure is measured using a pulse wave and pressure detection application device 20 provided with 21.
- a pulse wave and pressure detection and application device 20 provided with a MEMS pressure sensor 30 and a five-joint link mechanism 21 which is a pressure application mechanism attached to a site suitable for acquiring pulsation of a blood vessel of the person to be measured 6;
- a voltage amplifier 32 that amplifies the output voltage Vout from the MEMS pressure sensor 30 of the pulse wave and pressure detection application device 20;
- an A / D converter 33 for A / D converting the output voltage from the voltage amplifier 32 into digital data and outputting the digital data to the device controller 50;
- D a control signal line 34 for outputting control signals Sc1 and Sc2 (preferably a stepping pulse signal) from the device controller 50 to the stepping motors M1 and M2 of the five-joint link mechanism 21;
- a control device such as a digital computer including an internal memory 50m, which includes a blood vessel pulse wave measurement processing module 51, a blood pressure value calibration processing module 52, and a sleep state determination processing
- the digital data from the device 33 is processed to generate vascular pulse wave data, and blood pressure value calibration processing (FIG. 13), vascular pulse wave measurement processing (FIG. 14) and sleep state determination processing (FIG. 13) are performed on the vascular pulse wave data.
- an output voltage signal (AC) from the MEMS pressure sensor 30 of the pulse wave and pressure detection application device 20 is output to the device controller 50 via an amplifier 32 and an A / D converter 33.
- the AC output voltage Vout from the MEMS pressure sensor 30 changes, that is, the output voltage Vout changes corresponding to the change in pulsation.
- the pressure applied to the blood vessel is measured by measuring the time average value (time integral value) of the output voltage Vout from the MEMS pressure sensor 30. .
- the pulse wave and pressure detection application device 20 includes, for example, an integrated MEMS pressure sensor 30 and a 5-joint link mechanism 21 including two stepping motors M1 and M2. Compared to the above, it can be configured with a simpler configuration and with a smaller size. When blood pressure is not measured only by pulse wave measurement, the five-joint link mechanism 21 is unnecessary and becomes extremely smaller.
- FIG. 2 is a side view showing a detailed configuration of the pulse wave and pressure detection application device 20 of FIG. 1
- FIG. 3 is a diagram of a five-joint link mechanism 21 that is a pressure application mechanism of the pulse wave and pressure detection application device 20 of FIG. It is a side view which shows operation
- the pulse wave and pressure detection application device 20 includes a five-joint link mechanism 21 having two stepping motors M1 and M2 and a MEMS pressure sensor 30 attached to the tip of the joint J3. Is done.
- the five-joint link mechanism 21 includes five uniaxial joints J1 to J5 and linear bar-shaped links L1 to L4 that connect a pair of adjacent joints of the joints J1 to J5.
- the joint J1 whose position is fixed is connected to the joint J2 via the link L1
- the joint J2 is connected to the joint J3 via the link L2.
- the joint J3 is connected to the joint J4 via the link L3, and the joint J4 is connected to the joint J5 whose position is fixed via the link L4.
- the links L1 to L4 preferably have the same length as each other, or preferably the links L1 and L4 have the same length as each other and the links L2 and L3 have the same length as each other.
- the housing 22 has bearing holes 22a and 22b which are separated by a predetermined distance and are parallel to each other, and the axis of the joint J1 is inserted into the bearing hole 22a so as to be rotatable around an axis parallel to Z perpendicular to the XY plane.
- the shaft of the joint J5 is inserted into the bearing hole 22b so as to be rotatable around an axis parallel to Z perpendicular to the XY plane.
- the axis of the joint J1 is connected to the rotation axis of the stepping motor M1, and the axis of the joint J5 is connected to the rotation axis of the stepping motor M2.
- control signals Sc1 and Sc2 received from the device controller 50 via the control signal line 34 are applied to the stepping motors M1 and M2.
- the five-joint link mechanism 21 including the stepping motors M1 and M2, the casing 22, and the MEMS pressure sensor 30 are covered with a device cover case (not shown) such as a flexible resin.
- the joint J3 is moved via the MEMS pressure sensor 30 directly above the radial artery 7 of the wrist of the person to be measured or the blood vessel 8 of the fingertip 9 and the stress 21f is applied.
- the five-joint link mechanism 21 is controlled using the following control signals Sc1 and Sc2. Note that the relationship between the rotational positions of the stepping motors M1 and M2 and the position of the joint J3 is measured in advance and managed and stored by the device controller 50, and when the predetermined control signals Sc1 and Sc2 are output from the initial setting position. The rotational position is also managed and stored.
- Initial setting control signals Sc1 and Sc2 for setting the positions of the joint J3 and the MEMS pressure sensor 30 to predetermined initial setting positions (for example, the positions in FIG. 2).
- the positions of the joint J3 and the MEMS pressure sensor 30 are moved in the ⁇ Y direction by a predetermined distance, and the pressure is applied to the radial artery portion 7 or the fingertip 9 of the subject's wrist by increasing the predetermined pressure width.
- the pressurization speed can be changed by the pressure increase control signals Sc1 and Sc2, and the pressure value can be changed, for example, linearly or stepwise (stepwise) with respect to time.
- the position of the joint J3 and the MEMS pressure sensor 30 is moved in the Y direction by a predetermined distance, and applied to the radial artery portion 7 or the fingertip 9 of the subject's wrist by decreasing and reducing the pressure by a predetermined pressure range.
- the pressure reduction degree can be changed by the pressure lowering control signals Sc1 and Sc2, and the pressure value can be changed, for example, linearly or stepwise (stepwise) with respect to time.
- the MEMS pressure sensor 30 may be fixed using a cuff, an adhesive sheet, or an adhesive tape. It may be fixed.
- FIG. 4 is a plan view showing an arrangement of a plurality of N unit sensors 31-1 to 31-N constituting the MEMS pressure sensor 30 of FIGS. 2 and 3
- FIG. 5 is a plan view of the MEMS pressure sensor 30 of FIG. It is a circuit diagram which shows a circuit structure.
- a MEMS pressure sensor 30 is a device in which mechanical element parts, pressure sensors, actuators, and electronic circuits are integrated on a substrate such as a silicon substrate, a glass substrate, or an organic material substrate as shown below.
- a plurality of N unit sensor circuits 31-1 to 31-N are arranged in a plurality of plurality of two-dimensional arrangement shapes such as 8 ⁇ 8, and more preferably integrated. Is done.
- the unit sensor circuit 31-1 includes a DC voltage source 11 having a DC voltage Vin, and a Wheatstone bridge circuit 15 including resistors R1 to R3 and a MEMS sensor resistor 12 having a resistance value Rx. .
- each resistance value is preferably set so as to be in an equilibrium state according to the following equation.
- the other unit sensor circuits 31-2 to 31-N are configured in the same manner as the unit sensor circuit 31-1.
- the output voltages from the unit sensor circuits 31-1 to 31-N are Vo1 to VoN, respectively, and the output voltages Vo1 to VoN from the unit sensor circuits 31-1 to 31-N are connected in series to output voltage. Vout is obtained.
- the resistance value Rx of the MEMS sensor resistor 12 of the MEMS pressure sensor 30 changes depending on the applied pressure, the amount of change is detected by the Wheatstone bridge circuit 15, and the output voltage changes corresponding to the amount of pressure change. Vout is obtained.
- the output voltages Vo1 to VoN from the unit sensor circuits 31-1 to 31-N are connected in series to obtain the output voltage Vout.
- the output voltage Vout may be obtained by connection, or a predetermined calculated value such as an average value of the output voltages Vo1 to VoN may be calculated to obtain the output voltage Vout.
- a plurality of N unit sensor circuits 31-1 to 31-N are used.
- the present invention is not limited to this, and a single unit sensor circuit may be used.
- FIG. 6 is a front view showing an example when the pulse wave and pressure detection and application device 20 of FIGS. 2 and 3 is attached to the radial artery portion 7 of the wrist of the person to be measured.
- the pulse wave measurement and blood pressure measurement can be performed by attaching the pulse wave and pressure detection and application device 20 of FIGS. 2 and 3 to the radial artery portion 7 of the wrist of the measurement subject.
- FIG. 7 is a front view showing an example when the pulse wave and pressure detection application device 20 of FIGS. 2 and 3 is attached to the fingertip 9 of the person to be measured. As shown in FIG. 7, the pulse wave measurement and blood pressure measurement can be performed by attaching the pulse wave and pressure detection application device 20 of FIGS. 2 and 3 to the fingertip 9 of the measurement subject.
- FIG. 8A is a graph showing the maximum voltage value Vmax and the minimum voltage value Vmin of the pulse wave voltage value (for example, the output voltage value of the voltage amplifier 30) measured by the blood vessel pulse wave measurement system of FIG.
- the pulse wave voltage value periodically changes according to the change in pulsation, takes the maximum voltage value Vmax and the minimum voltage value Vmin, and the time between two adjacent minimum voltage values Vmin.
- the period is defined as a time period Tint.
- FIG. 8B is a graph showing the maximum blood pressure value Pmax and the minimum blood pressure value Pmin of the blood pressure value corresponding to the pulse wave voltage value measured by the blood vessel pulse wave measurement system of FIG.
- the blood pressure value periodically changes in the same manner as the pulse wave voltage value of FIG. 8A according to the change in pulsation, and takes the maximum blood pressure value Pmax and the minimum blood pressure value Pmin.
- the conversion between FIG. 8A and FIG. 8B can be performed with a conversion formula (which may be a conversion table) generated by the blood pressure value calibration processing of FIG. 19 as described with reference to FIG. 8C. .
- FIG. 8C is a graph showing the conversion from the pulse wave voltage value measured by the blood vessel pulse wave measurement system of FIG. 1 to the blood pressure value.
- the correlation between the pulse wave voltage value and the blood pressure value obtained by the vascular pulse wave measurement system in FIG. 1 is associated with each measurement condition for each measurement condition and is converted into a conversion formula (or conversion table). It is stored in the internal memory 50m of the controller 50.
- FIG. 9 is a graph showing the pulsation waveform measured by the vascular pulse wave measurement system of FIG. 1 converted into a blood pressure waveform.
- the display of the pulse wave waveform of FIG. 9 can be obtained by converting the output voltage waveform into a blood pressure waveform.
- FIG. 10 is a graph showing the operation of processing the pulsation waveform using the moving average method in the vascular pulse wave measurement system of FIG.
- FIG. 10 it is a figure which shows a mode that a smooth pulsation waveform is produced
- the horizontal axis represents time and the vertical axis represents pulse wave voltage, and the state of change of the pulse wave voltage at each sampling time is shown.
- the horizontal axis is time, and the origin position and the like are aligned with FIG.
- the vertical axis represents the moving average value b of the data at each sampling time in FIG.
- the moving average value is set for five data.
- the moving average value bi at the sampling time i can be calculated using the following equation (2).
- the moving average value bi can be calculated immediately, and real-time processing is possible. Note that the number of data used for the moving average need not be five.
- FIG. 11A is a graph showing an example of various signal waveforms at the time of a certain person's awakening measured by the vascular pulse wave measurement system of FIG. 1, and FIG. 11B is a vascular pulse wave measurement of FIG. It is a graph which shows an example of the various signal waveforms at the time of apnea of a certain subject measured by the system.
- each measurement waveform at awakening is as follows.
- R-EOG A1 An electrooculogram waveform measured by a known electrooculometer.
- B Chin-Ref: the amount of jaw displacement measured by a known jaw movement measuring device.
- C Electrocardiogram: An electrocardiogram waveform measured by a known electrocardiograph.
- D Electromyogram: EMG waveform measured by a known electromyograph.
- E Snoring: A snoring sound measured by a small microphone.
- Respiration waveform a respiration waveform when the pressure sensor detects a change in pressure under the body accompanying the respiration of the measurement subject and measures the respiration waveform.
- G SpO2: blood oxygen saturation measured by a known pulse oximeter.
- H This system: a pulse wave waveform measured by the blood vessel pulse wave measurement system according to this embodiment.
- each measurement waveform at the time of apnea is as follows.
- R-EOG A1 An electrooculogram waveform measured by a known electrooculometer.
- B Chin-Ref: the amount of jaw displacement measured by a known jaw movement measuring device.
- C Electrocardiogram: An electrocardiogram waveform measured by a known electrocardiograph.
- D Electromyogram: EMG waveform measured by a known electromyograph.
- E Snoring: A snoring sound measured by a small microphone.
- Respiration temperature sensor Respiration temperature measured by a temperature sensor provided at the mouth.
- Respiratory pressure This is a respiratory pressure waveform when the pressure sensor detects a change in pressure under the body accompanying the breathing of the measurement subject and measures the respiratory waveform.
- Thoracic variation Thoracic variation measured by a stress sensor that measures changes in the subject's thorax.
- Abdominal variation An abdominal variation measured by a stress sensor that measures a change in the abdomen of the measurement subject.
- SpO2 blood oxygen saturation measured by a known pulse oximeter.
- K This system: a pulse wave waveform measured by the blood vessel pulse wave measurement system according to this embodiment.
- the data in FIG. 11 measured by the vascular pulse wave measurement system according to the present embodiment includes a lot of information that has not been understood by conventional measurement apparatuses.
- FIG. 11 (a) while normal REM sleep is in progress, there are two wakefulness responses in the recorded 120 seconds, and the pulse pressure rises a little at the start of the wakefulness response, and then shows a sharp drop. ing. Increased sympathetic nerve activity due to arousal response, temporary increase in peripheral vascular resistance, and subsequent decrease in pulse pressure due to reflex vasodilation were observed, and changes in pulse pressure in normal sleep are synchronized with arousal response on EEG it is conceivable that. This is considered to enable sleep evaluation with a small vascular pulse wave measurement system that does not measure brain waves.
- the maximum blood pressure value Pmax rises more slowly than when apnea, and then repeats that during REM awakening. I understand. It can also be seen that during apnea, the maximum blood pressure value Pmax rises earlier than when REM awakens, then falls and repeats.
- FIG. 12 (a) is a diagram showing a change in the maximum blood pressure value Pmax during awakening
- FIG. 12 (b) is a diagram showing a model showing the change in the maximum blood pressure value Pmax during apnea.
- the change period Tar of the maximum blood pressure value Pamx at the time of REM awakening is longer than that at the time of apnea
- the origin S It can be seen that the rising inclination angle ⁇ ar of the maximum blood pressure value Pmax at the time of REM awakening is smaller than that at the time of apnea.
- FIG. 13 shows the blood pressure executed by the blood pressure value calibration processing module 52 of the device controller 50 of FIG. 1 for calibrating the maximum blood pressure value and the minimum blood pressure value using the same principle as the cuff compression method according to the prior art. It is a flowchart which shows a value calibration process.
- step S11 initial setting control signals Sc1 and Sc2 are output to the stepping motors M1 and M2.
- step S11 a pulse wave signal is detected using the MEMS pressure sensor 30, and a time period Tint (see FIG. 8A) of two minimum voltage values adjacent to each other in time of the pulse wave signal is calculated.
- step S12 It is determined whether or not the time period Tint is within a predetermined threshold range (that is, whether or not a pulse wave signal is detected). If YES, the process proceeds to step S13, whereas if NO Returns to step S11.
- the predetermined threshold range of the time period Tint is a determination range of whether or not a pulse wave signal is detected, and the threshold range is an experience value, for example, 0.2 seconds ⁇ Tint ⁇ 2 seconds. It is. If the time period Tint is within the threshold range, it is determined that a pulse wave has been detected. In step S13, it is determined that the pulse wave of the person to be measured 6 has been detected, and pressure increase control signals Sc1 and Sc2 are output to the stepping motors M1 and M2 in order to increment by a predetermined differential pressure. In step S14, it is determined whether or not the time period Tint is within a predetermined threshold range (that is, whether or not a pulse wave signal is detected). If NO, the process proceeds to step S15. On the other hand, if YES, the process returns to step S13.
- step S15 it is determined that the pulse wave of the person to be measured 6 is no longer detected, and the maximum voltage value within one cycle period of the pulse wave signal before the sampling timing immediately before the sampling timing that is no longer detected is determined.
- the maximum blood pressure value voltage is stored in the internal memory 50m, and the detected pressure value of the MEMS pressure sensor 30 is stored in the internal memory 50m as the maximum blood pressure value.
- step S16 pressure decrease control signals Sc1, Sc2 are output to the stepping motors M1, M2 in order to decrement by a predetermined differential pressure.
- step S17 it is determined whether or not the time period Tint is within a predetermined threshold range (that is, whether or not a pulse wave signal is detected). If YES, the process proceeds to step S18.
- step S18 it is determined that the pulse wave of the person to be measured 6 has been detected, and the minimum voltage value within one cycle period of the pulse wave signal immediately after the detected sampling timing is stored in the internal memory 50m as the minimum blood pressure value voltage.
- the detected pressure value of the MEMS pressure sensor 30 is stored in the internal memory 50m as the minimum blood pressure value.
- step S19 as described with reference to FIG. 8C, based on the maximum blood pressure value voltage stored in the internal memory 50m, the corresponding maximum blood pressure value and the minimum blood pressure value voltage, and the corresponding minimum blood pressure value. Then, a conversion formula (or blood pressure conversion table) indicating conversion from the voltage value to the blood pressure value is generated using the linear approximation method, and is stored in the internal memory 50m, and the processing ends.
- step S13 it is determined that the pulse wave of the person to be measured 6 has been detected, and the MEMS pressure sensor 30 is used with the fingertip 9 against a human subject such as a subject without using the 5-joint link mechanism 21 that is a pressure application mechanism.
- a message instructing to press the top of the LCD is displayed on an LCD display (not shown) or the like. At this time, the person presses with the fingertip 9.
- step S16 it is determined that the pulse wave of the person to be measured 6 is no longer detected, and the stress at the fingertip 9 is relaxed against a human subject such as a subject without using the 5-joint link mechanism 21 which is a pressure application mechanism.
- a message for instructing to decrease is displayed on an LCD display (not shown) or the like.
- the human releases the pressure on the fingertip 9.
- the five-joint link mechanism 21 that is a pressure application mechanism
- a human fingertip 9 such as a person to be measured can be substituted.
- vascular pulse wave measurement system by using the apparatus of only the pulse wave and pressure detection application device 20 or the MEMS pressure sensor 30 of FIG. 2 described above and the blood pressure value calibration process of FIG. Calibration can be performed so that the blood pressure value voltage of the vascular pulse wave signal is converted into a blood pressure value with extremely simple calibration and high accuracy compared to the technology.
- FIG. 14 is a flowchart showing vascular pulse wave measurement executed by the vascular pulse wave measurement processing module 51 of the apparatus controller 50 of FIG.
