WO2015151132A1 - Blood pressure measurement device - Google Patents

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waveform
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定夫 尾股
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    • A61B5/6831—Straps, bands or harnesses

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  • Ph ⁇ n ⁇ A ⁇ LOG (Ta ⁇ Tb) ⁇ B
  • n ⁇ n ⁇ Pl C ⁇ (Tb ⁇ Tb) ⁇ D. It is shown that the result obtained by inserting a pressure sensor into an artery and directly acquiring an arterial waveform also rides the above equation.
  • a phase shift circuit for adjusting a center frequency of an oscillation frequency of a self-excited oscillation circuit including a blood flow part of a human body, a light receiving element, an amplifier, a phase shift circuit, and a light emitting element to a predetermined default frequency; are preferably provided.
  • the blood pressure measurement device has a pulse wave waveform F2 with a pulse wave waveform detected using the light emitting element and the light receiving element, as well as a time parameter for waveform change, with the start point of one cycle as the time origin.
  • the time integral value Sa of the waveform up to the time Ta where is the maximum value and the time integral value Sb of the waveform from the time Ta to the time T which is the end point of one cycle are used.
  • ha as the normalized maximum pressure value during the Ta period and hb as the normalized minimum pressure value during the Tb period are calculated, and the maximum blood pressure value and the minimum blood pressure value are calculated therefrom.
  • the pulse wave sensor starts to operate.
  • blood pressure measurement is performed by a simple operation in which the examinee places his fingertip on the measurement button and presses down the measurement button.
  • the terminal 62 of the pulse wave measurement circuit 50 is an output terminal that outputs the oscillation frequency of the self-excited oscillation circuit to the control unit 70 as a pulse wave signal.
  • the terminal 64 is an adjustment terminal that supplies a frequency adjustment signal from the control unit 70 to the phase shift circuit 60.
  • This frequency adjustment signal is a signal for changing the circuit constant of the phase shift circuit 60 so that the oscillation frequency of the self-excited oscillation circuit as a pulse wave signal becomes a predetermined default frequency.
  • tilt correction is performed next (S22). Inclination correction is performed by correcting each sampling data so that the value of ⁇ f at the zero crossing point that is the starting point of one cycle of sampling data is equal to the value of ⁇ f of the zero crossing point that is the end point of one cycle. Do. If the pulse wave waveform for one period subjected to the inclination correction is referred to as F2, the pulse wave waveform F2 is calculated and acquired in this way (S24). The above procedure for calculating and acquiring the pulse wave waveform F2 is executed by the function of the one-cycle waveform calculating unit 74 of the control unit 70.
  • the type of living body to be inspected human body, livestock, etc.
  • individual differences between examinees slow pulsation, steep pulsation, etc.
  • pulse wave sensors optical sensors, vibration sensors, It will be described that the maximum blood pressure value and the minimum blood pressure value can be universally obtained regardless of the type of the displacement sensor or the like and the unit of the detected value of the pulse wave (voltage, frequency, mm, etc.).
  • the phenomenon that a pulse wave is formed by the contraction and expansion of blood vessels is considered to be universal beyond individual differences among examinees.
  • standardize the contraction time and expansion time of the blood vessel, and in the energy and expansion time the blood flow receives from the blood vessel in the contraction time This can be done by normalizing the energy discharged from the blood flow to the blood vessels.
  • ⁇ Ta / (Ta + Tb) ⁇ and ⁇ Tb / (Ta + Tb) ⁇ are the normalized contraction time and normalized expansion time of the blood vessel, respectively
  • ⁇ Sa / (Sa + Sb) ⁇ and ⁇ Sb / (Sa + Sb) ⁇ are The normalized energy that the blood flow receives from the blood vessel during the contraction time and the normalized energy that the blood flow discharges into the blood vessel during the expansion time, respectively.
  • the coefficient 2 is a value generated by approximating the change of the pulse wave waveform with a triangle.
  • Living organisms different from the human body include livestock such as cattle, horses, and sheep, and wild animals such as elephants, deer, lions, tigers, and giraffes, and pulse wave sensors are attached to them to monitor their blood pressure. be able to.