- step S21 pulse waveform data for the latest five cycles (referred to as voltage value data from the A / D converter 33) is stored in the buffer memory, and in step S22, the pulse waveform data is stored. It is determined whether or not the value is within the calculation range. If YES, the process proceeds to step S23. If NO, the process returns to step S21. In step S23, low-pass filter processing for removing high-frequency noise is performed on the pulse waveform data for the above five cycles, and in step S24, refer to FIG. 10 for the pulsation waveform data after low-pass filter processing.
- step S25 The moving average process using the moving average method described above is executed, and the blood pressure measurement process by converting the voltage value into the blood pressure value using the conversion formula is executed in step S25. Further, in step S26, pulse wave display data is generated using the converted blood pressure value, the pulse wave (real time) is displayed on the display unit 60, and the pulse, maximum blood pressure value, and minimum blood pressure value are calculated and displayed. 60. In step S27, it is determined whether or not the measurement is completed. If YES, the process ends. If NO, the process returns to step S21.
- FIG. 15 is a flowchart showing sleep state determination processing executed by the sleep state determination processing module 53 of the device controller 50 of FIG.
- pulse waveform data for the latest 21 cycles is stored in the buffer memory in step S31, and the converted maximum blood pressure value based on the pulse waveform data for 21 cycles stored in step S32 Using the minimum blood pressure value, the maximum blood pressure values Pmax (1) to Pmax (21) for 21 cycles and the minimum blood pressure values Pmin (1) to Pmin (21) for 21 cycles are calculated, and time t (1) to t (21) is stored in the buffer memory.
- Pulse pressure Pp Pmax (20) -Pmin (20) (5)
- step S34 it is determined whether or not Pmax (21) has decreased by 20% or more with respect to Pmaxave (hereinafter referred to as condition 1). If YES, the process proceeds to step S35, but if NO. Returns to step S31.
- step S35 it is determined whether or not the pulse pressure Pp has decreased by 20% or more with respect to the average value Pmaxave (hereinafter referred to as condition 2). If YES, the process proceeds to step S36 while NO. If so, the process returns to step S31.
- step S36 steps S21 to S25 are shifted and executed for each of the three periods, and conditions 1 and 2 are determined to determine whether or not three periods or more are satisfied continuously.
- step S37 it is determined whether or not the inclination P ′> P′th (a predetermined threshold value, which is a threshold value for identifying the inclination angle ⁇ ar and the inclination angle ⁇ sa in FIG. 12). If YES, the process proceeds to step S38. If NO, the process proceeds to step S39.
- step S38 the subject is determined to be in the “apnea state” and displayed on the display unit 60, and the process proceeds to step S40.
- step S39 the person to be measured is determined to be in the “wake state” and displayed on the display unit 60, and the process proceeds to step S40.
- step S40 it is determined whether or not the measurement is finished. If YES, the process ends. If NO, the process returns to step S31.
- “20 cycles”, “21 cycles”, “20%”, “3 cycles”, etc. are examples, and the present invention is not limited to this.
- “20%” is a predetermined threshold ratio for determination.
- each of the above processes may be realized by software, or a part of them may be realized by a hardware circuit.
- the maximum blood pressure value and the minimum blood pressure value are calibrated by the cuff compression method, but the present invention is not limited to this, and other calibration methods may be used.
- the 5-joint link mechanism 21 is used as a pressure application mechanism that applies pressure to the blood vessel through the skin.
- the present invention is not limited to this, and a known pressure actuator or the like may be used. Good. These modifications will be described below.
- FIG. 16A is a longitudinal sectional view showing a configuration of a pulse wave and pressure detection application device 20A including a pressure actuator 36 and a MEMS pressure sensor 30 according to a first modification of the present invention.
- a pulse wave and pressure detection application device 20A includes a pressure sheet sensor 35 that detects pressure and pulse wave on the blood vessel 8 of the measurement subject, and a pressure actuator 36 that applies pressure to the blood vessel 8 of the measurement subject.
- a predetermined casing 37 using a filler 38 such as urethane.
- the MEMS pressure sensor 30 and the pressure sheet sensor 35 are provided in direct contact with each other. Thereby, the stress of the pressure actuator 36 is applied to the blood vessel 8 through the MEMS pressure sensor 30 and the skin of the measurement subject in the downward direction 36f from the position 36a in FIG. 16A.
- step S10 in the blood pressure value calibration process of FIG. 13, the process of step S10 is deleted, and in step S13, a pressure increase control signal Sc for increasing by a predetermined pressure width is sent from the apparatus controller 50 to the pressure actuator 36. Output to. In step S16, a pressure lowering control signal Sc for lowering by a predetermined pressure width is output from the device controller 50 to the pressure actuator 36.
- Other processes are the same as those in FIG.
- FIG. 16B is a longitudinal sectional view showing a configuration of a pulse wave and pressure detection application device 20B including a MEMS pressure sensor 30 that is pressed by a human fingertip such as a subject according to a second modification of the present invention.
- a stress 9f is applied to the blood vessel 8 through the sensor 30 and the skin of the measurement subject.
- FIG. 17 is a side view showing a configuration of a modification of the pulse wave and pressure detection application device 20 of FIGS. 2 and 3 according to a third modification of the present invention.
- the MEMS pressure sensor 30 is attached to the lower tip of the joint J3, and pressure is applied to the blood vessel 8 such as the wrist in the ⁇ Y direction by the 5-joint link mechanism 21.
- the five-joint link mechanism 21 is arranged upside down, and the MEMS pressure sensor 30 is placed at the lower end of the joint J3 (the opposite side to FIGS. 2 and 3).
- the joint J3 may be applied to the blood vessel 8 such as the wrist in the direction opposite to that in FIGS. 2 and 3 (the ⁇ Y direction in FIG. 17).
- This modification has an advantage that it can be fixed to, for example, a wrist using a cuff on the fixed end side of the five-joint link mechanism 21.
- FIG. 18A is a longitudinal sectional view showing a configuration of a pulse wave and pressure detection application device 20C including a pressure actuator 36 and a MEMS pressure sensor 30 according to a fourth modification of the present invention.
- FIG. 18A is a modification of FIG. 16A.
- a MEMS pressure sensor 30 is provided directly below the pressure actuator 36 in a casing 37 filled with a filler 38, and the pressure actuator 36 is connected to the MEMS pressure sensor 30 via the MEMS pressure sensor 30.
- the pressure 36f is applied to the blood vessel 8, and the MEMS pressure sensor 30 directly detects the pressure 36f from the pressure actuator 36.
- the MEMS pressure sensor 30 is placed in parallel with the pressure actuator 36 in a gel sheet 37A filled with the gel 38A (referred to as a bag-shaped sheet in which the gel 38A can be incorporated).
- a pressure 36f is applied to the blood vessel 8 from the pressure actuator 36 through the gel 38A or directly, and the MEMS pressure sensor 30 applies a part of the pressure 36fa from the pressure actuator 36 to the gel 38A. You may detect indirectly via. In this case, with respect to the partial pressure, how much of the pressure 36f is distributed and applied is measured and calibrated in advance.
- FIG. 18B is a longitudinal sectional view showing a configuration of a pulse wave and pressure detection application device 20D including a MEMS pressure sensor 30 that is pressed by a human fingertip such as a subject according to a fifth modification of the present invention.
- FIG. 18B is a modification of FIG. 16B.
- a MEMS pressure sensor 30 is provided in a casing 37 filled with a filler 38, and the pressure 9f is applied to the blood vessel 8 from the fingertip 9 through the pressing portion 37a.
- the MEMS pressure sensor 30 directly detects the pressure 9f from the fingertip 9.
- a MEMS pressure sensor 30 is provided in the vicinity of the gel sheet 37A filled with the gel 38A, not directly below the pressing portion 37a, and the fingertip 9 passes through the gel 38A.
- the pressure 9f may be directly applied to the blood vessel 8
- the MEMS pressure sensor 30 may indirectly detect the partial pressure 9fa of the pressure 9f from the pressure actuator 36 via the gel 38A. In this case, with respect to the partial pressure, how much of the pressure 36f is distributed and applied is measured and calibrated in advance.
- FIG. 19 is a perspective view when the pulse wave and pressure detection application device 20E used in the blood pressure measurement device according to the second embodiment of the present invention is attached to the radial artery portion 7 of the wrist.
- the pulse wave and pressure detection application device 20E (1) A MEMS pressure sensor 30 that includes the five-joint link mechanism 21 according to the first embodiment and measures a vascular pulse wave signal; (2) Pressure value when stress is applied to the radial artery portion 7 of the wrist by the five-joint link mechanism 21 provided in the vicinity of the MEMS pressure sensor 30 and calibrated in advance and controlled by the device controller 50
- Calibration pressure sensor for example, constituted by a MEMS pressure sensor, a strain pressure sensor, etc. 39, and in the second embodiment, a blood pressure measurement process using these two pressure sensors 30 and 39.
- the 5-joint link mechanism 21 is a pressure application mechanism capable of controlling the pressure value to be applied at a predetermined pressurization speed or pressure reduction speed, and the pressure value is controlled by the device controller 50.
- Other configurations are the same as those of the first embodiment.
- the arrangement of the calibration pressure sensor 39 may be configured so that the pressure can be detected directly or indirectly (similar to FIG. 18A) as long as the stress pressed by the five-joint link mechanism 21 can be detected.
- FIG. 20 is a timing chart of blood pressure measurement processing executed by the blood pressure measurement device of FIG.
- FIG. 21 is a flowchart of blood pressure measurement processing executed by the device controller 50 (FIG. 1) of the blood pressure measurement device of FIG.
- the blood pressure measurement process according to the second embodiment will be described with reference to FIGS. 20 and 21.
- the upper blood vessel pulse wave signal indicates the pulse wave and the output voltage (hereinafter referred to as pulse wave voltage value) Vout from the MEMS pressure sensor 30 of the pressure detection applying device 20E, and the lower pulse pressure is The pulse pressure value Ppre from the calibration pressure sensor 39 is shown.
- step S41 from time t11 the maximum pulse wave voltage value Vmax and the minimum pulse wave are obtained based on the pulse wave voltage value Vout by executing a pre-measurement process for a steady pulse wave.
- it is preferable to increase the accuracy of each of these values by measuring an average value for a plurality of vascular pulse wave signals.
- step S42 the five-joint link mechanism 21 is used to press the radial artery portion 7 of the wrist to a predetermined pressurization speed (the slope of the pressure value during pressurization with respect to time. Also, with respect to time.
- the pressure value slope at the time of decompression is pressurized at a decompression speed), and the pulse wave disappears at time t13 (when the voltage value Vout of the vascular pulse wave signal becomes substantially zero, or the vascular pulse wave signal
- the pressurization process (S42) is executed while the determination process of step S43 is executed until the period Tint of the minimum voltage value Vmin is not within the predetermined threshold.
- step pressure reduction referred to as a step pressure reduction method
- linear pressure reduction method stepwise rather than linear pressure reduction
- the voltage value Vout of the vascular pulse wave signal substantially exceeds 0 and becomes equal to or higher than a measurable unit voltage such as 0.01 V, or the cycle Tint of the minimum voltage value Vmin of the vascular pulse wave signal is a predetermined threshold.
- the pulse pressure value Ppre from the calibration pressure sensor 39 immediately before that is measured as the maximum blood pressure value Pmax and stored in the internal memory 50m (S46). Therefore, since the maximum blood pressure value Pmax is measured with the pressure value fixed for a predetermined period by the step decompression method, the accuracy of measurement of the maximum blood pressure value Vmax can be improved as compared to linear decompression continuously.
- step S45 the decompression process of step S47 is started, and decompression is performed at a predetermined decompression speed Gr2 by, for example, the linear decompression method (the step decompression method may be used, but the linear decompression method can shorten the required time).
- the decompression process is performed for a time period of about 70% to 80% of the time when considering the decompression speed when decompressing from the maximum blood pressure value Pmax to the minimum blood pressure value Pmin.
- the process is changed to the step depressurization method at the depressurization speed Gr3 and the determination process of step S48 is performed.
- step S48 whether or not the pulse wave voltage value Vout of the vascular pulse wave signal has reached the steady voltage amplitude Vd (actually, whether or not Vout has entered Vd ⁇ ⁇ Vd: where ⁇ Vd is It is a minute range.) If “YES” in the step S48, it is determined that the minimum blood pressure is reached at that time, and the pulse pressure value Ppre from the calibration pressure sensor 39 is measured as the minimum blood pressure value Pmin and stored in the internal memory 50m (S49). As described above, the maximum blood pressure value Pmax and the minimum blood pressure value Pmin can be measured and displayed on the display unit 60, for example.
- the calibration value a is calculated and set using the following equation, and stored in the internal memory 50m (FIG. 1) of the apparatus controller 50. By multiplying the pulse wave voltage value Vout by the calibration value a, the blood pressure value can be displayed in real time.
- the decompression speeds Gr1 and Gr3 are changed and set according to the length of one beat time T1 of the vascular pulse wave signal as follows. (1) When the one beat time T1 becomes longer, the decompression speed is reduced. (2) When the 1 beat time T1 is shortened, the decompression speed is increased. That is, the decompression speed is set so that the relationship between the one beat time T1 and the decompression speed is inversely proportional.
- predetermined threshold times T1th1, T1th2 (T1th1> T1th2) and predetermined decompression speed values Grp1, Grp2, Grp3 (Grp1 ⁇ Grp2 ⁇ Grp3) are set,
- T1> T1th1 the decompression speed is set to a predetermined value Grp1.
- the decompression speed is set to a predetermined value Grp2.
- the decompression speed is set to a predetermined value Grp3.
- the maximum blood pressure value Pmax and the minimum blood pressure value Pmin can be measured with higher accuracy than in the prior art by setting the decompression speed according to the length of one pulse time T1 of the vascular pulse wave signal. .
- the device controller 50 no longer measures the vascular pulse wave signal by applying stress to the blood vessel via the calibration pressure sensor 39 and the skin by the 5-joint link mechanism 21 and pressurizing it.
- pressurization is stopped and then the pressure is reduced, and then the vascular pulse wave signal is measured, the pressure value of the calibration pressure sensor 39 immediately before that is measured as the maximum blood pressure value.
- the pressure value of the calibration pressure sensor 39 at that time may be measured as the minimum blood pressure value.
- the preliminary measurement process (S41) and the calculation and setting process (S50) of the calibration value a may not be executed.
- FIG. 22 is a block diagram showing a configuration of a circuit for generating a decompression step instruction signal from a vascular pulse wave signal in the blood pressure measurement device of FIG.
- decompression by two step decompression methods is executed.
- the decompression cycle of the step decompression is synchronized with the cycle of the vascular pulse wave signal.
- the maximum blood pressure value Pmax and the minimum blood pressure value Pmin can be measured with higher accuracy than in the prior art.
- a clock signal synchronized with the vascular pulse wave signal is reproduced by the clock reproduction circuit 71. This is used as a decompression step signal.
- the stepping motors M1 and M2 of the five-joint link mechanism 21 are operated in synchronization with the pressure reduction step signal to perform the pressure reduction processing in steps S44 and S47.
- step pressure reduction is performed when measuring the maximum blood pressure value Pmax and when measuring the minimum blood pressure value Pmin.
- the present invention is not limited to this, and step pressure reduction may be performed only on at least one of them.
- FIG. 23 is a timing chart of blood pressure measurement processing executed by the blood pressure measurement device according to the modification of the second embodiment.
- FIG. 24 is a flowchart of the blood pressure measurement process executed by the device controller 50 (FIG. 1) of the blood pressure measurement device according to the modification of the second embodiment.
- the blood pressure measurement process according to the modification of the second embodiment differs from the blood pressure measurement process according to the second embodiment of FIGS. 21 and 22 in the following points.
- step S50 the minimum blood pressure value Pmin is calculated based on the maximum blood pressure value Pmax. Note that the processing in step S50 is executed in the same manner as in FIG. Hereinafter, the differences will be described in detail.
- step 41A the maximum pulse wave voltage value Vmax, the minimum pulse wave voltage value Vmin, and the steady voltage amplitude Vd using the MEMS pressure sensor 30 in which the calibration value a is calculated in advance (or the pressure value is calibrated in advance).
- the maximum pressure value Pmaxpre and the minimum pressure value Pminpre are calculated using the following equations.
- the calibration value a may be the value calculated in step S50 of the prior blood pressure measurement process, or the calibration value a calculated in the prior calibration process may be used.
- step S51 based on the maximum blood pressure value Pmax measured in step S46 and the maximum pressure value Pmaxpre and the minimum pressure value Pminpre calculated in step S41A, the blood pressure offset value Poffset and the minimum blood pressure value are calculated using the following equations.
- Pmin is estimated and calculated, and the measured maximum blood pressure value Pmax and the estimated and calculated minimum blood pressure value Pmin are output to the display unit 60 and displayed.
- the maximum blood pressure value Pmax and the minimum blood pressure can be calculated faster than in the second embodiment.
- the value Pmin can be measured.
- the maximum blood pressure value Pmax can be measured with high accuracy by setting the decompression step and decompression speed in the decompression process of step S44 in the same manner as in the second embodiment.
- FIG. 25 is a perspective view when the pulse wave and pressure detection application device 20F used in the blood pressure measurement device according to the third embodiment of the present invention is attached to the radial artery portion 7 of the wrist.
- the blood pressure measurement device according to the third embodiment uses an optical probe circuit 120 to measure a vascular pulse wave signal, as compared with the second embodiment of FIG. It is said.
- Other configurations are the same as those of the second embodiment and the modification thereof, and the blood pressure measurement process is executed in the same manner.
- FIG. 26 is a side view showing the configuration of the reflective optical probe 112 in the optical probe circuit 120 of FIG.
- the optical probe 112 is configured by arranging a light emitting element 114 and a light receiving element 116 on a circuit board 118 in a predetermined holding portion 113.
- the holding unit 113 is a member that incorporates a circuit board 118 and that projects the light emitting part of the light emitting element 114 and the light detecting part of the light receiving element 116 on the surface, and is formed by molding an appropriate plastic material, for example.
- a light emitting diode Light Emission Diode: LED
- an infrared LED is used.
- the light receiving element 116 a photodiode or a phototransistor is used.
- the light emitting element 114 and the light receiving element 116 are preferably arranged close to each other, but a structural device such as a light shielding wall is provided so that light from the light emitting element 114 does not directly enter the light receiving element 116. It is preferable to do. Alternatively, lenses may be provided in the light emitting element 114 and the light receiving element 116 to enhance directivity. In the example of FIG. 26, one light emitting element 114 and one light receiving element 116 are provided, but a plurality of light emitting elements 114 and a plurality of light receiving elements 116 may be provided. Further, the light receiving element 116 may be disposed so as to be surrounded by a plurality of light emitting elements 114.
- the optical probe 112 is attached to a site suitable for detecting the pulse of the blood vessel 8 of the measurement subject 6 with an appropriate band, tape, or the like not shown.
- FIG. 26 shows a state in which the optical probe 112 is attached to the radial artery portion 7 of the wrist, but besides this, the brachial artery portion corresponding to the inside of the arm elbow, the fingertip, the vicinity of the heart, etc.