Abstract

A blood pressure measurement device (10) includes: a housing (12) having a measurement surface (14) on which a subject places his or her palm (8); a measurement button (20) which is disposed in a position where the tip (9) of the index finger lies when the subject places the palm (8) on the measurement surface (14) and which includes a light emitting element and light receiving element; a circuit block (40) which is disposed inside the housing (12) and processes a pulse waveform detected by the light emitting element and light receiving element to calculate a maximum blood pressure value, minimum blood pressure value, and pulse rate; a display unit (90) which displays the calculated maximum blood pressure value, minimum blood pressure value, and pulse rate; and a printer unit (92) which prints out, on a paper sheet, the maximum blood pressure value, minimum blood pressure value, and pulse rate.

Description

血圧測定装置Blood pressure measuring device
　本発明は、血圧測定装置に係り、特に、脈波センサによって得られる脈波波形に基づいて血圧値を算出し出力する血圧測定装置に関する。 The present invention relates to a blood pressure measurement device, and more particularly to a blood pressure measurement device that calculates and outputs a blood pressure value based on a pulse wave waveform obtained by a pulse wave sensor.
　血圧測定装置としては、腕にカフ圧を加え、減圧しながら脈波が回復する音を基準に最大血圧と最低血圧を求めるマンシェット法を用いるものがよく使われる。血圧の絶対値を測定するものとしては、動脈中に圧力センサを挿入して、直接的に血圧を測る侵襲法がある。これらは、いずれも被検査者に加圧や侵襲の負担を与える。そこで、被検査者に負担を与えない血圧測定として、発光素子と受光素子を用いて脈波を検出し、そのデータから計算によって最大血圧と最低血圧を算出することが行われる。 As a blood pressure measurement device, a device that uses the Manchette method, in which the cuff pressure is applied to the arm and the pulse wave recovers while the pressure is reduced, is used to obtain the maximum blood pressure and the minimum blood pressure. For measuring the absolute value of blood pressure, there is an invasive method in which a pressure sensor is inserted into an artery to directly measure the blood pressure. All of these impose pressure and invasive burdens on the subject. Therefore, as a blood pressure measurement that does not place a burden on the examinee, a pulse wave is detected using a light emitting element and a light receiving element, and a maximum blood pressure and a minimum blood pressure are calculated by calculation from the data.
　例えば、特許文献1には、動脈血圧測定装置として、発光素子と受光素子から構成されるセンサによって動脈波形を取り込み、取り込んだ動脈波形の一拍ごとの微分ゼロクロス点を用い、一周期の時間Ｔと、動脈波形の最低値に対応するゼロクロス点から最大値に対応するゼロクロス点までの時間Ｔａと、（Ｔ－Ｔａ）＝Ｔｂを求め、脈拍数ｎ＝（６０／Ｔ）も用いて、最大血圧Ｐｈと最低血圧Ｐｌを計算で求めることが開示されている。 For example, in Patent Document 1, as an arterial blood pressure measurement device, an arterial waveform is captured by a sensor composed of a light emitting element and a light receiving element, and a differential zero cross point for each beat of the captured arterial waveform is used, and a period of time T The time Ta from the zero cross point corresponding to the minimum value of the arterial waveform to the zero cross point corresponding to the maximum value and (T−Ta) = Tb are obtained, and the pulse rate n = (60 / T) is also used to determine the maximum It is disclosed that the blood pressure Ph and the minimum blood pressure Pl are calculated.
　ここで、Ｐｈ×ｎ＝－Ａ×ＬＯＧ（Ｔａ×Ｔｂ）－Ｂ，ｎ×ｎ×Ｐｌ＝Ｃ×（Ｔｂ×Ｔｂ）－Ｄで示される。動脈内に圧力センサを挿入して直接的に動脈波形を取得した結果も上記式に乗ることが示されている。 Here, Ph × n = −A × LOG (Ta × Tb) −B, n × n × Pl = C × (Tb × Tb) −D. It is shown that the result obtained by inserting a pressure sensor into an artery and directly acquiring an arterial waveform also rides the above equation.