- the optical probe 112 may be attached to this part.
- FIG. 27 is a circuit diagram showing a configuration of the optical probe circuit 120 of FIG.
- the optical probe circuit 120 includes a drive circuit for the light emitting element 114 and a detection circuit for the light receiving element 116, and outputs an output signal from the detection circuit directly to the drive circuit for synchronous feedback. To form a self-excited oscillation circuit.
- a configuration in which the light emitting element 114 and the driving transistor 124 are connected in series between the power supply voltage Vcc and the ground and the base that is the control terminal of the driving transistor 124 is used as a predetermined bias condition is used. It is done. In this configuration, when the input signal to the base of the drive transistor 124 becomes high, the drive transistor 124 is turned on and a drive current flows through the light emitting element 114. As a result, the light emitting element 114 emits light, and the light is emitted toward the blood vessel 8 through the skin.
- the detection circuit for the light receiving element 116 a configuration in which the load resistor 122, the transistor 123, and the light receiving element 116 are connected in series between the positive power supply voltage Vcc and the negative power supply voltage ⁇ Vcc is used. .
- a light current is generated in the light receiving element 116 when the light receiving element 114 receives the reflected light from the blood vessel 8 irradiated by the light of the light emitting element 114 through the skin.
- the magnitude of the photocurrent is output as a signal (output voltage signal) of the output voltage Vout corresponding to the magnitude of the current flowing through the load resistor 122. Since the signal of the output voltage Vout is a self-excited oscillation signal, it is an AC signal.
- the output voltage signal from the optical probe circuit 120 constituting the self-excited oscillation circuit is output to the device controller 50 via the amplifier 30 and the A / D converter 31 as in FIG.
- the light emitting element 114 when light is emitted from the light emitting element 114 by the blood vessel 8 (more precisely, for example, the blood vessel wall of the blood vessel filled with blood containing oxygenated hemoglobin), and the light receiving element 116 receives the reflected light from the blood vessel 8.
- the output voltage signal from the optical probe circuit 120 is the propagation distance of light (the light emitted from the light emitting element 114 is received by the light receiving element 116). Therefore, when the blood vessel 8 changes due to pulsation, the output voltage Vout changes. That is, the output voltage Vout changes corresponding to the change in pulsation. To do.
- the second blood pressure signal is measured using the optical probe circuit 120 and the pulse pressure is measured using the calibration pressure sensor 39.
- the blood pressure measurement process can be executed in the same manner as the embodiment and its modification.
- step decompression and high-speed measurement in the decompression process (calculation and measurement of the minimum blood pressure Pmin based on the maximum blood pressure Pmax in the modification of the second embodiment) It has novelty and inventive step.
- pressure is applied by the five-joint link mechanism 21 to the MEMS pressure sensor 30 of the pulse wave and pressure detection application device 20 ⁇ / b> E.
- the pressure may be applied by the pressure actuator 36 as shown in FIG. 16A.
- pressure is applied by the five joint link mechanism 21 to the optical probe circuit 120 of the pulse wave and pressure detection applying device 20F, but the present invention is not limited to this, and the five joint link mechanism 21 is applied. Instead, pressure may be applied by the pressure actuator 36 as shown in FIG. 16A.
- the blood vessel pulse wave measuring method according to the present invention includes a volume vibration method according to the prior art (for example, see Patent Document 5), a method using ultrasonic waves (for example, see Patent Document 6 and Non-Patent Document 1), and the like.
- a measurement method based on a completely different principle and is a non-invasive measurement method called the “MEMS pressure sensor and Wheatstone bridge method”, which is a combination of the MEMS pressure sensor 30 and the Wheatstone bridge circuit 15.
- the present invention has the following specific effects.
- the present invention is not limited to the vibration of the vascular pulse wave, but the increase in sympathetic nerve activity due to arousal reaction and the temporary increase in peripheral vascular resistance, which could not be obtained by the noninvasive measurement method according to the prior art.
- Changes in baseline (voltage signal DC level) of blood pressure values (pulse signal waveform data) such as pulse pressure drop due to reflex vasodilation and excessive increase in sympathetic nerve activity due to apnea can be measured.
- the blood vessel pulse wave measurement system can be realized by using the pulse wave and pressure detection applying devices 20, 20A, 20B including the MEMS pressure sensor 30 having a simple configuration and extremely small size.
- the blood pressure value voltage of the blood vessel pulse wave signal is calibrated so as to be converted into a blood pressure value with a very simple calibration and high accuracy as compared with the prior art. be able to.
- Non-Patent Document 1 describes the ultrasonic measurement of the intensity (Wave Intensity) of the vascular pulse wave in the arterial system.
- Fig. 2.44 shows the measurement using the ultrasonic echo tracking method in the human common carotid artery.
- the blood vessel diameter change waveform and the blood vessel waveform measured with the catheter tip pressure gauge are shown, and the relationship between the two is not completely similar in the whole cardiac cycle, but can be regarded as similar in a practically sufficient system. In particular, it is almost completely similar in the ejection period when the intensity of the vascular pulse wave (Wave Intensity) is defined.
- a blood vessel diameter change waveform blood vessel pulse wave
- the vascular pulse wave measurement system can be used to measure the state of blood flowing through a blood vessel, such as blood pressure measurement, using the pulsation waveform of the blood vessel.
- Calibration pressure sensor 50: Device controller, 50m ... internal memory, 51. Blood vessel pulse wave measurement processing module, 52. Blood pressure value calibration processing module, 53 ... Sleep state determination processing module, 60 ... display section, 61, 62 ... Pulsation waveform display, 63 ... Display of blood vessel pulse wave measurement value, 71: Clock recovery circuit, 112 ... Optical probe, 113 ... holding part, 114 ... light emitting element, 116: light receiving element, 118 ... circuit board, 120 ... Optical probe circuit, 122 ... load resistance, 124 ... Driving transistor, 125 ... sensor controller, 126 ... Distance selection switch, 127: Element selection switch, 130: Amplifier, J1 ⁇ J5 ... joints, L1-L4 ... link, M1, M2 ... Stepping motors.
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Abstract
第1の圧力センサにより測定された血管脈波信号の電圧値に基づいて、脈波の圧力変化における最大電圧値と最小電圧値と1拍時間とを測定し、圧力印加機構により第2の圧力センサ及び皮膚を介して血管に対して応力を印加して加圧して血管脈波信号を測定しなくなったとき加圧を停止し、血管に対して応力の圧力値を所定の第1の減圧速度で減圧する。血管脈波信号を測定したとき、その直前の第2の圧力センサの圧力値を最大血圧値として測定し、血管に対して応力の圧力値を所定の第2の減圧速度で減圧し、応力の圧力値を所定の第3の減圧速度で減圧し、定常脈波の電圧値を有する血管脈波信号を測定したとき、そのときの第2の圧力センサの圧力値を最小血圧値として測定する。
Description
本発明は、血管脈波測定システムを用いた血圧測定装置及び方法に関し、特に、血管の脈動波形(以下、脈波という。)を取得して血管脈波測定を行う血管脈波測定システムを用いた血圧測定装置及び方法に関する。
物質の特性を評価する技術として振動を用いる方法が知られている。特許文献1には、物質特性の相違は振動の周波数の変化よりも位相の変化が大きいが、位相測定技術の精度が必ずしも高くないことを考慮し位相変化を周波数変化に変換する方法が開示されている。この方法を用いた装置は、物質に振動として超音波を入射する振動子と物質からの反射波を検出する振動検出センサと、振動検出センサの信号出力端に入力端が接続された増幅器と、増幅器の出力端と振動子の入力端との間に設けられ、振動子への入力波形と振動検出センサからの出力波形との間に位相差が生じるときは、周波数を変化させて前記位相差をゼロにシフトする位相シフト回路と、位相差をゼロにシフトさせるための周波数変化量を検出する周波数変化量検出手段とを含むことを特徴とする。
特許文献1の装置においては、具体的には、周波数偏差検出回路を利用した硬さ測定器において、軟質の被測定物から硬質の被測定物までの広い範囲において硬さ情報を正確に測定するために、接触要素、振動子、自励発振回路及びゲイン変化補正回路を備え、自励発振回路は振動子の振動情報を帰還し共振状態にし、ゲイン変化補正回路は自励発振回路に設け、ゲイン変化補正回路は、自励発振回路の中心周波数と異なる中心周波数を有し、周波数の変化に対してゲインを上昇させる。
上記装置では、周波数変化量検出手段において、硬さの相違による位相差をゼロにシフトさせてこれを周波数変化量に変換している。この変換は、周波数に対する反射彼の振幅ゲインと位相の関係を示す基準伝達関数を予め求めておいてこれを用いている。また、振動として超音波振動を用いているが、これを電気回路における電気信号の振動とすることができる。例えば、発光素子を駆動信号で駆動して光を放射し、その光を受光素子で検出し検出信号を発光素子の駆動信号として帰還することで帰還ループを形成するが、この帰還ループを流れる電気信号の振動を用いることができる。
すなわち、発光素子の駆動信号と放射される光信号との間には、発光素子の構造に起因する信号の遅れがあり、同様に受光素子に入射する光信号と受光素子が出力する検出信号との間にも受光素子の構造に起因する信号の遅れがある。従って、発光素子と受光素子とを組み合わせて帰還ループを形成すると、これらの遅れである位相差をゼロにするようにして自励発振が生じる。この帰還ループに特許文献1で開示されている位相シフト回路を設けることで、位相差を周波数差に変換することができる。
そして、発光素子から放射した光を評価対象の物質に当て、その物質から反射した光を受光素子で受けて、上記の帰還ループを形成すると、自励発振回路の周波数は、受光素子と発光素子の構造に起因する遅れと、評価対象の物質の特性に起因する遅れに依存することになる。従って、この帰還ループに位相シフト回路を設け、位相差を周波数毎に変換して周波数差を観察することで、非接触的に、あるいは非侵襲的に、物質特性を測定することができる。
例えば特許文献2には、血圧測定装置として、赤外光を体内に送波し体内における反射波を受波するセンサユニットと、受波した反射波に基づく電気信号を送波部に帰還して自励発振する自励発振回路とを備え、自励発振回路には周波数の変化に対しゲインを変化させ、入力位相と出方位相との間の位相差をゼロに調整して帰還発振を促進するゲイン変化補正回路を含み、このようにして得られる自励発振回路の発振周波数に基づいて血圧を算出することが述べられている。
特許文献2の装置では、血圧の測定を精度良く行いかつ被測定者の負担を軽減するために、送波部は、電気信号を変換して電磁波または超音波例えば赤外光の体内へ送波し、受波部は、体内における反射波を受波して電気信号に変換し、周波数測定部により測定された自励発振回路の周波数は、血圧計算部において呼び出された相関パラメータに基づいて血圧値に変換され、表示部においてこの血圧値あるいは血圧波形の表示が逐次実施される。
このように、位相シフト法の技術によれば、発光素子と受光素子とを用いて血管の脈動波形を精度よく求めることができる。ところが、血管の脈動を測定する対象の生体、例えば被測定者は必ずしも測定中に安定した状態を維持していない。発光素子と受光素子とが取り付けられた腕を動かす等のように姿勢を変化させることがあり、また、発光素子と受光素子の取り付け状態が不完全であると、測定中に取り付け状態が変化することがある。
従って、測定中に脈動波形が次第に変化し例えば測定範囲、演算範囲を外れてしまうことが生じ得る。このように脈動波形が測定範囲に対しずれてゆくと正確な血管脈波測定を行うことができない。当該問題点を解決するために、より正確な測定を可能とする血管脈波測定システムを提供するために、本願出願人らは、特許文献3において、以下の血管脈波測定システムを提案した。
特許文献3の血管脈波測定システムは、被測定者の血管の脈動取得に適した部位に取り付けられる光探触子と、光探触子回路を介して光探触子に接続され位相シフト法を用いることで周波数の時間変化として脈動波形を出力する脈動波形出力部と、演算処理部とを備え、演算処理部の浮動中央値設定処理モジュールは周期的な周波数データの最大振幅値が演算範囲に対して予め定めた比率となるように最大振幅値を増幅し、その中央値をその絶対値に関わらず浮動的に演算範囲の中央値に設定する機能を有することを特徴としている。
さらに、特許文献4では、脈波の状態を示す脈波信号に基づいて、脈拍数及び脈拍振幅を求め、これらに基づいて呼吸異常の判定を行う呼吸異常判定手段を備えた呼吸異常検出装置が提案されている。当該装置では、例えば、脈波振幅と単位時間当たりの脈拍数との比に基づいて呼吸異常を検出し、もしくは、呼吸数の変化、脈拍数の変化、血液中の酸素飽和濃度の変化に基づいて呼吸異常を検出することを特徴としている。
しかしながら、上記特許文献1~3で開示された従来技術に係る各装置では、
(a)発光素子と受光素子の取り付け状態の変化に加えて、
(b)例えば手首の橈骨動脈部に取り付けるか、もしくは、指先に取り付けるかの取り付け部位に応じて、
(c)また、例えば同一の橈骨動脈部の部位に取り付けるにしても、痩せた被測定者と、太った被測定者とでその者の皮膚の厚さに応じて、
(d)さらに、例えば血管からの反射光を用いる反射型光探触子を用いるか、もしくは、血管を通過した通過光を用いる通過型光探触子を用いるかの光探触子の種類に応じて、
血管の脈動取得動作がしばしば不安定な状態になり、脈動波形データを取得できない場合が多発して、測定現場ではほとんど全く使いものにならないという問題点があった。
(a)発光素子と受光素子の取り付け状態の変化に加えて、
(b)例えば手首の橈骨動脈部に取り付けるか、もしくは、指先に取り付けるかの取り付け部位に応じて、
(c)また、例えば同一の橈骨動脈部の部位に取り付けるにしても、痩せた被測定者と、太った被測定者とでその者の皮膚の厚さに応じて、
(d)さらに、例えば血管からの反射光を用いる反射型光探触子を用いるか、もしくは、血管を通過した通過光を用いる通過型光探触子を用いるかの光探触子の種類に応じて、
血管の脈動取得動作がしばしば不安定な状態になり、脈動波形データを取得できない場合が多発して、測定現場ではほとんど全く使いものにならないという問題点があった。
また、上記特許文献4で開示された従来技術に係る呼吸異常検出装置では、上記の問題点に加えて、呼吸異常の検出精度がいまだ低いという問題点があった。
これに対して、発光素子から受光素子までの光の伝搬距離が異なる場合であっても、従来技術に比較して簡単な構成で脈動波形データを取得でき、血管脈波測定を行うことができる血管脈波測定システムが特許文献7において開示されている。ここで、特許文献7において開示された血管脈波測定システムは、
皮膚を介して血管に光を放射する発光素子と、上記血管からの反射光又は上記血管を介した透過光を皮膚を介して受光する受光素子とを含む光探触子と、
入力される駆動信号に基づいて上記発光素子を駆動する駆動回路と、
上記受光素子により受光された光を電気信号に変換して出力する検出回路とを備えた光探触子回路を用いて血管脈波測定を行う血管脈波測定システムにおいて、
上記電気信号を上記駆動信号として上記駆動回路に直接に同期帰還することで、上記検出回路から自励発振信号を発生して、当該自励発振信号を血管脈波信号として測定する測定手段と、