特許第４６８０４１１号明細書Japanese Patent No. 4680411
　特許文献１の方法によれば、指先等に発光素子と受光素子を取り付けるだけで、最大血圧値と最低血圧値を計算で求めることができる。ところで、特許文献１の方法は、脈波変化の時間パラメータのみで最大血圧値と最低血圧値を求めているので、血管の収縮と拡張によって脈波が形成される現象を反映していない可能性があり、脈波算出のモデルとしては不十分な面がある。 According to the method of Patent Document 1, the maximum blood pressure value and the minimum blood pressure value can be calculated by simply attaching a light emitting element and a light receiving element to a fingertip or the like. By the way, since the method of patent document 1 calculates | requires the maximum blood pressure value and the minimum blood pressure value only with the time parameter of a pulse wave change, it may not reflect the phenomenon in which a pulse wave is formed by the blood vessel contraction and expansion. There is an insufficient aspect as a model for pulse wave calculation.
　本発明の目的は、血管の収縮と拡張によって脈波が形成される現象を血圧算出のモデルとして、血圧測定の精度をさらに向上させた血圧測定装置を提供することである。 An object of the present invention is to provide a blood pressure measurement device that further improves the accuracy of blood pressure measurement using a phenomenon in which a pulse wave is formed by blood vessel contraction and dilation as a blood pressure calculation model.
　本発明に係る血圧測定装置は、生体における血流の脈波波形を検出する脈波センサと、生体における血流の一周期の時間Ｔ秒の脈波波形について、血管収縮時間Ｔａの間における脈波波形の時間積分値Ｓａと血管拡張時間Ｔｂ＝（Ｔ－Ｔａ）の間における脈波波形の時間積分値Ｓｂとを用いて、血管収縮時間Ｔａにおける規格化最大圧力値ｈａ＝（規格化時間積分値／規格化血管収縮時間）と、血管拡張時間Ｔｂにおける規格化最低圧力値ｈｂ＝（規格化時間積分値／規格化血管収縮時間）と、を算出する規格化圧力値算出手段と、算出された規格化最大圧力値と規格化最低圧力値とに基づいて、最大血圧値と最低血圧値とを算出して出力する血圧算出出力部と、を備えることを特徴とする。 The blood pressure measurement device according to the present invention relates to a pulse wave sensor that detects a pulse wave waveform of a blood flow in a living body and a pulse wave waveform of a period of T seconds of blood flow in the living body during a vasoconstriction time Ta. Using the time integral value Sa of the wave waveform and the time integral value Sb of the pulse waveform between the vascular dilation time Tb = (T−Ta), the normalized maximum pressure value ha = (normalization time) in the vasoconstriction time Ta. Normalized pressure value calculating means for calculating (integrated value / normalized vasoconstriction time) and normalized minimum pressure value hb = (normalized time integral value / normalized vasoconstriction time) at vascular dilation time Tb; A blood pressure calculation output unit that calculates and outputs a maximum blood pressure value and a minimum blood pressure value based on the standardized maximum pressure value and the normalized minimum pressure value.
　本発明に係る血圧測定装置は、人体における血流の脈波波形Ｆ１を検出する脈波センサと、脈波波形Ｆ１について繰り返し単位となる一周期の波形について、時間経過に対する傾斜を補正し、傾斜補正された一周期の脈波波形Ｆ２を求める一周期波形算出部と、一周期の脈波波形Ｆ２について、一周期の時間Ｔ秒と、一周期の開始時点を時間原点として脈波波形Ｆ２が最高値となる時間Ｔａ秒と、Ｔｂ＝（Ｔ－Ｔａ）秒と、時間原点から時間Ｔａ秒までの脈波波形Ｆ２の時間積分値Ｓａと、時間Ｔａから一周期の終了時点である時間Ｔまでの脈波波形Ｆ２の時間積分値Ｓｂを、基本パラメータとして算出する基本パラメータ算出部と、基本パラメータを用い、６０秒当たりの脈拍数Ｎ＝（６０／Ｔ）と、Ｔａの期間の規格化最大圧力値としてのｈａ＝［２｛Ｓａ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝／｛Ｔａ／（Ｔａ＋Ｔｂ）｝］と、Ｔｂの期間の規格化最低圧力値としてのｈｂ＝［２｛Ｓｂ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝／｛Ｔｂ／（Ｔａ＋Ｔｂ）｝］を算出する２次パラメータ算出部と、侵襲法またはマンシェット法によって得られる最大血圧値と脈波波形Ｆ２に基づいて算出される規格化最大圧力値との間を関連づける係数Ａ，αと、侵襲法またはマンシェット法によって得られる最低血圧値と脈波波形Ｆ２に基づいて算出される規格化最低圧力値との間を関連づける係数Ｂ，βを予め求めて記憶する記憶部と、ＰH＝｛Ｎ4×（ｈａ）2｝／［Ａ2×（Ｔａ×Ｔｂ）-2α×｛Ｓａ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝］を脈波波形Ｆ２に基づく最大血圧値ＰHとして算出して出力し、ＰL＝［Ｎ4×｛Ｓｂ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝2］／［Ｂ2×（Ｔａ×Ｔｂ）-2β×（ｈｂ）］を脈波波形Ｆ２に基づく最低血圧値ＰLとして算出して出力する血圧値出力部と、を備えることを特徴とする。 The blood pressure measurement device according to the present invention corrects a slope with respect to time with respect to a pulse wave sensor that detects a pulse wave waveform F1 of a blood flow in a human body and a waveform of one cycle that is a repeating unit of the pulse wave waveform F1, The one-cycle waveform calculation unit for obtaining the corrected one-cycle pulse waveform F2, and the one-cycle pulse waveform F2, the pulse waveform F2 is obtained with the time T seconds of one cycle and the start point of one cycle as the time origin. Maximum time Ta seconds, Tb = (T−Ta) seconds, time integration value Sa of pulse wave waveform F2 from the time origin to time Ta seconds, and time T that is the end point of one cycle from time Ta Using the basic parameter calculation unit for calculating the time integral value Sb of the pulse wave waveform F2 up to and including the basic parameter, the pulse rate per 60 seconds N = (60 / T) and the standardization of the Ta period As the maximum pressure value ha = [2 {Sa / (Sa + Sb)} / {Ta / (Ta + Tb)}] and hb = [2 {Sb / (Sa + Sb)} / {Tb / (Ta + Tb) as the normalized minimum pressure value during the period of Tb. )}], And coefficients A and α for associating the maximum blood pressure value obtained by the invasive method or the Manchette method with the normalized maximum pressure value calculated based on the pulse wave waveform F2. A storage unit for preliminarily obtaining and storing coefficients B and β that correlate between a minimum blood pressure value obtained by an invasive method or a Manchette method and a normalized minimum pressure value calculated based on the pulse wave waveform F2, and P H = {N 4 × (ha) 2 } / [A 2 × (Ta × Tb) −2α × {Sa / (Sa + Sb)}] is calculated and output as the maximum blood pressure value P H based on the pulse wave waveform F2, and P L = [N 4 × {Sb / (Sa + Sb)} 2 ] / [B 2 × (Ta × Tb) −2β × (hb)] as a diastolic blood pressure value P L based on the pulse wave waveform F 2, and a blood pressure value output unit that outputs the blood pressure value. .
　また、本発明に係る血圧測定装置において、脈波センサは、人体の表面に発光素子によって光を照射し、反射した光を受光素子で受光する反射型光脈波センサであり、受光素子の出力端子に接続される増幅器と、増幅器の出力端子と発光素子の入力端子との間に配置され、発光素子の入力波形と受光素子の出力波形との間の位相の変化を周波数の変化に変換する位相シフト回路と、人体の血流部と受光素子と増幅器と位相シフト回路と発光素子とで構成される自励発振回路の発振周波数の中心周波数を予め定めたデフォルト周波数に調整する周波数調整部と、を備えることが好ましい。 In the blood pressure measurement device according to the present invention, the pulse wave sensor is a reflective optical pulse wave sensor that irradiates light on the surface of the human body with a light emitting element and receives the reflected light with the light receiving element. An amplifier connected to the terminal and disposed between the output terminal of the amplifier and the input terminal of the light emitting element, and converts the phase change between the input waveform of the light emitting element and the output waveform of the light receiving element into a change in frequency. A phase shift circuit; a frequency adjustment unit for adjusting a center frequency of an oscillation frequency of a self-excited oscillation circuit including a blood flow part of a human body, a light receiving element, an amplifier, a phase shift circuit, and a light emitting element to a predetermined default frequency; Are preferably provided.