上記自励発振信号のレベルが実質的に最大となるように、上記検出回路及び上記駆動回路の少なくとも一方の動作点を制御する制御手段とを備えたことを特徴としている。
皮膚を介して血管に光を放射する発光素子と、上記血管からの反射光又は上記血管を介した透過光を皮膚を介して受光する受光素子とを含む光探触子と、
入力される駆動信号に基づいて上記発光素子を駆動する駆動回路と、
上記受光素子により受光された光を電気信号に変換して出力する検出回路とを備えた光探触子回路を用いて血管脈波測定を行う血管脈波測定システムにおいて、
上記電気信号を上記駆動信号として上記駆動回路に直接に同期帰還することで、上記検出回路から自励発振信号を発生して、当該自励発振信号を血管脈波信号として測定する測定手段と、
上記自励発振信号のレベルが実質的に最大となるように、上記検出回路及び上記駆動回路の少なくとも一方の動作点を制御する制御手段とを備えたことを特徴としている。
社団法人日本生体医工学会編,「血液のレオロジーと血流」,コロナ社,2003年4月25日発行,120~121頁
しかしながら、特許文献7において開示された血管脈波測定システムでは、光探触子、駆動回路及び検出回路を含む光探触子回路が比較的大きいという問題点があった。また、当該光探触子回路を用いて血圧測定装置を構成する場合、圧力センサ及び圧力印加機構をさらに備える必要があるため、装置構成が複雑になるとともにその装置サイズも大きくなるという問題点があった。
本発明の目的は以上の問題点を解決し、従来技術に比較して装置構成が簡単であって装置サイズも大幅に小さくすることができ、しかも高精度で血圧値を測定できる血圧測定装置及び方法を提供することにある。
第1の発明に係る血圧測定装置は、
血管上の皮膚を介して設けられ当該血管に流れる脈波の圧力変化を検出して血管脈波信号の電圧値として測定する第1の圧力センサと、
印加する圧力値を制御可能な圧力印加機構と、
上記第1の圧力センサの近傍に設けられ、圧力値が予め校正されかつ上記圧力印加機構により第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力を印加するときの圧力値を検出する第2の圧力センサと、
上記血管脈波信号及び上記検出される圧力値に基づいて、最大血圧値及び最小血圧値を測定する制御手段とを備える血圧測定装置であって、
上記制御手段は、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力を印加して加圧して上記血管脈波信号を測定しなくなったとき、加圧を停止した後減圧し、その後上記血管脈波信号を測定したとき、その直前の第2の圧力センサの圧力値を最大血圧値として測定し、次いで、さらに減圧し、所定の定常脈波の電圧値を有する血管脈波信号を測定したとき、そのときの第2の圧力センサの圧力値を最小血圧値として測定することを特徴とする。
血管上の皮膚を介して設けられ当該血管に流れる脈波の圧力変化を検出して血管脈波信号の電圧値として測定する第1の圧力センサと、
印加する圧力値を制御可能な圧力印加機構と、
上記第1の圧力センサの近傍に設けられ、圧力値が予め校正されかつ上記圧力印加機構により第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力を印加するときの圧力値を検出する第2の圧力センサと、
上記血管脈波信号及び上記検出される圧力値に基づいて、最大血圧値及び最小血圧値を測定する制御手段とを備える血圧測定装置であって、
上記制御手段は、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力を印加して加圧して上記血管脈波信号を測定しなくなったとき、加圧を停止した後減圧し、その後上記血管脈波信号を測定したとき、その直前の第2の圧力センサの圧力値を最大血圧値として測定し、次いで、さらに減圧し、所定の定常脈波の電圧値を有する血管脈波信号を測定したとき、そのときの第2の圧力センサの圧力値を最小血圧値として測定することを特徴とする。
上記血圧測定装置において、上記制御手段は、
(1)上記血管脈波信号を測定したときに、上記第1の圧力センサにより測定された血管脈波信号の電圧値に基づいて、上記脈波の圧力変化における最大電圧値と最小電圧値と1拍時間とを測定する定常脈波の事前測定処理と、
(2)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力を印加して加圧して上記血管脈波信号を測定しなくなったとき、加圧を停止する加圧処理と、
(3)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力の圧力値を所定の第1の減圧速度で減圧する第1の減圧処理と、
(4)上記第1の減圧処理において上記血管脈波信号を測定したとき、その直前の第2の圧力センサの圧力値を最大血圧値として測定する第1の測定処理と、
(5)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力の圧力値を所定の第2の減圧速度で減圧する第2の減圧処理と、
(6)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力の圧力値を所定の第3の減圧速度で減圧する第3の減圧処理と、
(7)上記第3の減圧処理において上記事前測定処理における定常脈波の電圧値を有する血管脈波信号を測定したとき、そのときの第2の圧力センサの圧力値を最小血圧値として測定する第2の測定処理とを実行し、
少なくとも上記第1及び第3の減圧速度は上記測定された1拍時間に対して反比例するように設定されることを特徴とする。
(1)上記血管脈波信号を測定したときに、上記第1の圧力センサにより測定された血管脈波信号の電圧値に基づいて、上記脈波の圧力変化における最大電圧値と最小電圧値と1拍時間とを測定する定常脈波の事前測定処理と、
(2)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力を印加して加圧して上記血管脈波信号を測定しなくなったとき、加圧を停止する加圧処理と、
(3)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力の圧力値を所定の第1の減圧速度で減圧する第1の減圧処理と、
(4)上記第1の減圧処理において上記血管脈波信号を測定したとき、その直前の第2の圧力センサの圧力値を最大血圧値として測定する第1の測定処理と、
(5)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力の圧力値を所定の第2の減圧速度で減圧する第2の減圧処理と、
(6)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力の圧力値を所定の第3の減圧速度で減圧する第3の減圧処理と、
(7)上記第3の減圧処理において上記事前測定処理における定常脈波の電圧値を有する血管脈波信号を測定したとき、そのときの第2の圧力センサの圧力値を最小血圧値として測定する第2の測定処理とを実行し、
少なくとも上記第1及び第3の減圧速度は上記測定された1拍時間に対して反比例するように設定されることを特徴とする。
また、上記血圧測定装置において、上記制御手段は、上記第1の減圧処理と上記第3の減圧処理のうちの少なくとも1つにおいて、上記圧力値が段階的にステップ減圧法で下降して上記減圧を行うように上記圧力印加機構を制御することを特徴とする。
さらに、上記血圧測定装置において、上記制御手段は、上記ステップ減圧法での減圧を上記血管脈波信号に同期させて実行することを特徴とする。
またさらに、上記血圧測定装置において、上記血管脈波信号からクロックを再生するクロック再生回路をさらに備え、
上記制御手段は、上記ステップ減圧法での減圧を、上記再生されたクロックに基づいて上記血管脈波信号に同期させて実行することを特徴とする。
上記制御手段は、上記ステップ減圧法での減圧を、上記再生されたクロックに基づいて上記血管脈波信号に同期させて実行することを特徴とする。
またさらに、上記血圧測定装置において、上記第2の減圧速度は上記第1及び第3の減圧速度よりも速くなるように設定されることを特徴とする。
また、上記血圧測定装置において、上記制御手段は、上記第2の減圧処理を、リニア減圧法により時間に対して圧力値がリニアに減圧するように上記圧力印加機構を制御することを特徴とする。
さらに、上記血圧測定装置において、上記第1及び第2の圧力センサは、上記血管に流れる脈波の圧力変化を抵抗値変化として検出するMEMS圧力センサであることを特徴とする。
またさらに、上記血圧測定装置において、上記第1の圧力センサは、
皮膚を介して血管に光を放射する発光素子と、上記血管からの反射光又は上記血管を介した透過光を皮膚を介して受光する受光素子とを含む光探触子と、
入力される駆動信号に基づいて上記発光素子を駆動する駆動回路と、
上記受光素子により受光された光を電気信号に変換して出力する検出回路とを備えた光探触子回路を用いて構成された光センサであり、
上記第2の圧力センサは、上記血管に流れる脈波の圧力変化を抵抗値変化として検出するMEMS圧力センサであることを特徴とする。
皮膚を介して血管に光を放射する発光素子と、上記血管からの反射光又は上記血管を介した透過光を皮膚を介して受光する受光素子とを含む光探触子と、
入力される駆動信号に基づいて上記発光素子を駆動する駆動回路と、
上記受光素子により受光された光を電気信号に変換して出力する検出回路とを備えた光探触子回路を用いて構成された光センサであり、
上記第2の圧力センサは、上記血管に流れる脈波の圧力変化を抵抗値変化として検出するMEMS圧力センサであることを特徴とする。
第2の発明に係る血圧測定装置は、
圧力値が予め校正されかつ血管上の皮膚を介して設けられ当該血管に流れる脈波の圧力変化を検出して血管脈波信号の電圧値として測定する第1の圧力センサと、
印加する圧力値を制御可能な圧力印加機構と、
上記第1の圧力センサの近傍に設けられ、圧力値が予め校正されかつ上記圧力印加機構により第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力を印加するときの圧力値を検出する第2の圧力センサと、
上記血管脈波信号及び上記検出される圧力値に基づいて、最大血圧値及び最小血圧値を測定する制御手段とを備える血圧測定装置であって、
上記制御手段は、
(1)上記血管脈波信号を測定したときに、上記第1の圧力センサにより測定された血管脈波信号の電圧値に基づいて、上記脈波の圧力変化における最大電圧値と最小電圧値とを測定し、最大電圧値と最小電圧値と所定の校正値とに基づいて上記最大電圧値及び上記最小電圧値にそれぞれ対応する最大圧力値及び最小圧力値を演算する定常脈波の事前測定演算処理と、
(2)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力を印加して加圧して上記血管脈波信号を測定しなくなったとき、加圧を停止する加圧処理と、
(3)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力の圧力値を所定の第1の減圧速度で減圧する第1の減圧処理と、
(4)上記第1の減圧処理において上記血管脈波信号を測定したとき、その直前の第2の圧力センサの圧力値を最大血圧値として測定する第1の測定処理と、
(5)上記測定された最大血圧値と、上記最大圧力値と、上記最小圧力値とに基づいて、最小血圧値を推定して測定する第3の測定処理とを実行することを特徴とする。
圧力値が予め校正されかつ血管上の皮膚を介して設けられ当該血管に流れる脈波の圧力変化を検出して血管脈波信号の電圧値として測定する第1の圧力センサと、
印加する圧力値を制御可能な圧力印加機構と、
上記第1の圧力センサの近傍に設けられ、圧力値が予め校正されかつ上記圧力印加機構により第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力を印加するときの圧力値を検出する第2の圧力センサと、
上記血管脈波信号及び上記検出される圧力値に基づいて、最大血圧値及び最小血圧値を測定する制御手段とを備える血圧測定装置であって、
上記制御手段は、
(1)上記血管脈波信号を測定したときに、上記第1の圧力センサにより測定された血管脈波信号の電圧値に基づいて、上記脈波の圧力変化における最大電圧値と最小電圧値とを測定し、最大電圧値と最小電圧値と所定の校正値とに基づいて上記最大電圧値及び上記最小電圧値にそれぞれ対応する最大圧力値及び最小圧力値を演算する定常脈波の事前測定演算処理と、
(2)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力を印加して加圧して上記血管脈波信号を測定しなくなったとき、加圧を停止する加圧処理と、
(3)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力の圧力値を所定の第1の減圧速度で減圧する第1の減圧処理と、
(4)上記第1の減圧処理において上記血管脈波信号を測定したとき、その直前の第2の圧力センサの圧力値を最大血圧値として測定する第1の測定処理と、
(5)上記測定された最大血圧値と、上記最大圧力値と、上記最小圧力値とに基づいて、最小血圧値を推定して測定する第3の測定処理とを実行することを特徴とする。
上記血圧測定装置において、上記制御手段は、上記第1の圧力センサにより測定された血管脈波信号の電圧値に基づいて、上記脈波の圧力変化における1拍時間をさらに測定し、
上記第1の減圧速度は上記測定された1拍時間に対して反比例するように設定されることを特徴とする。
上記第1の減圧速度は上記測定された1拍時間に対して反比例するように設定されることを特徴とする。
また、上記血圧測定装置において、上記制御手段は、上記第1の減圧処理において、上記圧力値が段階的にステップ減圧法で下降して上記減圧を行うように上記圧力印加機構を制御することを特徴とする。
さらに、上記血圧測定装置において、上記制御手段は、上記ステップ減圧法での減圧を上記血管脈波信号に同期させて実行することを特徴とする。
またさらに、上記血圧測定装置において、上記血管脈波信号からクロックを再生するクロック再生回路をさらに備え、
上記制御手段は、上記ステップ減圧法での減圧を、上記再生されたクロックに基づいて上記血管脈波信号に同期させて実行することを特徴とする。
上記制御手段は、上記ステップ減圧法での減圧を、上記再生されたクロックに基づいて上記血管脈波信号に同期させて実行することを特徴とする。
また、上記血圧測定装置において、上記第1及び第2の圧力センサは、上記血管に流れる脈波の圧力変化を抵抗値変化として検出するMEMS圧力センサであることを特徴とする。
さらに、上記血圧測定装置において、上記圧力印加機構は、上記第1及び第2の圧力センサ並びに皮膚を介して血管に対して所定の圧力を印加する圧力アクチュエータであることを特徴とする。
またさらに、上記血圧測定装置において、上記圧力印加機構は、両端の一軸関節が固定された5個の第1~第5の一軸関節と、上記5個の一軸関節のうちの互いに隣接する一対の一軸関節を連結する4本のリンクとを備えた5関節リンク機構であり、
上記第1及び第2の圧力センサは上記第3の関節に設けられ、
上記測定手段は、上記両端の一軸関節を回転させることにより上記第3の一軸関節の位置を移動させることにより、上記5関節リンク機構は上記第3の一軸関節から上記第1及び第2の圧力センサ並びに皮膚を介して血管に対して所定の圧力を印加することを特徴とする。
上記第1及び第2の圧力センサは上記第3の関節に設けられ、
上記測定手段は、上記両端の一軸関節を回転させることにより上記第3の一軸関節の位置を移動させることにより、上記5関節リンク機構は上記第3の一軸関節から上記第1及び第2の圧力センサ並びに皮膚を介して血管に対して所定の圧力を印加することを特徴とする。
第3の発明に係る血圧測定方法は、
血管上の皮膚を介して設けられ当該血管に流れる脈波の圧力変化を検出して血管脈波信号の電圧値として測定する第1の圧力センサと、
印加する圧力値を制御可能な圧力印加機構と、
上記第1の圧力センサの近傍に設けられ、圧力値が予め校正されかつ上記圧力印加機構により第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力を印加するときの圧力値を検出する第2の圧力センサと、
上記血管脈波信号及び上記検出される圧力値に基づいて、最大血圧値及び最小血圧値を測定する制御手段とを備える血圧測定装置のための血圧測定方法であって、
上記制御手段は、
上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力を印加して加圧して上記血管脈波信号を測定しなくなったとき、加圧を停止した後減圧し、その後上記血管脈波信号を測定したとき、その直前の第2の圧力センサの圧力値を最大血圧値として測定し、次いで、さらに減圧し、所定の定常脈波の電圧値を有する血管脈波信号を測定したとき、そのときの第2の圧力センサの圧力値を最小血圧値として測定するステップを実行することを特徴とする。
血管上の皮膚を介して設けられ当該血管に流れる脈波の圧力変化を検出して血管脈波信号の電圧値として測定する第1の圧力センサと、
印加する圧力値を制御可能な圧力印加機構と、
上記第1の圧力センサの近傍に設けられ、圧力値が予め校正されかつ上記圧力印加機構により第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力を印加するときの圧力値を検出する第2の圧力センサと、
上記血管脈波信号及び上記検出される圧力値に基づいて、最大血圧値及び最小血圧値を測定する制御手段とを備える血圧測定装置のための血圧測定方法であって、
上記制御手段は、
上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力を印加して加圧して上記血管脈波信号を測定しなくなったとき、加圧を停止した後減圧し、その後上記血管脈波信号を測定したとき、その直前の第2の圧力センサの圧力値を最大血圧値として測定し、次いで、さらに減圧し、所定の定常脈波の電圧値を有する血管脈波信号を測定したとき、そのときの第2の圧力センサの圧力値を最小血圧値として測定するステップを実行することを特徴とする。
上記血圧測定方法において、上記測定手段は、
(1)上記血管脈波信号を測定したときに、上記第1の圧力センサにより測定された血管脈波信号の電圧値に基づいて、上記脈波の圧力変化における最大電圧値と最小電圧値と1拍時間とを測定する定常脈波の事前測定処理と、
(2)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力を印加して加圧して上記血管脈波信号を測定しなくなったとき、加圧を停止する加圧処理と、
(3)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力の圧力値を所定の第1の減圧速度で減圧する第1の減圧処理と、
(4)上記第1の減圧処理において上記血管脈波信号を測定したとき、その直前の第2の圧力センサの圧力値を最大血圧値として測定する第1の測定処理と、
(5)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力の圧力値を所定の第2の減圧速度で減圧する第2の減圧処理と、
(6)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力の圧力値を所定の第3の減圧速度で減圧する第3の減圧処理と、
(7)上記第3の減圧処理において上記事前測定処理における定常脈波の電圧値を有する血管脈波信号を測定したとき、そのときの第2の圧力センサの圧力値を最小血圧値として測定する第2の測定処理とを実行し、
少なくとも上記第1及び第3の減圧速度は上記測定された1拍時間に対して反比例するように設定されることを特徴とする。
(1)上記血管脈波信号を測定したときに、上記第1の圧力センサにより測定された血管脈波信号の電圧値に基づいて、上記脈波の圧力変化における最大電圧値と最小電圧値と1拍時間とを測定する定常脈波の事前測定処理と、
(2)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力を印加して加圧して上記血管脈波信号を測定しなくなったとき、加圧を停止する加圧処理と、
(3)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力の圧力値を所定の第1の減圧速度で減圧する第1の減圧処理と、
(4)上記第1の減圧処理において上記血管脈波信号を測定したとき、その直前の第2の圧力センサの圧力値を最大血圧値として測定する第1の測定処理と、
(5)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力の圧力値を所定の第2の減圧速度で減圧する第2の減圧処理と、
(6)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力の圧力値を所定の第3の減圧速度で減圧する第3の減圧処理と、
(7)上記第3の減圧処理において上記事前測定処理における定常脈波の電圧値を有する血管脈波信号を測定したとき、そのときの第2の圧力センサの圧力値を最小血圧値として測定する第2の測定処理とを実行し、
少なくとも上記第1及び第3の減圧速度は上記測定された1拍時間に対して反比例するように設定されることを特徴とする。
第4の発明に係る血圧測定方法は、
圧力値が予め校正されかつ血管上の皮膚を介して設けられ当該血管に流れる脈波の圧力変化を検出して血管脈波信号の電圧値として測定する第1の圧力センサと、
印加する圧力値を制御可能な圧力印加機構と、
上記第1の圧力センサの近傍に設けられ、圧力値が予め校正されかつ上記圧力印加機構により第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力を印加するときの圧力値を検出する第2の圧力センサと、
上記血管脈波信号及び上記検出される圧力値に基づいて、最大血圧値及び最小血圧値を測定する制御手段とを備える血圧測定装置のための血圧測定方法であって、
上記制御手段は、
(1)上記血管脈波信号を測定したときに、上記第1の圧力センサにより測定された血管脈波信号の電圧値に基づいて、上記脈波の圧力変化における最大電圧値と最小電圧値とを測定し、最大電圧値と最小電圧値と所定の校正値とに基づいて上記最大電圧値及び上記最小電圧値にそれぞれ対応する最大圧力値及び最小圧力値を演算する定常脈波の事前測定演算処理と、
(2)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力を印加して加圧して上記血管脈波信号を測定しなくなったとき、加圧を停止する加圧処理と、
(3)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力の圧力値を所定の第1の減圧速度で減圧する第1の減圧処理と、
(4)上記第1の減圧処理において上記血管脈波信号を測定したとき、その直前の第2の圧力センサの圧力値を最大血圧値として測定する第1の測定処理と、
(5)上記測定された最大血圧値と、上記最大圧力値と、上記最小圧力値とに基づいて、最小血圧値を推定して測定する第3の測定処理とを実行することを特徴とする。
圧力値が予め校正されかつ血管上の皮膚を介して設けられ当該血管に流れる脈波の圧力変化を検出して血管脈波信号の電圧値として測定する第1の圧力センサと、
印加する圧力値を制御可能な圧力印加機構と、
上記第1の圧力センサの近傍に設けられ、圧力値が予め校正されかつ上記圧力印加機構により第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力を印加するときの圧力値を検出する第2の圧力センサと、
上記血管脈波信号及び上記検出される圧力値に基づいて、最大血圧値及び最小血圧値を測定する制御手段とを備える血圧測定装置のための血圧測定方法であって、
上記制御手段は、
(1)上記血管脈波信号を測定したときに、上記第1の圧力センサにより測定された血管脈波信号の電圧値に基づいて、上記脈波の圧力変化における最大電圧値と最小電圧値とを測定し、最大電圧値と最小電圧値と所定の校正値とに基づいて上記最大電圧値及び上記最小電圧値にそれぞれ対応する最大圧力値及び最小圧力値を演算する定常脈波の事前測定演算処理と、
(2)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力を印加して加圧して上記血管脈波信号を測定しなくなったとき、加圧を停止する加圧処理と、
(3)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力の圧力値を所定の第1の減圧速度で減圧する第1の減圧処理と、
(4)上記第1の減圧処理において上記血管脈波信号を測定したとき、その直前の第2の圧力センサの圧力値を最大血圧値として測定する第1の測定処理と、
(5)上記測定された最大血圧値と、上記最大圧力値と、上記最小圧力値とに基づいて、最小血圧値を推定して測定する第3の測定処理とを実行することを特徴とする。
本発明に係る血圧測定装置及び方法によれば、脈波波形信号のデータを用いて、従来技術に比較して極めて簡単な校正でかつ高精度で血圧値に測定できる。
以下、本発明に係る実施形態について図面を参照して説明する。なお、以下の各実施形態において、同様の構成要素については同一の符号を付している。以下では、測定対象として人間の血管の脈波について説明するが、生体の血管の脈波であればよく、人間以外の動物等を対象とすることができる。また、以下では、血管脈波測定として、脈拍、最大血圧、最小血圧の測定について説明するが、これ以外に、血管の脈動波形を用いて測定するものであればよい。例えば、脈拍波形の積分値から血流量に対応する量の測定を行い、脈動波形の微分値から血管の柔軟性を評価する測定を行うものであってもよい。以下で説明する材料、形状等は例示であって、使用目的に応じこれらの内容を適宜変更してもよい、
第1の実施形態.
図1は本発明の第1の実施形態に係る血管脈波測定システムの構成を示すブロック図である。また、図2は図1の脈波及び圧力検出印加装置20の詳細構成を示す側面図である。
図1は本発明の第1の実施形態に係る血管脈波測定システムの構成を示すブロック図である。また、図2は図1の脈波及び圧力検出印加装置20の詳細構成を示す側面図である。
図1において、血管脈波測定システム10の構成要素ではないが、血圧等を測定する対象の被測定者6が示されている。なお、以下の図において、被測定者6の皮膚については図示を省略する。本実施形態に係る血管脈波測定システム10は、従来用いられているコロトコフ音を測定する圧迫カフ法、あるいは、動脈内に、圧力センサが連結されたカテーテルを挿入侵襲させて血管内の圧力を直接測定する観血法に代えて、図1及び図2に示すように、脈波及び圧力検出印加装置20内のMEMS(Micro Electro Mechanical Systems)圧力センサ30及びホイーストンブリッジ回路15(図5)を用いて血管の脈動波形を収得して脈波測定を行うシステムであり、特に、圧力測定を行うMEMS圧力センサ30、ホイーストンブリッジ回路15(図5)及び圧力印加機構である5関節リンク機構21を備えた脈波及び圧力検出印加装置20を用いた血圧測定を行うことを特徴としている。
血管脈波測定システム10は、図1及び図2に示すように、
(a)被測定者6の血管の脈動取得に適した部位に取り付けられるMEMS圧力センサ30及び圧力印加機構である5関節リンク機構21を備えた脈波及び圧力検出印加装置20と、
(b)脈波及び圧力検出印加装置20のMEMS圧力センサ30からの出力電圧Voutを電圧増幅する電圧増幅器32と、
(c)電圧増幅器32からの出力電圧をディジタルデータにA/D変換して装置コントローラ50に出力するA/D変換器33と、
(d)装置コントローラ50からの制御信号Sc1,Sc2(好ましくは、ステッピングパルス信号である。)を5関節リンク機構21のステッピングモータM1,M2に出力する制御信号線34と、
(e)内部メモリ50mを含む例えばディジタル計算機などの制御装置であって、血管脈波測定処理モジュール51と、血圧値校正処理モジュール52と、睡眠状態判別処理モジュール53とを備え、A/D変換器33からのディジタルデータを処理して血管脈波データを発生し、血管脈波データに対して血圧値校正処理(図13)、血管脈波測定処理(図14)及び睡眠状態判別処理(図15)を実行する装置コントローラ50と、
(f)例えばディスプレイ又はプリンタであって、装置コントローラ50からの出力データに基づいて、脈動波形表示(移動平均処理後の脈動波形表示61及びローパスフィルタ処理後の脈動波形表示62)及び各血管脈波測定値表示(脈拍、最大血圧値Pmax及び最小血圧値Pmin)を表示する表示部60と、
を備えて構成される。
(a)被測定者6の血管の脈動取得に適した部位に取り付けられるMEMS圧力センサ30及び圧力印加機構である5関節リンク機構21を備えた脈波及び圧力検出印加装置20と、
(b)脈波及び圧力検出印加装置20のMEMS圧力センサ30からの出力電圧Voutを電圧増幅する電圧増幅器32と、
(c)電圧増幅器32からの出力電圧をディジタルデータにA/D変換して装置コントローラ50に出力するA/D変換器33と、
(d)装置コントローラ50からの制御信号Sc1,Sc2(好ましくは、ステッピングパルス信号である。)を5関節リンク機構21のステッピングモータM1,M2に出力する制御信号線34と、
(e)内部メモリ50mを含む例えばディジタル計算機などの制御装置であって、血管脈波測定処理モジュール51と、血圧値校正処理モジュール52と、睡眠状態判別処理モジュール53とを備え、A/D変換器33からのディジタルデータを処理して血管脈波データを発生し、血管脈波データに対して血圧値校正処理(図13)、血管脈波測定処理(図14)及び睡眠状態判別処理(図15)を実行する装置コントローラ50と、
(f)例えばディスプレイ又はプリンタであって、装置コントローラ50からの出力データに基づいて、脈動波形表示(移動平均処理後の脈動波形表示61及びローパスフィルタ処理後の脈動波形表示62)及び各血管脈波測定値表示(脈拍、最大血圧値Pmax及び最小血圧値Pmin)を表示する表示部60と、
を備えて構成される。
図1に示すように、脈波及び圧力検出印加装置20のMEMS圧力センサ30からの出力電圧信号(交流)は増幅器32及びA/D変換器33を介して装置コントローラ50に出力される。ここで、血管が脈動により変化すると、MEMS圧力センサ30からの交流の出力電圧Voutが変化し、すなわち、出力電圧Voutは脈動の変化に対応して変化する。なお、図13の血圧値校正処理における血管への圧力測定については、MEMS圧力センサ30からの出力電圧Voutの時間平均値(時間積分値)を測定することで、血管への印加圧力を測定する。
特許文献1~3などの従来技術では、大きな出力電圧の変化を得ることができなかったために、その周波数変化を電圧変化に変換して、脈動の変化を検出していたが、本実施形態では、図1及び図2に示すように、MEMS圧力センサ30からの出力電圧Voutを測定することで、脈動波形をきわめて簡単に得ることができる。また、同じMEMS圧力センサ30を用いて、上述のように、血管への印加圧力を測定できる。従って、脈波及び圧力検出印加装置20は、図2に示すように、例えば集積化されたMEMS圧力センサ30と、2個のステッピングモータM1,M2を備えた5関節リンク機構21とを従来技術に比較して簡単な構成でしかも小型化して構成できる。なお、脈波測定のみで血圧測定をしないときは、5関節リンク機構21が不要であって、さらに極めて小さくなる。
次いで、図2及び図3を参照して、脈波及び圧力検出印加装置20の5関節リンク機構21の構成及び動作について以下に説明する。図2は図1の脈波及び圧力検出印加装置20の詳細構成を示す側面図であり、図3は図2の脈波及び圧力検出印加装置20の圧力印加機構である5関節リンク機構21の動作を示す側面図である。
図2において、脈波及び圧力検出印加装置20は、2個のステッピングモータM1,M2を備えた5関節リンク機構21と、その関節J3の先端に取り付けられたMEMS圧力センサ30とを備えて構成される。5関節リンク機構21は、5個の一軸関節J1~J5と、当該関節J1~J5の互いに隣接する各一対の関節を連結する直線バー形状のリンクL1~L4とを備えて構成される。ここで、位置が固定された関節J1はリンクL1を介して関節J2に連結され、関節J2はリンクL2を介して関節J3に連結される。関節J3はリンクL3を介して関節J4に連結され、関節J4はリンクL4を介して位置が固定された関節J5に連結される。リンクL1~L4はより好ましくは互いに同一の長さを有し、もしくは、好ましくはリンクL1とL4とが互いに同一の長さを有しかつリンクL2とL3とが互いに同一の長さを有する。
筐体22は所定の間隔だけ離隔されて互いに平行な軸受け孔22a,22bを有し、軸受け孔22aには関節J1の軸がXY平面と垂直なZに平行な軸の周りで回転可能に挿入され、軸受け孔22bには関節J5の軸がXY平面と垂直なZに平行な軸の周りで回転可能に挿入される。また、関節J1の軸はステッピングモータM1の回転軸と連結され、関節J5の軸はステッピングモータM2の回転軸と連結される。ここで、ステッピングモータM1,M2には、装置コントローラ50から制御信号線34を介して受信される制御信号Sc1,Sc2が印加される。なお、ステッピングモータM1,M2を備えた5関節リンク機構21、筐体22及びMEMS圧力センサ30を例えば柔軟性のある樹脂などの装置カバーケース(図示せず)で被覆される。
ステッピングモータM1,M2により、位置が固定された関節J1,J5の各軸をそれぞれ正転(図3の時計周り方向の回転)又は逆転(図3の反時計回り方向の回転)で回転させるとき、関節J1~J5の各軸とは互いに平行となり、各リンクL1~L4は実質的に1つの平面上で移動し、関節J2~J4は当該平面上で移動するが、関節J3はX方向又は-X方向、Y方向又は-Y方向、もしくはそれらの組合せ方向で移動させることができる。本実施形態では、図2に示すように、関節J3をMEMS圧力センサ30を介して被測定者の手首の橈骨動脈部7又は指先9の血管8の直上に移動させかつ応力21fを印加するために以下の制御信号Sc1,Sc2を用いて5関節リンク機構21を制御する。なお、ステッピングモータM1,M2の回転位置と関節J3との位置との関係は予め測定されて装置コントローラ50により管理格納されており、初期設定位置から所定の制御信号Sc1,Sc2を出力したときのその回転位置も管理格納されている。
(1)関節J3及びMEMS圧力センサ30の位置を所定の初期設定位置(例えば、図2の位置)に設定するための初期設定用制御信号Sc1,Sc2。
(2)関節J3及びMEMS圧力センサ30の位置を所定距離だけ-Y方向で移動させて被測定者の手首の橈骨動脈部7又は指先9に対して所定の圧力幅だけ上昇加圧して印加するための圧力上昇用制御信号Sc1,Sc2。当該圧力上昇用制御信号Sc1,Sc2により加圧速度を変化させ、圧力値を例えば時間に対してリニアに又は段階的に(ステップ的に)変化させることができる。
(3)関節J3及びMEMS圧力センサ30の位置を所定距離だけY方向で移動させて被測定者の手首の橈骨動脈部7又は指先9に対して所定の圧力幅だけ下降減圧して印加するための圧力下降用制御信号Sc1,Sc2。当該圧力下降用制御信号Sc1,Sc2により減圧度を変化させ、圧力値を例えば時間に対してリニアに又は段階的に(ステップ的に)変化させることができる。
(2)関節J3及びMEMS圧力センサ30の位置を所定距離だけ-Y方向で移動させて被測定者の手首の橈骨動脈部7又は指先9に対して所定の圧力幅だけ上昇加圧して印加するための圧力上昇用制御信号Sc1,Sc2。当該圧力上昇用制御信号Sc1,Sc2により加圧速度を変化させ、圧力値を例えば時間に対してリニアに又は段階的に(ステップ的に)変化させることができる。
(3)関節J3及びMEMS圧力センサ30の位置を所定距離だけY方向で移動させて被測定者の手首の橈骨動脈部7又は指先9に対して所定の圧力幅だけ下降減圧して印加するための圧力下降用制御信号Sc1,Sc2。当該圧力下降用制御信号Sc1,Sc2により減圧度を変化させ、圧力値を例えば時間に対してリニアに又は段階的に(ステップ的に)変化させることができる。
なお、MEMS圧力センサ30を被測定者の手首の橈骨動脈部7又は指先9に固定する方法としては、カフを用いて固定してもよいし、粘着シートを介して、もしくは粘着テープを用いて固定してもよい。
次いで、図4及び図5を参照して、脈波及び圧力検出印加装置20のMEMS圧力センサ30の構成及び動作について以下に説明する。図4は図2及び図3のMEMS圧力センサ30を構成する複数N個の単位センサ31-1~31-Nの配置構成を示す平面図であり、図5は図4のMEMS圧力センサ30の回路構成を示す回路図である。
図4において、MEMS圧力センサ30は、以下に示すように、機械要素部品、圧力センサ、アクチュエータ、電子回路を、例えばシリコン基板、ガラス基板、有機材料基板などの基板上に集積化したデバイスであって、図4に示すように、複数N個の単位センサ回路31-1~31-Nを例えば8×8など複数×複数の2次元配置形状で配置されて、より好ましくは集積化されて構成される。図5において、単位センサ回路31-1は、直流電圧Vinを有する直流電圧源11と、抵抗R1~R3及び抵抗値RxのMEMSセンサ抵抗12からなるホイーストンブリッジ回路15とを備えて構成される。ここで、直流電圧源11からの直流電圧Vinはホイーストンブリッジ回路15の互いに対向する所定の2つの接続端子に印加される一方、他の2つの接続端子から出力電圧Voを得る。ここで、ホイーストンブリッジ回路15の抵抗R1,R2,R3,Rxにおいて、好ましくは、次式のときに平衡状態となるように各抵抗値が設定される。
R2/R1=Rx/R3 (1)
また、他の単位センサ回路31-2~31-Nは、単位センサ回路31-1と同様に構成される。ここで、各単位センサ回路31-1~31-Nからの出力電圧をそれぞれVo1~VoNとし、各単位センサ回路31-1~31-Nからの出力電圧Vo1~VoNを直列接続して出力電圧Voutを得る。本実施形態では、MEMS圧力センサ30のMEMSセンサ抵抗12の抵抗値Rxは印加圧力により変化し、その変化量をホイーストンブリッジ回路15により検出して、圧力変化量に対応して変化する出力電圧Voutを得る。
なお、図5の実施形態では、各単位センサ回路31-1~31-Nからの出力電圧Vo1~VoNを直列接続して出力電圧Voutを得ているが、本発明はこれに限らず、並列接続して出力電圧Voutを得てもよいし、各出力電圧Vo1~VoNの平均値などの所定の計算値を計算して出力電圧Voutを得てもよい。また、本実施形態では、複数N個の単位センサ回路31-1~31-Nを用いているが、本発明はこれに限らず、1つの単位センサ回路を用いて構成してもよい。
図6は図2及び図3の脈波及び圧力検出印加装置20を被測定者の手首の橈骨動脈部7に取り付けた場合の一例を示す正面図である。図6に示すように、図2及び図3の脈波及び圧力検出印加装置20を被測定者の手首の橈骨動脈部7に取り付けて脈波測定及び血圧測定等を行うことができる。
図7は図2及び図3の脈波及び圧力検出印加装置20を被測定者の指先9に取り付けた場合の一例を示す正面図である。図7に示すように、図2及び図3の脈波及び圧力検出印加装置20を被測定者の指先9に取り付けて脈波測定及び血圧測定等を行うことができる。
図8Aは図1の血管脈波測定システムにより測定された脈波電圧値(例えば、電圧増幅器30の出力電圧値)の最大電圧値Vmax及び最小電圧値Vminを示すグラフである。図8Aから明らかなように、脈波電圧値は、脈動の変化に応じて周期的に変化し、最大電圧値Vmaxと最小電圧値Vminをとり、互いに隣接する2つの最小電圧値Vmin間の時間期間を時間期間Tintと定義する。
図8Bは図1の血管脈波測定システムにより測定された脈波電圧値に対応する血圧値の最大血圧値Pmax及び最小血圧値Pminを示すグラフである。図8Bから明らかなように、血圧値は、脈動の変化に応じて図8Aの脈波電圧値と同様に周期的に変化し、最大血圧値Pmaxと最小血圧値Pminをとる。図8Aと図8Bとの間の変換は、図8Cを参照して説明するように、図19の血圧値校正処理で生成される変換式(変換テーブルであってもよい)で行うことができる。
図8Cは図1の血管脈波測定システムにより測定された脈波電圧値から血圧値への変換を示すグラフである。公知の通り、被測定者が異なれば、脈波電圧値と血圧値との間の相関関係が異なるので、予め被測定者ごとに相関関係を求めておく必要がある。また、同じ被測定者であっても、安静状態と運動状態等で、脈波電圧値と血圧値との間の相関関係が異なることがあるので、予め測定状態を設定してそれぞれ相関関係を求めておく必要がある。図1の血管脈波測定システムで得られる脈波電圧値と血圧値との間の相関関係は、被測定者ごとに、測定条件ごとに関連付けられて変換式(又は変換テーブル)の形式で装置コントローラ50の内部メモリ50mに格納される。図8Cは、被測定者より変換式Q1,Q2で異なることを示すものである。このようにして、脈波電圧値から血圧値への変換を行うと、これに基づいて、脈拍数、最大血圧Pmax、最小血圧Pmin等の血管脈波測定を行うことができる。
図9は、図1の血管脈波測定システムにより測定された脈動波形を血圧波形に変換して示すグラフである。図9から明らかなように、出力電圧波形を血圧波形に変換することで図9の脈波波形の表示を得ることができる。
図10は図1の血管脈波測定システムにおいて、移動平均法を用いて脈動波形を処理する動作を示すグラフである。図10において、血管脈波測定システムにより得られた脈波電圧の生データから移動平均法を用いて滑らかな脈動波形を生成する様子を示す図である。図10(a)は、横軸が時間で、縦軸は脈波電圧であり、各サンプリングタイムにおける脈波電圧の変化の様子が示されている。図10(b)は、横軸が時間で、その原点位置等は図10(a)と揃えてある。縦軸は、図10(a)の各サンプリングタイムにおけるデータの移動平均値bである。移動平均値は、例えば5つのデータについて行うものとした。この場合、サンプリングタイムiのとぎの脈波電圧の生データをaiとすると、サンプリングタイムiのときの移動平均値biは次式(2)を用いて計算できる。
b=(ai-4+ai-3+ai-2+ai-1+ai)/5 (2)
すなわち、サンブリングデータaiが取得されると直ちに移動平均値biが算出できるのでリアルタイム処理が可能である。なお、移動平均に用いるデータ数は5でなくてもよい。
図11(a)は図1の血管脈波測定システムにより測定されたある被測定者の覚醒時の各種信号波形の一例を示すグラフであり、図11(b)は図1の血管脈波測定システムにより測定されたある被測定者の無呼吸時の各種信号波形の一例を示すグラフである。
図11(a)において、覚醒時の各測定波形は以下の通りである。
(a)R-EOG A1:公知の眼球電計により測定された眼球電波形である。
(b)Chin-Ref:公知の顎運動測定器により測定された顎の変位量である。
(c)心電図:公知の心電計により測定された心電波形である。
(d)筋電図:公知の筋電計により測定された筋電波形である。
(e)いびき:小型マイクロホンにより測定されたいびき音である。
(f)呼吸波形:被測定者の呼吸にともなう身体下の圧力変化を感圧センサが検出し、呼吸波形を計測したときの呼吸波形である。
(g)SpO2:公知のパルスオキシメーターにより測定された血中酸素飽和度である。
(h)本システム:本実施形態に係る血管脈波測定システムにより測定された脈波波形である。
(a)R-EOG A1:公知の眼球電計により測定された眼球電波形である。
(b)Chin-Ref:公知の顎運動測定器により測定された顎の変位量である。
(c)心電図:公知の心電計により測定された心電波形である。
(d)筋電図:公知の筋電計により測定された筋電波形である。
(e)いびき:小型マイクロホンにより測定されたいびき音である。