　また、本発明に係る血圧測定装置において、脈波センサは、人体の表面に超音波振動子から超音波を入射し、反射した超音波を振動検出素子で受ける超音波型脈波センサであり、振動検出素子の出力端子に接続される増幅器と、増幅器の出力端子と超音波振動子の入力端子との間に配置され、超音波振動子の入力波形と振動検出素子の出力波形との間の位相の変化を周波数の変化に変換する位相シフト回路と、人体の血流部と振動検出素子と増幅器と位相シフト回路と超音波振動子とで構成される自励発振回路の発振周波数の中心周波数を予め定めたデフォルト周波数に調整する周波数調整部と、を備えることを特徴とする。 Further, in the blood pressure measurement device according to the present invention, the pulse wave sensor is an ultrasonic pulse wave sensor in which ultrasonic waves are incident on the surface of a human body from an ultrasonic transducer and the reflected ultrasonic waves are received by a vibration detection element, An amplifier connected to the output terminal of the vibration detection element, and disposed between the output terminal of the amplifier and the input terminal of the ultrasonic transducer, and between the input waveform of the ultrasonic transducer and the output waveform of the vibration detection element Center frequency of oscillation frequency of self-excited oscillation circuit composed of phase shift circuit that converts phase change into frequency change, blood flow part of human body, vibration detection element, amplifier, phase shift circuit and ultrasonic transducer And a frequency adjustment unit for adjusting the frequency to a predetermined default frequency.
　また、本発明に係る血圧測定装置において、位相シフト回路の動作中心周波数は、デフォルト周波数と異なる周波数に設定されることが好ましい。 In the blood pressure measurement device according to the present invention, it is preferable that the operation center frequency of the phase shift circuit is set to a frequency different from the default frequency.
　また、本発明に係る血圧測定装置において、Ａの値は、１００～４００の範囲の値、αの値は０．７～１．２の範囲の値、Ｂの値は、２０～８０の範囲の値、βの値は０．７～１．２の範囲の値であることが好ましい。 In the blood pressure measurement device according to the present invention, the value of A is in the range of 100 to 400, the value of α is in the range of 0.7 to 1.2, and the value of B is in the range of 20 to 80. The value of β and the value of β are preferably in the range of 0.7 to 1.2.
　また、本発明に係る血圧測定装置において、Ａの値は、２００～２７０の範囲の値、αの値は１、Ｂの値は、２０～６０の範囲の値、βの値は１であることが好ましい。 In the blood pressure measurement device according to the present invention, the value of A is in the range of 200 to 270, the value of α is 1, the value of B is in the range of 20 to 60, and the value of β is 1. It is preferable.
　また、本発明に係る血圧測定装置において、人体の掌を置くための測定面を有する測定台と、測定台に設けられる案内穴に案内され、付勢手段によって測定面より突き出すように付勢され、人体の指先で押されることで測定面に対し予め定めた方向に移動可能な測定ボタンと、を備え、発光素子と受光素子は、測定ボタン内に収納され、発光素子の発光面と受光素子の受光面は、測定面の側を向き、受光素子の入射光軸と受光素子の受光光軸との交点が測定ボタンの上面に対し予め定めた高さ位置に設定されることが好ましい。 Further, in the blood pressure measurement device according to the present invention, the measurement table having a measurement surface for placing the palm of the human body and the guide hole provided in the measurement table are guided and biased so as to protrude from the measurement surface by the biasing means. A measurement button that can be moved in a predetermined direction with respect to the measurement surface by being pressed with a fingertip of a human body, and the light emitting element and the light receiving element are housed in the measurement button, and the light emitting surface and the light receiving element of the light emitting element The light receiving surface is preferably directed to the measurement surface, and the intersection of the incident optical axis of the light receiving element and the light receiving optical axis of the light receiving element is preferably set at a predetermined height position with respect to the upper surface of the measurement button.
　また、本発明に係る血圧測定装置において、測定ボタンが押し下げられることを検出して、脈波センサが作動開始することが好ましい。 Also, in the blood pressure measurement device according to the present invention, it is preferable that the pulse wave sensor starts operating upon detecting that the measurement button is pressed down.