(f)呼吸波形:被測定者の呼吸にともなう身体下の圧力変化を感圧センサが検出し、呼吸波形を計測したときの呼吸波形である。
(g)SpO2:公知のパルスオキシメーターにより測定された血中酸素飽和度である。
(h)本システム:本実施形態に係る血管脈波測定システムにより測定された脈波波形である。
図11(b)において、無呼吸時の各測定波形は以下の通りである。
(a)R-EOG A1:公知の眼球電計により測定された眼球電波形である。
(b)Chin-Ref:公知の顎運動測定器により測定された顎の変位量である。
(c)心電図:公知の心電計により測定された心電波形である。
(d)筋電図:公知の筋電計により測定された筋電波形である。
(e)いびき:小型マイクロホンにより測定されたいびき音である。
(f)呼吸温度センサ:口元に設けられた温度センサにより測定された呼吸温度である。
(g)呼吸圧:被測定者の呼吸にともなう身体下の圧力変化を感圧センサが検出し、呼吸波形を計測したときの呼吸圧波形である。
(h)胸郭変動:被測定者の胸郭の変化を測定する応力センサにより測定された胸郭変動量である。
(i)腹部変動:被測定者の腹部の変化を測定する応力センサにより測定された腹部変動量である。
(j)SpO2:公知のパルスオキシメーターにより測定された血中酸素飽和度である。
(k)本システム:本実施形態に係る血管脈波測定システムにより測定された脈波波形である。
(a)R-EOG A1:公知の眼球電計により測定された眼球電波形である。
(b)Chin-Ref:公知の顎運動測定器により測定された顎の変位量である。
(c)心電図:公知の心電計により測定された心電波形である。
(d)筋電図:公知の筋電計により測定された筋電波形である。
(e)いびき:小型マイクロホンにより測定されたいびき音である。
(f)呼吸温度センサ:口元に設けられた温度センサにより測定された呼吸温度である。
(g)呼吸圧:被測定者の呼吸にともなう身体下の圧力変化を感圧センサが検出し、呼吸波形を計測したときの呼吸圧波形である。
(h)胸郭変動:被測定者の胸郭の変化を測定する応力センサにより測定された胸郭変動量である。
(i)腹部変動:被測定者の腹部の変化を測定する応力センサにより測定された腹部変動量である。
(j)SpO2:公知のパルスオキシメーターにより測定された血中酸素飽和度である。
(k)本システム:本実施形態に係る血管脈波測定システムにより測定された脈波波形である。
本実施形態に係る血管脈波測定システムにより測定された図11のデータには、いままでの測定装置ではわからなかった多くの情報が含まれている。図11(a)においては、正常レム睡眠中であるが、当該記録120秒間に2回の覚醒反応があり、その2回とも覚醒反応開始とともに脈圧はやや上昇しその後、急激な低下を示している。覚醒反応による交感神経活動上昇と抹消の血管抵抗の一時的上昇、その後反射的な血管拡張による脈圧低下が観察され、正常睡眠において脈圧の変化が、脳波上の覚醒反応と同期していると考えられる。これは脳波を測定しない小型の血管脈波測定システムで睡眠評価が可能となると考えられる。
図11(b)では、典型的な無呼吸、努力性呼吸~覚醒反応、過呼吸という一連の中で、無呼吸中の努力性呼吸に同期する小さな周期の変動がみられながら(変動が小さいため実測定数から周波数解析をする必要があると考えられる)無呼吸終了まで、脈圧が徐々に上昇していくことがわかる。その後、覚醒反応、呼吸再開~過呼吸とともに脈圧は急激に降下する。おそらくこの患者の昼の安静時の血圧はこの降下した後、安定したレベルであり、無呼吸中の血圧上昇は、無呼吸による交感神経活動の過剰上昇によるもので、過去に本発明者らが調べた中では、ピークが収縮期血圧228という患者もいた。従って、無呼吸症候群の患者の場合は合併頻度が問題となる、循環器系疾患の発症に関わる、睡眠中の特殊な循環動態を評価できると考えられる。
図11(a)及び図11(b)の脈波波形のグラフから、レム覚醒時は、最大血圧値Pmaxが無呼吸時に比較して緩やかに上昇した後、下降し、それを繰り返していることがわかる。また、無呼吸時は、最大血圧値Pmaxがレム覚醒時に比較して早く上昇した後、下降し、それを繰り返していることがわかる。
図12(a)は覚醒時の最大血圧値Pmaxの変化をモデル化して示す図であり、図12(b)は無呼吸時の最大血圧値Pmaxの変化をモデル化して示す図である。図12(a)及び図12(b)の最大血圧値Pmaxのモデル図から明らかなように、レム覚醒時の最大血圧値Pamxの変化周期Tarは無呼吸時のそれに比較して長く、原点Sから見た、レム覚醒時の最大血圧値Pmaxの上昇傾斜角度αarは無呼吸時のそれに比較して小さいことがわかる。これらの知見及び治験に基づいて、図15の睡眠状態判別処理のフローチャートを作成した。
図13は、従来技術に係るカフ圧迫法と同様の原理を用いて、最大血圧値と最小血圧値を校正するための、図1の装置コントローラ50の血圧値校正処理モジュール52により実行される血圧値校正処理を示すフローチャートである。
図13において、まず、ステッピングモータM1,M2に対して初期設定用制御信号Sc1,Sc2を出力する。次いで、ステップS11でMEMS圧力センサ30を用いて脈波信号を検出し、脈波信号の時間的に互いに隣接する2つの最小電圧値の時間期間Tint(図8A参照)を演算し、ステップS12において時間期間Tintは所定のしきい値範囲に入っているか否かが判断され(すなわち、脈波信号が検出されているか否かが判断され)、YESのときはステップS13に進む一方、NOのときはステップS11に戻る。ここで、時間期間Tintの所定のしきい値範囲は、脈波信号を検出したか否かの判断範囲であり、上記しきい値範囲は経験値として、例えば0.2秒≦Tint≦2秒である。当該しきい値範囲に時間期間Tintが入っておれば、脈波を検出したと判断する。ステップS13において、被測定者6の脈波を検出したと判断し、所定の差分圧力だけインクリメントするため、ステッピングモータM1,M2に対して圧力上昇用制御信号Sc1,Sc2を出力する。そして、ステップS14において、時間期間Tintは所定のしきい値範囲に入っているか否かが判断され(すなわち、脈波信号が検出されているか否かが判断され)、NOのときはステップS15に進む一方、YESのときはステップS13に戻る。
ステップS15では、被測定者6の脈波を検出しなくなったと判断し、検出しなくなったサンプリングタイミングよりも1つ前のサンプリングタイミングよりも前の脈波信号の一周期期間内の最大電圧値を最大血圧値電圧として内部メモリ50mに格納するとともに、MEMS圧力センサ30の検出圧力値を最大血圧値として内部メモリ50mに格納する。そして、ステップS16において、所定の差分圧力だけデクリメントするため、ステッピングモータM1,M2に対して圧力下降用制御信号Sc1,Sc2を出力する。次いで、ステップS17において、時間期間Tintは所定のしきい値範囲に入っているか否かが判断され(すなわち、脈波信号が検出されているか否かが判断され)、YESのときはステップS18に進む一方、NOのときはステップS16に進む。ステップS18では、被測定者6の脈波を検出したと判断し、検出したサンプリングタイミングからその直後の脈波信号の一周期期間内の最小電圧値を最小血圧値電圧として内部メモリ50mに格納するとともに、MEMS圧力センサ30の検出圧力値を最小血圧値として内部メモリ50mに格納する。また、ステップS19において、内部メモリ50mに格納された最大血圧値電圧とそれに対応する最大血圧値及び最小血圧値電圧とそれに対応する最小血圧値に基づいて、図8Cを参照して説明したように、直線近似法を用いて電圧値から血圧値への変換を示す変換式(又は血圧変換テーブル)を生成して内部メモリ50mに格納し、当該処理を終了する。
図13の血圧値校正処理を例えば図2の脈波及び圧力検出印加装置20を用いて実行しているが、本発明はこれに限らず、MEMS圧力センサ30のみを用いて実行してもよい。この場合において、ステップS13では、被測定者6の脈波を検出したと判断し、圧力印加機構である5関節リンク機構21を用いず、被験者などの人間に対して指先9でMEMS圧力センサ30の上部を押圧するように指示するメッセージをLCD表示部(図示せず。)などに表示する。このとき、人間は指先9で押圧する。また、ステップS16では、被測定者6の脈波を検出しなくなったと判断し、圧力印加機構である5関節リンク機構21を用いず、被験者などの人間に対して指先9での上記応力をゆるめて低下させるように指示するメッセージをLCD表示部(図示せず。)などに表示する。このとき、人間は指先9の押圧をゆるめる。このように、圧力印加機構である5関節リンク機構21に代えて、被測定者などの人間の指先9で代用することができる。
以上で説明した図2の脈波及び圧力検出印加装置20又はMEMS圧力センサ30のみの装置と、図13又はその変形例の血圧値校正処理を用いることにより、当該血管脈波測定システムにおいて、従来技術に比較して極めて簡単な校正でかつ高精度で、血管脈波信号の血圧値電圧を血圧値に変換するように校正することができる。
図14は図1の装置コントローラ50の血管脈波測定処理モジュール51により実行される血管脈波測定を示すフローチャートである。
図14において、ステップS21で例えば直近の5周期分の脈波波形データ(A/D変換器33からの電圧値データをいう。)をバッファメモリに格納し、ステップS22において脈波波形データのデータ値は演算範囲以内であるか否かが判断され、YESのときはステップS23に進む一方、NOのときはステップS21に戻る。ステップS23において、上記5周期分の脈波波形データに対して高周波ノイズ除去のためのローパスフィルタ処理を実行し、ステップS24において、ローパスフィルタ処理後の脈動波形データに対して、図10を参照して説明した移動平均法を用いた移動平均処理を実行し、さらに、ステップS25において変換式を用いた電圧値から血圧値への変換による血圧測定処理を実行する。さらに、ステップS26において、変換された血圧値を用いて脈波表示データを作成して脈波(リアルタイム)を表示部60に表示し、脈拍及び最大血圧値及び最小血圧値を演算して表示部60に表示する。ステップS27では、測定終了か否かが判断され、YESのときは当該処理を終了する一方、NOのときはステップS21に戻る。
図15は図1の装置コントローラ50の睡眠状態判別処理モジュール53により実行される睡眠状態判別処理を示すフローチャートである。
図15において、ステップS31で例えば直近の21周期分の脈波波形データをバッファメモリに格納し、ステップS32において格納された21周期分の脈波波形データに基づいて上記変換された最大血圧値及び最小血圧値を用いて、21周期分の最大血圧値Pmax(1)~Pmax(21)及び21周期分の最小血圧値Pmin(1)~Pmin(21)を演算し、時刻t(1)~t(21)をバッファメモリに格納する。次いで、ステップS33において、21周期分(n=1,2,…,21)について以下のパラメータを演算する。
最大血圧値Pmaxの時間に対する傾き(20周期の期間)
P’=(Pmax(21)-Pmax(1))/(t(21)―t(1)) (3)
P’=(Pmax(21)-Pmax(1))/(t(21)―t(1)) (3)
Pmaxave=平均値(Pmax(1)~Pmax(20)) (4)
脈圧Pp=Pmax(20)-Pmin(20) (5)
次いで、ステップS34において、Pmax(21)がPmaxaveに対して20%以上減少している(以下、条件1という。)か否かが判断され、YESのときはステップS35に進む一方、NOのときはステップS31に戻る。次いで、ステップS35において、脈圧Ppが平均値Pmaxaveに対して20%以上減少している(以下、条件2という。)か否かが判断され、YESのときはステップS36に進む一方、NOのときはステップS31に戻る。そして、ステップS36において、ステップS21~S25を3周期分についてそれぞれ1周期ごと移動シフトして実行し、条件1及び条件2の判定を行って3周期分以上連続して満足するか否かが判断され、YESのときはステップS37に進む一方、NOのときはステップS31に戻る。ステップS37において、傾きP’>P’th(所定のしきい値であって、図12の傾斜角度αarと傾斜角度αsaとを識別するためのしきい値である。)であるか否かが判断され、YESのときはステップS38に進む一方、NOのときはステップS39に進む。ステップS38では、被測定者は「無呼吸状態」であると判断して表示部60に表示し、ステップS40に進む。一方、ステップS39では被測定者は「覚醒状態」であると判断して表示部60に表示し、ステップS40に進む。ステップS40では、測定終了か否かが判断され、YESのときは当該処理を終了する一方、NOのときはステップS31に戻る。
図15の睡眠状態判別処理において、処理データ数や判断分岐などの「20周期」「21周期」「20%」「3周期分」などは一例であって、本発明はこれに限られない。例えば、「20%」は判断するための所定のしきい値割合である。
以上の実施形態において、上記の各処理をソフトウエアで実現してもよいし、それらの一部をハードウエア回路で実現してもよい。
以上の実施形態において、カフ圧迫法により最大血圧値と最小血圧値の校正を行っているが、本発明はこれに限らず、その他の校正方法を用いてもよい。
以上の実施形態において、皮膚を介して血管に対して圧力を印加する圧力印加機構として5関節リンク機構21を用いているが、本発明はこれに限らず、公知の圧力アクチュエータ等を用いてもよい。以下にそれらの変形例について説明する。
図16Aは本発明の第1の変形例に係る、圧力アクチュエータ36及びMEMS圧力センサ30を備えた脈波及び圧力検出印加装置20Aの構成を示す縦断面図である。図16Aにおいて、脈波及び圧力検出印加装置20Aは、被測定者の血管8に対する圧力及び脈波を検出する圧力シートセンサ35と、被測定者の血管8に対して圧力を印加する圧力アクチュエータ36とが所定の筐体37内で例えばウレタンなどの充填材38を用いて設けられる。ここで、好ましくは、MEMS圧力センサ30と圧力シートセンサ35とは直接に接触して設けられる。これにより、圧力アクチュエータ36の応力が図16Aの位置36aから下側方向36fで、MEMS圧力センサ30及び被測定者の皮膚を介して血管8に印加される。
なお、第1の変形例では、図13の血圧値校正処理において、ステップS10の処理を削除し、ステップS13において所定の圧力幅だけ上昇させる圧力上昇用制御信号Scを装置コントローラ50から圧力アクチュエータ36に出力する。また、ステップS16では、所定の圧力幅だけ下降させる圧力下降用制御信号Scを装置コントローラ50から圧力アクチュエータ36に出力する。その他の処理は図13と同様である。
図16Bは本発明の第2の変形例で係る、被験者などの人間の指先で押圧するMEMS圧力センサ30を備えた脈波及び圧力検出印加装置20Bの構成を示す縦断面図である。図16Bの脈波及び圧力検出印加装置20Bにおいては、図16Aの圧力アクチュエータ36に代えて、被験者などの人間の指先9により図の下側方向9aで筐体37の上部中央部36aからMEMS圧力センサ30及び被測定者の皮膚を介して血管8に対して応力9fを加えるものである。
図17は本発明の第3の変形例に係る、図2及び図3の脈波及び圧力検出印加装置20の変形例の構成を示す側面図である。図2及び図3の実施形態では、MEMS圧力センサ30を関節J3の下側先端部に取り付けて5関節リンク機構21により-Y方向で例えば手首などの血管8に対して圧力を印加している。これに対して、図17の第3の変形例では、5関節リンク機構21を上下逆に配置し、MEMS圧力センサ30を関節J3の下側先端部(図2及び図3とは反対側)に取り付けて、関節J3を図2及び図3とは逆の方向(図17の-Y方向)で例えば手首などの血管8に対して圧力を印加してもよい。当該変形例では、5関節リンク機構21の固定端側でカフなどを用いて例えば手首などに固定できるという利点がある。
図18Aは本発明の第4の変形例に係る、圧力アクチュエータ36及びMEMS圧力センサ30を備えた脈波及び圧力検出印加装置20Cの構成を示す縦断面図である。図18Aは図16Aの変形例であって、図16Aでは、充填材38を充填した筐体37内に圧力アクチュエータ36の直下にMEMS圧力センサ30を設けて圧力アクチュエータ36からMEMS圧力センサ30を介して血管8に対して圧力36fを印加し、MEMS圧力センサ30は圧力アクチュエータ36からの圧力36fを直接に検出している。これに対して、図18Aの第4の変形例では、ジェル38Aを充填したジェルシート(ジェル38Aを内蔵できる袋形状のシートをいう。)37A内に圧力アクチュエータ36に並置してMEMS圧力センサ30を設けて圧力アクチュエータ36からジェル38Aを介して又は直接的に血管8に対して圧力36fを印加し、MEMS圧力センサ30は圧力アクチュエータ36からの圧力36fのうちの一部の圧力36faをジェル38Aを介して間接的に検出してもよい。この場合において、当該一部の圧力については圧力36fのうちどれぐらいの圧力が分散して印加されるかは予め測定されて校正される。
図18Bは本発明の第5の変形例で係る、被験者などの人間の指先で押圧するMEMS圧力センサ30を備えた脈波及び圧力検出印加装置20Dの構成を示す縦断面図である。図18Bは図16Bの変形例であって、図16Bでは、充填材38を充填した筐体37内にMEMS圧力センサ30を設けて指先9から押圧部37aを介して血管8に対して圧力9fを印加し、MEMS圧力センサ30は指先9からの圧力9fを直接に検出している。これに対して、図18Bの第5の変形例では、ジェル38Aを充填したジェルシート37A内に押圧部37aの直下ではないその近傍にMEMS圧力センサ30を設けて指先9からジェル38Aを介して又は直接的に血管8に対して圧力9fを印加し、MEMS圧力センサ30は圧力アクチュエータ36からの圧力9fのうちの一部の圧力9faをジェル38Aを介して間接的に検出してもよい。この場合において、当該一部の圧力については圧力36fのうちどれぐらいの圧力が分散して印加されるかは予め測定されて校正される。
第2の実施形態.
図19は本発明の第2の実施形態に係る血圧測定装置に用いる脈波及び圧力検出印加装置20Eを手首の橈骨動脈部7に装着したときの斜視図である。図19において、脈波及び圧力検出印加装置20Eは、
(1)第1の実施形態に係る5関節リンク機構21を備え血管脈波信号を測定するMEMS圧力センサ30と、
(2)MEMS圧力センサ30の近傍に設けられ、予め圧力値が校正されかつ装置コントローラ50により制御される5関節リンク機構21により手首の橈骨動脈部7に対して応力を印加したときの圧力値を測定する校正圧力センサ(例えばMEMS圧力センサ、歪み圧力センサなどで構成される)39と
を備えて構成し、第2の実施形態では、これら2つの圧力センサ30,39を用いて血圧測定処理を行うことを特徴とする。ここで、5関節リンク機構21は、印加する圧力値を所定の加圧速度又は減圧速度で制御可能な圧力印加機構であり、装置コントローラ50によりその圧力値が制御される。その他の構成は第1の実施形態と同様である。なお、校正圧力センサ39の配置は5関節リンク機構21により押圧される応力を検知できれば、直接的又は間接的(図18Aと同様)に圧力を検知できる構成でよい。
図19は本発明の第2の実施形態に係る血圧測定装置に用いる脈波及び圧力検出印加装置20Eを手首の橈骨動脈部7に装着したときの斜視図である。図19において、脈波及び圧力検出印加装置20Eは、
(1)第1の実施形態に係る5関節リンク機構21を備え血管脈波信号を測定するMEMS圧力センサ30と、
(2)MEMS圧力センサ30の近傍に設けられ、予め圧力値が校正されかつ装置コントローラ50により制御される5関節リンク機構21により手首の橈骨動脈部7に対して応力を印加したときの圧力値を測定する校正圧力センサ(例えばMEMS圧力センサ、歪み圧力センサなどで構成される)39と
を備えて構成し、第2の実施形態では、これら2つの圧力センサ30,39を用いて血圧測定処理を行うことを特徴とする。ここで、5関節リンク機構21は、印加する圧力値を所定の加圧速度又は減圧速度で制御可能な圧力印加機構であり、装置コントローラ50によりその圧力値が制御される。その他の構成は第1の実施形態と同様である。なお、校正圧力センサ39の配置は5関節リンク機構21により押圧される応力を検知できれば、直接的又は間接的(図18Aと同様)に圧力を検知できる構成でよい。
図20は図19の血圧測定装置によって実行される血圧測定処理のタイミングチャートである。また、図21は図19の血圧測定装置の装置コントローラ50(図1)によって実行される血圧測定処理のフローチャートである。以下、図20及び図21を参照して第2の実施形態に係る血圧測定処理について説明する。なお、図20において、上段の血管脈波信号は、脈波及び圧力検出印加装置20EのMEMS圧力センサ30からの出力電圧(以下、脈波電圧値という。)Voutを示し、下段の脈圧は、校正圧力センサ39からの脈圧値Ppreを示す。
図20及び図21を参照すれば、時刻t11からのステップS41において、定常脈波の事前測定処理を実行することにより、脈波電圧値Voutに基づいて、最大脈波電圧値Vmax、最小脈波電圧値Vmin、定常電圧振幅Vd(=Vmax-Vmin)及び1拍時間T1(血管脈波信号の周期)を測定して内部メモリ50mに記憶する。ここで、これらの各値は複数拍の血管脈波信号について平均値を測定することで精度を上げることが好ましい。次いで、時刻t12からのステップS42において、5関節リンク機構21を用いて手首の橈骨動脈部7に対して所定の加圧速度(時間に対する加圧時の圧力値の傾きをいう。また、時間に対する減圧時の圧力値の傾きを減圧速度という。)で加圧し、時刻t13での脈波消失(血管脈波信号の電圧値Voutが実質的に0となったとき、もしくは、血管脈波信号の最小電圧値Vminの周期Tintが所定のしきい値内にないときをいう。)までステップS43の判断処理を実行しながら加圧処理(S42)を実行する。時刻t13のステップS43でYESであれば当該加圧処理を停止させた後、5関節リンク機構21を用いて所定の最大血圧設定値Pmaxsetから所定の減圧速度Gr1で減圧を行う。このとき、減圧はリニアに減圧する(リニア減圧法という。)よりも段階的にステップ減圧(ステップ減圧法という。)することが好ましい。ここで、好ましくは1拍時間(又はその整数倍)の時間期間において圧力値を一定値に設定した後、順次減圧し、時刻t14において血管脈波信号の脈波が再開したとき(S45でYES;血管脈波信号の電圧値Voutが実質的に0を超えて例えば0.01Vなど測定可能単位電圧以上となったとき、もしくは血管脈波信号の最小電圧値Vminの周期Tintが所定のしきい値内にはいったときをいう。)、その直前の校正圧力センサ39からの脈圧値Ppreを最大血圧値Pmaxとして測定して内部メモリ50mに記憶する(S46)。従って、ステップ減圧法により所定期間、圧力値を固定して最大血圧値Pmaxを測定するので、最大血圧値Vmaxの測定の精度を、リニアに連続的に減圧するよりも向上させることができる。
上記ステップS45の後、ステップS47の減圧処理を開始し、例えばリニア減圧法(ステップ減圧法でもよいが、リニア減圧法の方が所要時間は短縮できる)で所定の減圧速度Gr2で減圧を行う。当該減圧処理は、最大血圧値Pmaxから最小血圧値Pminまで減圧するときに減圧速度を考慮したときに係る時間の70%~80%程度の時間期間行う。その後の時刻t15で減圧速度Gr3でのステップ減圧法に変更してステップS48の判断処理を行う。ステップS48では、血管脈波信号の脈波電圧値Voutが定常電圧振幅Vdになったか否か(実際には、VoutがVd±ΔVd内に入ったか否か:ここで、ΔVdは判断のための微小範囲である。)を判断する。ステップS48でYESであれば、そのときに最小血圧になったと判断して校正圧力センサ39からの脈圧値Ppreを最小血圧値Pminとして測定して内部メモリ50mに記憶する(S49)。以上により、最高血圧値Pmax及び最小血圧値Pminを測定して例えば表示部60に表示できる。従って、ステップ減圧法により所定期間、圧力値を固定して最小血圧値Pminを測定するので、最小血圧値Vminの測定の精度を、リニアに連続的に減圧するよりも向上させることができる。さらに、ステップS50において、次式を用いて校正値aを計算して設定し、装置コントローラ50の内部メモリ50m(図1)に格納する。脈波電圧値Voutに当該校正値aを乗算することにより、リアルタイムに血圧値を表示できる。
a=(Pmax-Pmin)/(Vmax-Vmin) (6)
図20の減圧処理において、各減圧速度Gr1,Gr2,Gr3は、Gr2>Gr1=Gr3の関係で設定することで、より早く最小血圧値Pminを測定でき、血圧測定全体の時間を短縮できる。ここで、減圧速度Gr1及びGr3を互いに異なるように設定してもよいし、Gr1=Gr2=Gr3と設定してもよい。さらに、減圧速度Gr1,Gr3は、以下のごとく、血管脈波信号の1拍時間T1の長さに応じて変更して設定することが好ましい。
(1)1拍時間T1が長くなるとき、減圧速度を小さくする。
(2)1拍時間T1が短くなるとき、減圧速度を大きくする。
すなわち、1拍時間T1と減圧速度との関係が反比例の関係となるように減圧速度を設定する。
(1)1拍時間T1が長くなるとき、減圧速度を小さくする。
(2)1拍時間T1が短くなるとき、減圧速度を大きくする。
すなわち、1拍時間T1と減圧速度との関係が反比例の関係となるように減圧速度を設定する。
実際には、例えば、所定のしきい値時間T1th1,T1th2(T1th1>T1th2)及び所定の減圧速度値Grp1,Grp2,Grp3(Grp1<Grp2<Grp3)を設定し、
(A)T1>T1th1のとき、減圧速度を所定値Grp1に設定する。
(B)T1th1≧T1≧T1th2のとき、減圧速度を所定値Grp2に設定する。
(C)T1<T1th2のとき、減圧速度を所定値Grp3に設定する。
(A)T1>T1th1のとき、減圧速度を所定値Grp1に設定する。
(B)T1th1≧T1≧T1th2のとき、減圧速度を所定値Grp2に設定する。
(C)T1<T1th2のとき、減圧速度を所定値Grp3に設定する。
以上説明したように、血管脈波信号の1拍時間T1の長さに応じて減圧速度を設定することで、最大血圧値Pmax及び最小血圧値Pminを従来技術に比較して高精度で測定できる。
図20の血圧測定処理において、装置コントローラ50は、5関節リンク機構21により校正圧力センサ39及び皮膚を介して血管に対して応力を印加して加圧して血管脈波信号を測定しなくなったとき、加圧を停止した後減圧し、その後血管脈波信号を測定したとき、その直前の校正圧力センサ39の圧力値を最大血圧値として測定し、次いで、さらに減圧し、所定の定常脈波の電圧値を有する血管脈波信号を測定したとき、そのときの校正圧力センサ39の圧力値を最小血圧値として測定してもよい。なお、ここで、事前測定処理(S41)及び校正値aの演算及び設定処理(S50)を実行しなくてもよい。
図22は図19の血圧測定装置において、血管脈波信号から減圧ステップ指示信号を発生するための回路の構成を示すブロック図である。図20の血圧測定処理において、ステップS44及びS47の減圧処理において、2つのステップ減圧法による減圧を実行するが、このとき、ステップ減圧の減圧周期を、血管脈波信号の周期に同期させることで、最大血圧値Pmax及び最小血圧値Pminを従来技術に比較して高精度で測定できる。具体的には、脈波及び圧力検出印加装置20Eからの血管脈波信号の出力電圧Voutを、電圧増幅器32により増幅した後、クロック再生回路71により血管脈波信号に同期するクロック信号を再生し、これを減圧ステップ信号として用いる。当該減圧ステップ信号に同期させて、5関節リンク機構21のステッピングモータM1,M2を動作させることで、ステップS44及びS47の減圧処理を行う。
以上の血圧測定装置において、ステップ減圧を最大血圧値Pmaxの測定時及び最小血圧値Pminの測定時に行っているが、本発明はこれに限らず、少なくとも一方のみにステップ減圧を行ってもよい。
第2の実施形態の変形例.
図23は第2の実施形態の変形例に係る血圧測定装置によって実行される血圧測定処理のタイミングチャートである。また、図24は第2の実施形態の変形例に係る血圧測定装置の装置コントローラ50(図1)によって実行される血圧測定処理のフローチャートである。第2の実施形態の変形例に係る血圧測定処理は、図21及び図22の第2の実施形態に係る血圧測定処理に比較して、以下の点が異なる。
(1)ステップS41の事前測定処理に代えて、ステップS41Aにおいて事前測定演算処理を行う。すなわち、校正値aが事前に計算された(もしくは事前に圧力値が校正された)MEMS圧力センサ30を用いて、最大脈波電圧値Vmax、最小脈波電圧値Vmin、定常電圧振幅Vd(=Vmax-Vmin)及び1拍時間T1(血管脈波信号の周期)に加えて、最大圧力値Pmaxpre及び最小圧力値Pminpreを演算する。次いで、ステップS42~S46の処理は図21と同様に実行される。
(2)ステップS47~S50に代えて、ステップS51及びS50の処理を実行する。ステップS51において、最大血圧値Pmaxに基づく最小血圧値Pminの演算処理を行う。なお、ステップS50の処理は図21と同様に実行される。
以下、相違点について詳述する。
図23は第2の実施形態の変形例に係る血圧測定装置によって実行される血圧測定処理のタイミングチャートである。また、図24は第2の実施形態の変形例に係る血圧測定装置の装置コントローラ50(図1)によって実行される血圧測定処理のフローチャートである。第2の実施形態の変形例に係る血圧測定処理は、図21及び図22の第2の実施形態に係る血圧測定処理に比較して、以下の点が異なる。
(1)ステップS41の事前測定処理に代えて、ステップS41Aにおいて事前測定演算処理を行う。すなわち、校正値aが事前に計算された(もしくは事前に圧力値が校正された)MEMS圧力センサ30を用いて、最大脈波電圧値Vmax、最小脈波電圧値Vmin、定常電圧振幅Vd(=Vmax-Vmin)及び1拍時間T1(血管脈波信号の周期)に加えて、最大圧力値Pmaxpre及び最小圧力値Pminpreを演算する。次いで、ステップS42~S46の処理は図21と同様に実行される。
(2)ステップS47~S50に代えて、ステップS51及びS50の処理を実行する。ステップS51において、最大血圧値Pmaxに基づく最小血圧値Pminの演算処理を行う。なお、ステップS50の処理は図21と同様に実行される。
以下、相違点について詳述する。
ステップ41Aでは、校正値aが事前に計算された(もしくは事前に圧力値が校正された)MEMS圧力センサ30を用いて、最大脈波電圧値Vmax、最小脈波電圧値Vmin、定常電圧振幅Vd(=Vmax-Vmin)及び1拍時間T1(血管脈波信号の周期)を測定した後、次式を用いて、最大圧力値Pmaxpre及び最小圧力値Pminpreを演算する。なお、校正値aは事前の血圧測定処理のステップS50において演算された値であってもよいし、事前の校正処理において演算された校正値aを用いてもよい。
Pmaxpre=a×Vmax (7)
Pminpre=a×Vmin (8)
Pminpre=a×Vmin (8)
ステップS51では、ステップS46において測定された最大血圧値Pmaxと、ステップS41Aにおいて演算された最大圧力値Pmaxpre及び最小圧力値Pminpreとに基づいて、次式を用いて、血圧オフセット値Poffset及び最小血圧値Pminを推定演算して、測定された最大血圧値Pmax及び推定演算された最小血圧値Pminを表示部60に出力して表示する。
Pmin=Pminpre+Poffset (9)
Poffset=Pmax-Pmaxpre (10)
Poffset=Pmax-Pmaxpre (10)
以上のように構成された第2の実施形態の変形例によれば、最小血圧値Pminを測定しないで推定演算できるので、第2の実施形態に比較して高速で最大血圧値Pmax及び最小血圧値Pminを測定することができる。なお、ステップS44の減圧処理における減圧ステップ及び減圧速度については、第2の実施形態と同様に設定することで高精度に最大血圧値Pmaxを測定できる。
第3の実施形態.
図25は本発明の第3の実施形態に係る血圧測定装置に用いる脈波及び圧力検出印加装置20Fを手首の橈骨動脈部7に装着したときの斜視図である。図25において、第3の実施形態に係る血圧測定装置では、図19の第2の実施形態に比較して、血管脈波信号を測定するために光探触子回路120を用いたことを特徴としている。その他の構成は第2の実施形態及びその変形例と同様であり、血圧測定処理も同様に実行する。
図25は本発明の第3の実施形態に係る血圧測定装置に用いる脈波及び圧力検出印加装置20Fを手首の橈骨動脈部7に装着したときの斜視図である。図25において、第3の実施形態に係る血圧測定装置では、図19の第2の実施形態に比較して、血管脈波信号を測定するために光探触子回路120を用いたことを特徴としている。その他の構成は第2の実施形態及びその変形例と同様であり、血圧測定処理も同様に実行する。
図26は図25の光探触子回路120内の反射型光探触子112の構成を示す側面図である。図26において、光探触子112は、所定の保持部113に発光素子114と受光素子116とが回路基板118に取り付けられて配置されて構成される。保持部113は、回路基板118を内蔵し、発光素子114の光放射部と、受光素子116の光検出部とを表面に突き出して配置する部材で、例えば適当なプラスチック材料を成形してなる。発光素子114としては、発光ダイオード(Light Emission Diode: LED)を用いることができ、例えば赤外LEDが用いられる。また、受光素子116としては、フォトダイオード又はフォトトランジスタを用いられる。
発光素子114と受光素子116とは、近接して配置されることが好ましいが、発光素子114からの光が受光素子116に直接入らないように、間に遮光璧を設ける等の構造的工夫をすることが好ましい。あるいは、レンズを発光素子114と受光素子116に設け、指向性を高めることもよい。図26の例では、発光素子114と受光素子116が1つずつ設けられているが、複数の発光素子114、複数の受光素子116を設けるものとしてもよい。また、受光素子116の周りを複数の発光素子114で囲むように配置してもよい。光探触子112には、図示されていない適当なバンド、テープ等で被測定者6の血管8の脈拍の検出に適した部位に取り付けられる。図26では、光探触子112が手首の橈骨動脈部7に取り付けられる様子が示されているが、これ以外に、腕の肘部の内側に対応する上腕動脈部、指先、心臓の近傍等の部位に光探触子112を取り付けてもよい。
図27は図25の光探触子回路120の構成を示す回路図である。図27において、光探触子回路120は、発光素子114に対する駆動回路と、受光素子116に対する検出回路とにより構成され、検出回路からの出力信号を直接に駆動回路に入力させることで同期帰還させて自励発振回路を構成する。
発光素子114に対する駆動回路としては、電源電圧Vccと接地の間に発光素子114と駆動トランジスタ124とを直列に接続して駆動トランジスタ124の制御端子であるベースを所定のバイアス条件とする構成が用いられる。この構成において、駆動トランジスタ124のベースヘの入力信号がハイとなると、駆動トランジスタ124がオンして、発光素子114に駆動電流が流れる。これによって発光素子114が発光し、その光が皮膚を介して血管8に向けて放射される。また、受光素子116のための検出回路としては、正の電源電圧Vccと負の電源電圧-Vccとの間に負荷抵抗122とトランジスタ123と受光素子116とが直列に接続される構成が用いられる。この構成において、発光素子114の光によって照射された血管8からの反射光を皮膚を介して受光素子114が受光することで、受光素子116に光電流が発生する。その光電流の大きさは、負荷抵抗122に流れる電流の大きさに対応する出力電圧Voutの信号(出力電圧信号)として出力される。なお、出力電圧Voutの信号は自励発振信号であるので交流信号である。
上記自励発振回路を構成する光探触子回路120からの出力電圧信号は、図1と同様に、増幅器30及びA/D変換器31を介して装置コントローラ50に出力される。このように、発光素子114から光が血管8(正確には、例えば酸化ヘモグロンビンを含む血液が充填された血管の血管壁)により放射され、血管8からの反射光を受光素子116が受け取る場合には、発光素子114から受光素子116に直接入射する光の影響がないものとして、光探触子回路120からの出力電圧信号は光の伝搬距離(発光素子114から放射された光が受光素子116に到達するまでの距離をいう。)に応じて出力電圧Voutが変化するので、血管8が脈動により変化すると、出力電圧Voutが変化し、すなわち、出力電圧Voutは脈動の変化に対応して変化する。
特許文献1~3などの従来技術では、大きな出力電圧の変化を得ることができなかったために、その周波数変化を電圧変化に変換して、脈動の変化を検出していたが、本実施形態では、図27に示すように、光探触子回路120内の検出回路の出力信号を直接に駆動回路の入力信号として同期帰還させて自励発振させて自励発振信号を発生させ、出力電圧Vout(交流信号である自励発振信号の振幅幅(変化量))が実質的に最大となるように制御して設定することで、脈動波形をきわめて簡単に得ることができる。
以上の第3の実施形態に係る血圧測定装置では、光探触子回路120を用いて血管脈波信号を測定するとともに、校正圧力センサ39を用いて脈圧を測定することで、第2の実施形態及びその変形例と同様に血圧測定処理を実行できる。特に、第3の実施形態では、従来技術に比較して、減圧処理におけるステップ減圧及び高速測定(第2の実施形態の変形例における、最大血圧Pmaxに基づく最小血圧Pminの演算及び測定)については新規性及び進歩性を有するものである。
第2及び第3の実施形態の変形例.