　上記構成の少なくとも１つにより、血圧測定装置は、生体における血流の一周期の時間Ｔ秒の脈波波形について、血管収縮時間Ｔａの間における脈波波形の時間積分値Ｓａと血管拡張時間Ｔｂ＝（Ｔ－Ｔａ）の間における脈波波形の時間積分値Ｓｂとを用いて、血管収縮時間Ｔａにおける規格化最大圧力値ｈａ＝（規格化時間積分値／規格化血管収縮時間）と、血管拡張時間Ｔｂにおける規格化最低圧力値ｈｂ＝（規格化時間積分値／規格化血管収縮時間）を算出する。これに基づいて算出された最大血圧値と最低血圧値は、血管の収縮と拡張によって脈波が形成される現象を血圧算出のモデルとしているので、血圧測定の精度をさらに向上することができる。 With at least one of the above-described configurations, the blood pressure measurement device, with respect to the pulse wave waveform of one cycle of blood flow in the living body for a time T seconds, the time waveform integration value Sa and the vasodilation time Tb during the vasoconstriction time Ta. = Using the time integral value Sb of the pulse waveform during (T−Ta), the normalized maximum pressure value ha = (normalized time integral value / normalized vasoconstriction time) in the vascular contraction time Ta and the blood vessel The standardized minimum pressure value hb = (standardized time integral value / standardized vasoconstriction time) at the expansion time Tb is calculated. Since the maximum blood pressure value and the minimum blood pressure value calculated based on this use a blood pressure calculation model based on a phenomenon in which a pulse wave is formed by blood vessel contraction and expansion, the accuracy of blood pressure measurement can be further improved.
　上記構成の少なくとも１つにより、血圧測定装置は、発光素子と受光素子を用いて検出された脈波波形について、波形変化についての時間パラメータと共に、一周期の開始時点を時間原点として脈波波形Ｆ２が最高値となる時間Ｔａまでの波形の時間積分値Ｓａと、時間Ｔａから一周期の終了時点である時間Ｔまでの波形の時間積分値Ｓｂを基本パラメータとして用いる。そして、２次パラメータとして、Ｔａの期間の規格化最大圧力値としてのｈａ、Ｔｂの期間の規格化最低圧力値としてのｈｂを算出し、これらから最大血圧値と最低血圧値を算出する。 With at least one of the above-described configurations, the blood pressure measurement device has a pulse wave waveform F2 with a pulse wave waveform detected using the light emitting element and the light receiving element, as well as a time parameter for waveform change, with the start point of one cycle as the time origin. As a basic parameter, the time integral value Sa of the waveform up to the time Ta where is the maximum value and the time integral value Sb of the waveform from the time Ta to the time T which is the end point of one cycle are used. Then, as secondary parameters, ha as the normalized maximum pressure value during the Ta period and hb as the normalized minimum pressure value during the Tb period are calculated, and the maximum blood pressure value and the minimum blood pressure value are calculated therefrom.
　Ｔａの期間は、血管が血流を押し出す収縮期間であり、Ｔｂは血管が血流を押し出して緩和する拡張期間である。これらの期間について、時間パラメータと波形の積分値、規格化圧力値を求める。これらによって、血管の収縮と拡張に伴って血流がエネルギを受け取り、またエネルギを放出することで脈波が形成される現象を血圧算出のモデルとして用いる。脈波形成の現象に基づいて算出された血圧値は、実際に血管内で生じている血圧の変動を反映していると考えられ、血圧測定の精度が向上する。 The period of Ta is a contraction period in which the blood vessel pushes out the blood flow, and Tb is an expansion period in which the blood vessel pushes out the blood flow and relaxes. For these periods, the time parameter, the integrated value of the waveform, and the normalized pressure value are obtained. As a result, the blood flow receives energy as blood vessels contract and dilate, and a phenomenon in which a pulse wave is formed by releasing energy is used as a blood pressure calculation model. The blood pressure value calculated based on the phenomenon of pulse wave formation is considered to reflect the fluctuation of blood pressure actually occurring in the blood vessel, and the accuracy of blood pressure measurement is improved.
　また、血圧測定装置において、脈波センサとして、発光素子と受光素子を含む反射型脈波センサを用いることができる。この場合、人体の血流部と受光素子と増幅器と位相シフト回路と発光素子とで構成される自励発振回路の発振周波数の中心周波数を予め定めたデフォルト周波数に調整する。上記の自励発振回路の発振周波数の変化が脈波波形になるが、このようにして得られる脈波波形は個人差がある。発振周波数の中心周波数をデフォルト周波数に揃えることで、脈波波形の個人差を抑制でき、血圧測定の精度が向上する。 In the blood pressure measurement device, a reflection type pulse wave sensor including a light emitting element and a light receiving element can be used as the pulse wave sensor. In this case, the center frequency of the oscillation frequency of the self-excited oscillation circuit composed of the human bloodstream portion, the light receiving element, the amplifier, the phase shift circuit, and the light emitting element is adjusted to a predetermined default frequency. Although the change in the oscillation frequency of the self-excited oscillation circuit becomes a pulse wave waveform, the pulse wave waveform obtained in this way has individual differences. By aligning the center frequency of the oscillation frequency with the default frequency, individual differences in the pulse wave waveform can be suppressed, and the accuracy of blood pressure measurement is improved.
　また、血圧測定装置において、脈波センサとして、超音波振動子と振動検出素子を含む超音波型脈波センサを用いることができる。この場合、人体の血流部と振動検出素子と増幅器と位相シフト回路と超音波振動子とで構成される自励発振回路の発振周波数の中心周波数を予め定めたデフォルト周波数に調整する。上記の自励発振回路の発振周波数の変化が脈波波形になるが、このようにして得られる脈波波形は個人差がある。発振周波数の中心周波数をデフォルト周波数に揃えることで、脈波波形の個人差を抑制でき、血圧測定の精度が向上する。 In the blood pressure measurement device, an ultrasonic pulse wave sensor including an ultrasonic transducer and a vibration detection element can be used as the pulse wave sensor. In this case, the center frequency of the oscillation frequency of the self-excited oscillation circuit composed of the human bloodstream part, the vibration detection element, the amplifier, the phase shift circuit, and the ultrasonic transducer is adjusted to a predetermined default frequency. Although the change in the oscillation frequency of the self-excited oscillation circuit becomes a pulse wave waveform, the pulse wave waveform obtained in this way has individual differences. By aligning the center frequency of the oscillation frequency with the default frequency, individual differences in the pulse wave waveform can be suppressed, and the accuracy of blood pressure measurement is improved.
　また、血圧測定装置において、位相シフト回路の動作中心周波数は、デフォルト周波数と異なる周波数に設定される。位相シフト回路は、一種のバンドパスフィルタの特性を有するので、動作中心周波数におけるゲインの変化は小さい。動作周波数から外れた周波数で周波数に対するゲイン変化は大きくなる。血圧測定に用いられるデフォルト周波数を位相シフト回路の動作中心周波数から外すことで、周波数変化に対する感度が向上し、血圧測定の精度が向上する。 In the blood pressure measurement device, the operation center frequency of the phase shift circuit is set to a frequency different from the default frequency. Since the phase shift circuit has a kind of band-pass filter characteristic, the gain change at the operation center frequency is small. The gain change with respect to the frequency becomes large at a frequency deviating from the operating frequency. By removing the default frequency used for blood pressure measurement from the operation center frequency of the phase shift circuit, the sensitivity to frequency change is improved and the accuracy of blood pressure measurement is improved.
　また、血圧測定装置において、Ａの値は、１００～４００の範囲の値、αの値は０．７～１．２の範囲の値、Ｂの値は、２０～８０の範囲の値、βの値は０．７～１．２の範囲の値である。好ましくは、Ａの値は、２００～２７０の範囲の値、αの値は１、Ｂの値は、２０～６０の範囲の値、βの値は１である。これらの値は、脈波波形から計算で求める最大血圧値、最低血圧値と、予め侵襲法またはマンシェット法による最大血圧値、最低血圧値と対応づけるものであるが、対応づけ数が多いほど、血圧測定の精度が向上する。したがって、対応づけ数が増加するに従って、上記のＡ，Ｂ，α，βを更新することがよい。上記の範囲の値は、対応づけ数が増加したときの変化幅を示すものである。 In the blood pressure measurement device, the value of A is a value in the range of 100 to 400, the value of α is a value in the range of 0.7 to 1.2, the value of B is a value in the range of 20 to 80, β The value of is a value in the range of 0.7 to 1.2. Preferably, the value of A is in the range of 200 to 270, the value of α is 1, the value of B is in the range of 20 to 60, and the value of β is 1. These values are the maximum blood pressure value calculated by calculation from the pulse wave waveform, the minimum blood pressure value, and the maximum blood pressure value by the invasive method or the Manchette method, the minimum blood pressure value in advance, the more the number of correspondence, The accuracy of blood pressure measurement is improved. Therefore, it is preferable to update A, B, α, and β as the number of associations increases. The value in the above range indicates the range of change when the number of associations increases.