図19において、脈波及び圧力検出印加装置20EのMEMS圧力センサ30に対して、5関節リンク機構21により圧力が印加されるが、本発明はこれに限らず、5関節リンク機構21に代えて、図16Aのように圧力アクチュエータ36により圧力を印加してもよい。
図19において、脈波及び圧力検出印加装置20EのMEMS圧力センサ30に対して、5関節リンク機構21により圧力が印加されるが、本発明はこれに限らず、5関節リンク機構21に代えて、図16Aのように圧力アクチュエータ36により圧力を印加してもよい。
図25において、脈波及び圧力検出印加装置20Fの光探触子回路120に対して、5関節リンク機構21により圧力が印加されるが、本発明はこれに限らず、5関節リンク機構21に代えて、図16Aのように圧力アクチュエータ36により圧力を印加してもよい。
従来技術と本発明に係る血管脈波測定システムとの相違点について.
本発明に係る血管脈波測定法は、従来技術に係る容積振動法(例えば、特許文献5参照。)や超音波を用いた方法(例えば、特許文献6、非特許文献1参照。)などとは全く異なる原理に基づく測定方法であって、MEMS圧力センサ30とホイーストンブリッジ回路15とを組合せて、いわば「MEMS圧力センサ及びホイーストンブリッジ法」と呼ぶ非侵襲的測定方法である。本発明によれば以下の特有の作用効果を有する。
(1)本発明は、血管脈波の振動のみならず、従来技術に係る非侵襲的測定方法では取得しえなかった、覚醒反応による交感神経活動上昇と抹消の血管抵抗の一時的上昇、その後反射的な血管拡張による脈圧低下、並びに、無呼吸による交感神経活動の過剰上昇などの血圧値のベースライン(電圧信号DCレベル)の変化(脈動波形信号のデータ)をも測定でき、しかも装置構成が簡単でしかもサイズが極めて小さい、MEMS圧力センサ30を含む脈波及び圧力検出印加装置20,20A,20Bを用いて血管脈波測定システムを実現できるという特有の作用効果を有している。
(2)また、上記脈波波形信号のデータを用いて、従来技術に比較して簡単な構成でかつ高精度で、無呼吸状態などの呼吸異常を検出することができる。
(3)さらに、上記脈波波形信号のデータを用いて、従来技術に比較して極めて簡単な校正でかつ高精度で、血管脈波信号の血圧値電圧を血圧値に変換するように校正することができる。
本発明に係る血管脈波測定法は、従来技術に係る容積振動法(例えば、特許文献5参照。)や超音波を用いた方法(例えば、特許文献6、非特許文献1参照。)などとは全く異なる原理に基づく測定方法であって、MEMS圧力センサ30とホイーストンブリッジ回路15とを組合せて、いわば「MEMS圧力センサ及びホイーストンブリッジ法」と呼ぶ非侵襲的測定方法である。本発明によれば以下の特有の作用効果を有する。
(1)本発明は、血管脈波の振動のみならず、従来技術に係る非侵襲的測定方法では取得しえなかった、覚醒反応による交感神経活動上昇と抹消の血管抵抗の一時的上昇、その後反射的な血管拡張による脈圧低下、並びに、無呼吸による交感神経活動の過剰上昇などの血圧値のベースライン(電圧信号DCレベル)の変化(脈動波形信号のデータ)をも測定でき、しかも装置構成が簡単でしかもサイズが極めて小さい、MEMS圧力センサ30を含む脈波及び圧力検出印加装置20,20A,20Bを用いて血管脈波測定システムを実現できるという特有の作用効果を有している。
(2)また、上記脈波波形信号のデータを用いて、従来技術に比較して簡単な構成でかつ高精度で、無呼吸状態などの呼吸異常を検出することができる。
(3)さらに、上記脈波波形信号のデータを用いて、従来技術に比較して極めて簡単な校正でかつ高精度で、血管脈波信号の血圧値電圧を血圧値に変換するように校正することができる。
非特許文献1では、動脈系内の血管脈波の強度(Wave Intensity)の超音波計測について説明されており、その図2.44は、ヒトの総頸動脈において、超音波エコートラッキング法で測定した血管径変化波形とカテーテル先端圧力計で測定した血管波形を示し、両者の関係は一心周期全体で完全に相似とはいえないが、実用上十分な制度で相似とみなすことができる。特に、血管脈波の強度(Wave Intensity)が定義される駆出期ではほぼ完全に相似である。本発明に係る血管脈波測定法でも、光の発振信号を用いて血管径変化波形(血管脈波)を得ることができる。
以上詳述したように、本発明に係る血管脈波測定システムは、血管の脈動波形を用いて、血圧の測定等、血管を流れる血液の状態を測定することに利用できる。
6…被測定者、
7…橈骨動脈部、
9…指先、
10…血管脈波測定システム、
11…直流電圧源、
12…MEMSセンサ抵抗、
15…ホイーストンブリッジ回路、
20,20A,20B,20C,20D,20E,20F…脈波及び圧力検出印加装置、
21…5関節リンク機構、
22…筐体、
22a,22b…軸受け孔、
30…MEMS圧力センサ、
31-1~31-N…単位センサ回路、
32…電圧増幅器、
33…A/D変換器、
34…制御信号線、
36…圧力アクチュエータ、
37…筐体、
37A…ジェルシート、
38…充填材、
38A…ジェル、
39…校正圧力センサ、
50…装置コントローラ、
50m…内部メモリ、
51…血管脈波測定処理モジュール、
52…血圧値校正処理モジュール、
53…睡眠状態判別処理モジュール、
60…表示部、
61,62…脈動波形表示、
63…血管脈波測定値表示、
71…クロック再生回路、
112…光探触子、
113…保持部、
114…発光素子、
116…受光素子、
118…回路基板、
120…光探触子回路、
122…負荷抵抗、
124…駆動トランジスタ、
125…センサコントローラ、
126…距離選択スイッチ、
127…素子選択スイッチ、
130…増幅器、
J1~J5…関節、
L1~L4…リンク、
M1,M2…ステッピングモータ。
7…橈骨動脈部、
9…指先、
10…血管脈波測定システム、
11…直流電圧源、
12…MEMSセンサ抵抗、
15…ホイーストンブリッジ回路、
20,20A,20B,20C,20D,20E,20F…脈波及び圧力検出印加装置、
21…5関節リンク機構、
22…筐体、
22a,22b…軸受け孔、
30…MEMS圧力センサ、
31-1~31-N…単位センサ回路、
32…電圧増幅器、
33…A/D変換器、
34…制御信号線、
36…圧力アクチュエータ、
37…筐体、
37A…ジェルシート、
38…充填材、
38A…ジェル、
39…校正圧力センサ、
50…装置コントローラ、
50m…内部メモリ、
51…血管脈波測定処理モジュール、
52…血圧値校正処理モジュール、
53…睡眠状態判別処理モジュール、
60…表示部、
61,62…脈動波形表示、
63…血管脈波測定値表示、
71…クロック再生回路、
112…光探触子、
113…保持部、
114…発光素子、
116…受光素子、
118…回路基板、
120…光探触子回路、
122…負荷抵抗、
124…駆動トランジスタ、
125…センサコントローラ、
126…距離選択スイッチ、
127…素子選択スイッチ、
130…増幅器、
J1~J5…関節、
L1~L4…リンク、
M1,M2…ステッピングモータ。
Claims (20)
- 血管上の皮膚を介して設けられ当該血管に流れる脈波の圧力変化を検出して血管脈波信号の電圧値として測定する第1の圧力センサと、
印加する圧力値を制御可能な圧力印加機構と、
上記第1の圧力センサの近傍に設けられ、圧力値が予め校正されかつ上記圧力印加機構により第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力を印加するときの圧力値を検出する第2の圧力センサと、
上記血管脈波信号及び上記検出される圧力値に基づいて、最大血圧値及び最小血圧値を測定する制御手段とを備える血圧測定装置であって、
上記制御手段は、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力を印加して加圧して上記血管脈波信号を測定しなくなったとき、加圧を停止した後減圧し、その後上記血管脈波信号を測定したとき、その直前の第2の圧力センサの圧力値を最大血圧値として測定し、次いで、さらに減圧し、所定の定常脈波の電圧値を有する血管脈波信号を測定したとき、そのときの第2の圧力センサの圧力値を最小血圧値として測定することを特徴とする血圧測定装置。 - 上記制御手段は、
(1)上記血管脈波信号を測定したときに、上記第1の圧力センサにより測定された血管脈波信号の電圧値に基づいて、上記脈波の圧力変化における最大電圧値と最小電圧値と1拍時間とを測定する定常脈波の事前測定処理と、
(2)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力を印加して加圧して上記血管脈波信号を測定しなくなったとき、加圧を停止する加圧処理と、
(3)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力の圧力値を所定の第1の減圧速度で減圧する第1の減圧処理と、
(4)上記第1の減圧処理において上記血管脈波信号を測定したとき、その直前の第2の圧力センサの圧力値を最大血圧値として測定する第1の測定処理と、
(5)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力の圧力値を所定の第2の減圧速度で減圧する第2の減圧処理と、
(6)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力の圧力値を所定の第3の減圧速度で減圧する第3の減圧処理と、
(7)上記第3の減圧処理において上記事前測定処理における定常脈波の電圧値を有する血管脈波信号を測定したとき、そのときの第2の圧力センサの圧力値を最小血圧値として測定する第2の測定処理とを実行し、
少なくとも上記第1及び第3の減圧速度は上記測定された1拍時間に対して反比例するように設定されることを特徴とする請求項1記載の血圧測定装置。 - 上記制御手段は、上記第1の減圧処理と上記第3の減圧処理のうちの少なくとも1つにおいて、上記圧力値が段階的にステップ減圧法で下降して上記減圧を行うように上記圧力印加機構を制御することを特徴とする請求項2記載の血圧測定装置。
- 上記制御手段は、上記ステップ減圧法での減圧を上記血管脈波信号に同期させて実行することを特徴とする請求項3記載の血圧測定装置。
- 上記血管脈波信号からクロックを再生するクロック再生回路をさらに備え、
上記制御手段は、上記ステップ減圧法での減圧を、上記再生されたクロックに基づいて上記血管脈波信号に同期させて実行することを特徴とする請求項4記載の血圧測定装置。 - 上記第2の減圧速度は上記第1及び第3の減圧速度よりも速くなるように設定されることを特徴とする請求項1~5のうちのいずれか1つに記載の血圧測定装置。
- 上記制御手段は、上記第2の減圧処理を、リニア減圧法により時間に対して圧力値がリニアに減圧するように上記圧力印加機構を制御することを特徴とする請求項1~6のうちのいずれか1つに記載の血圧測定装置。
- 上記第1及び第2の圧力センサは、上記血管に流れる脈波の圧力変化を抵抗値変化として検出するMEMS圧力センサであることを特徴とする請求項1~7のうちのいずれか1つに記載の血圧測定装置。
- 上記第1の圧力センサは、
皮膚を介して血管に光を放射する発光素子と、上記血管からの反射光又は上記血管を介した透過光を皮膚を介して受光する受光素子とを含む光探触子と、
入力される駆動信号に基づいて上記発光素子を駆動する駆動回路と、
上記受光素子により受光された光を電気信号に変換して出力する検出回路とを備えた光探触子回路を用いて構成された光センサであり、
上記第2の圧力センサは、上記血管に流れる脈波の圧力変化を抵抗値変化として検出するMEMS圧力センサであることを特徴とする請求項1~7のうちのいずれか1つに記載の血圧測定装置。 - 圧力値が予め校正されかつ血管上の皮膚を介して設けられ当該血管に流れる脈波の圧力変化を検出して血管脈波信号の電圧値として測定する第1の圧力センサと、
印加する圧力値を制御可能な圧力印加機構と、
上記第1の圧力センサの近傍に設けられ、圧力値が予め校正されかつ上記圧力印加機構により第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力を印加するときの圧力値を検出する第2の圧力センサと、
上記血管脈波信号及び上記検出される圧力値に基づいて、最大血圧値及び最小血圧値を測定する制御手段とを備える血圧測定装置であって、
上記制御手段は、
(1)上記血管脈波信号を測定したときに、上記第1の圧力センサにより測定された血管脈波信号の電圧値に基づいて、上記脈波の圧力変化における最大電圧値と最小電圧値とを測定し、最大電圧値と最小電圧値と所定の校正値とに基づいて上記最大電圧値及び上記最小電圧値にそれぞれ対応する最大圧力値及び最小圧力値を演算する定常脈波の事前測定演算処理と、
(2)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力を印加して加圧して上記血管脈波信号を測定しなくなったとき、加圧を停止する加圧処理と、
(3)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力の圧力値を所定の第1の減圧速度で減圧する第1の減圧処理と、
(4)上記第1の減圧処理において上記血管脈波信号を測定したとき、その直前の第2の圧力センサの圧力値を最大血圧値として測定する第1の測定処理と、
(5)上記測定された最大血圧値と、上記最大圧力値と、上記最小圧力値とに基づいて、最小血圧値を推定して測定する第3の測定処理とを実行することを特徴とする血圧測定装置。 - 上記制御手段は、上記第1の圧力センサにより測定された血管脈波信号の電圧値に基づいて、上記脈波の圧力変化における1拍時間をさらに測定し、
上記第1の減圧速度は上記測定された1拍時間に対して反比例するように設定されることを特徴とする請求項10記載の血圧測定装置。 - 上記制御手段は、上記第1の減圧処理において、上記圧力値が段階的にステップ減圧法で下降して上記減圧を行うように上記圧力印加機構を制御することを特徴とする請求項10又は11記載の血圧測定装置。
- 上記制御手段は、上記ステップ減圧法での減圧を上記血管脈波信号に同期させて実行することを特徴とする請求項12記載の血圧測定装置。
- 上記血管脈波信号からクロックを再生するクロック再生回路をさらに備え、
上記制御手段は、上記ステップ減圧法での減圧を、上記再生されたクロックに基づいて上記血管脈波信号に同期させて実行することを特徴とする請求項13記載の血圧測定装置。 - 上記第1及び第2の圧力センサは、上記血管に流れる脈波の圧力変化を抵抗値変化として検出するMEMS圧力センサであることを特徴とする請求項10~14のうちのいずれか1つに記載の血圧測定装置。
- 上記圧力印加機構は、上記第1及び第2の圧力センサ並びに皮膚を介して血管に対して所定の圧力を印加する圧力アクチュエータであることを特徴とする請求項1~15のうちのいずれか1つに記載の血圧測定装置。
- 上記圧力印加機構は、両端の一軸関節が固定された5個の第1~第5の一軸関節と、上記5個の一軸関節のうちの互いに隣接する一対の一軸関節を連結する4本のリンクとを備えた5関節リンク機構であり、
上記第1及び第2の圧力センサは上記第3の関節に設けられ、
上記測定手段は、上記両端の一軸関節を回転させることにより上記第3の一軸関節の位置を移動させることにより、上記5関節リンク機構は上記第3の一軸関節から上記第1及び第2の圧力センサ並びに皮膚を介して血管に対して所定の圧力を印加することを特徴とする請求項1~15のうちのいずれか1つに記載の血圧測定装置。 - 血管上の皮膚を介して設けられ当該血管に流れる脈波の圧力変化を検出して血管脈波信号の電圧値として測定する第1の圧力センサと、
印加する圧力値を制御可能な圧力印加機構と、
上記第1の圧力センサの近傍に設けられ、圧力値が予め校正されかつ上記圧力印加機構により第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力を印加するときの圧力値を検出する第2の圧力センサと、
上記血管脈波信号及び上記検出される圧力値に基づいて、最大血圧値及び最小血圧値を測定する制御手段とを備える血圧測定装置のための血圧測定方法であって、
上記制御手段は、
上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力を印加して加圧して上記血管脈波信号を測定しなくなったとき、加圧を停止した後減圧し、その後上記血管脈波信号を測定したとき、その直前の第2の圧力センサの圧力値を最大血圧値として測定し、次いで、さらに減圧し、所定の定常脈波の電圧値を有する血管脈波信号を測定したとき、そのときの第2の圧力センサの圧力値を最小血圧値として測定するステップを実行することを特徴とする血圧測定方法。 - 上記制御手段は、
(1)上記血管脈波信号を測定したときに、上記第1の圧力センサにより測定された血管脈波信号の電圧値に基づいて、上記脈波の圧力変化における最大電圧値と最小電圧値と1拍時間とを測定する定常脈波の事前測定処理と、
(2)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力を印加して加圧して上記血管脈波信号を測定しなくなったとき、加圧を停止する加圧処理と、
(3)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力の圧力値を所定の第1の減圧速度で減圧する第1の減圧処理と、
(4)上記第1の減圧処理において上記血管脈波信号を測定したとき、その直前の第2の圧力センサの圧力値を最大血圧値として測定する第1の測定処理と、
(5)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力の圧力値を所定の第2の減圧速度で減圧する第2の減圧処理と、
(6)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力の圧力値を所定の第3の減圧速度で減圧する第3の減圧処理と、
(7)上記第3の減圧処理において上記事前測定処理における定常脈波の電圧値を有する血管脈波信号を測定したとき、そのときの第2の圧力センサの圧力値を最小血圧値として測定する第2の測定処理とを実行し、
少なくとも上記第1及び第3の減圧速度は上記測定された1拍時間に対して反比例するように設定されることを特徴とする請求項18記載の血圧測定方法。 - 圧力値が予め校正されかつ血管上の皮膚を介して設けられ当該血管に流れる脈波の圧力変化を検出して血管脈波信号の電圧値として測定する第1の圧力センサと、
印加する圧力値を制御可能な圧力印加機構と、
上記第1の圧力センサの近傍に設けられ、圧力値が予め校正されかつ上記圧力印加機構により第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力を印加するときの圧力値を検出する第2の圧力センサと、
上記血管脈波信号及び上記検出される圧力値に基づいて、最大血圧値及び最小血圧値を測定する制御手段とを備える血圧測定装置のための血圧測定方法であって、
上記制御手段は、
(1)上記血管脈波信号を測定したときに、上記第1の圧力センサにより測定された血管脈波信号の電圧値に基づいて、上記脈波の圧力変化における最大電圧値と最小電圧値とを測定し、最大電圧値と最小電圧値と所定の校正値とに基づいて上記最大電圧値及び上記最小電圧値にそれぞれ対応する最大圧力値及び最小圧力値を演算する定常脈波の事前測定演算処理と、
(2)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力を印加して加圧して上記血管脈波信号を測定しなくなったとき、加圧を停止する加圧処理と、
(3)次いで、上記圧力印加機構により上記第2の圧力センサ及び上記皮膚を介して上記血管に対して応力の圧力値を所定の第1の減圧速度で減圧する第1の減圧処理と、
(4)上記第1の減圧処理において上記血管脈波信号を測定したとき、その直前の第2の圧力センサの圧力値を最大血圧値として測定する第1の測定処理と、
(5)上記測定された最大血圧値と、上記最大圧力値と、上記最小圧力値とに基づいて、最小血圧値を推定して測定する第3の測定処理とを実行することを特徴とする血圧測定方法。
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