　また、血圧測定装置において、人体の掌を置くための測定面を有する測定台に設けられた測定ボタン内に発光素子と受光素子が収納される。したがって、指先を測定ボタンの上に置くだけで、発光素子と受光素子によって、指先の血管についての脈波波形を検出できる。これにより、被検査者にほとんど負担をかけずに血圧測定を行うことができる。 In the blood pressure measurement device, a light emitting element and a light receiving element are housed in a measurement button provided on a measurement table having a measurement surface for placing a palm of a human body. Therefore, the pulse wave waveform about the blood vessel of the fingertip can be detected by the light emitting element and the light receiving element only by placing the fingertip on the measurement button. As a result, blood pressure can be measured with little burden on the subject.
　また、血圧測定装置において、測定ボタンが押し下げられることを検出して、脈波センサが作動開始する。このように、被検査者が指先を測定ボタンに乗せて、測定ボタンを押し下げるという簡単な操作で血圧測定が行われる。 Also, in the blood pressure measurement device, it is detected that the measurement button is depressed, and the pulse wave sensor starts to operate. In this way, blood pressure measurement is performed by a simple operation in which the examinee places his fingertip on the measurement button and presses down the measurement button.
本発明に係る実施の形態における血圧測定装置の外観図である。1 is an external view of a blood pressure measurement device according to an embodiment of the present invention. 本発明に係る実施の形態における血圧測定装置のブロック図である。1 is a block diagram of a blood pressure measurement device according to an embodiment of the present invention. 本発明に係る実施の形態の血圧測定装置における血圧測定の手順を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows the procedure of the blood pressure measurement in the blood pressure measuring device of embodiment which concerns on this invention. 本発明に係る実施の形態の血圧測定装置において、取得される脈波波形を示す図である。It is a figure which shows the pulse-wave waveform acquired in the blood-pressure measuring device of embodiment which concerns on this invention. 本発明に係る実施の形態の血圧測定装置における位相シフト回路の周波数特性図である。It is a frequency characteristic figure of the phase shift circuit in the blood pressure measuring device of an embodiment concerning the present invention. 本発明に係る実施の形態の血圧測定装置において、脈波波形をディジタル処理に適した波形とした図である。In the blood pressure measurement device according to the embodiment of the present invention, the pulse wave waveform is a waveform suitable for digital processing. 本発明に係る実施の形態の血圧測定装置において、本発明に係る実施の形態の血圧測定装置において、ディジダル信号化した脈波波形の時間変化を示す図である。In the blood pressure measurement device according to the embodiment of the present invention, in the blood pressure measurement device according to the embodiment of the present invention, it is a diagram showing a time change of the pulse waveform converted into a digit signal. 本発明に係る実施の形態の血圧測定装置において、一周期の脈波波形を取り出し、波形パラメータを示す図である。In the blood pressure measurement device according to the embodiment of the present invention, a pulse waveform of one cycle is taken out and is a diagram showing waveform parameters. 本発明に係る実施の形態の血圧測定装置において、侵襲法で測定した脈波波形データを整理して求めた最高血圧値に対する対応づけ関係式を示す図である。In the blood pressure measurement device according to the embodiment of the present invention, it is a diagram showing an association relational expression for the maximum blood pressure value obtained by organizing the pulse waveform data measured by the invasive method. 本発明に係る実施の形態の血圧測定装置において、侵襲法で測定した脈波波形データを整理して求めた最低血圧値に対する対応づけ関係式を示す図である。In the blood pressure measurement device according to the embodiment of the present invention, it is a diagram showing an association relational expression for a minimum blood pressure value obtained by organizing pulse wave waveform data measured by an invasive method. 図９について、脈波波形から計算した最高血圧値を重ねた図である。FIG. 10 is a diagram in which the systolic blood pressure values calculated from the pulse waveform are superimposed on FIG. 9. 図１０について、脈波波形から計算した最低血圧値を重ねた図である。It is the figure which piled up the diastolic blood pressure value calculated from the pulse wave waveform about FIG. 携帯電話を利用した血圧測定装置の例を示す図である。（ａ）は測定ボタンが携帯電話に設けられたものを示し、（ｂ）は接続ジャックによって脈波センサを携帯電話から着脱可能にしたものを示す。It is a figure which shows the example of the blood-pressure measurement apparatus using a mobile telephone. (A) shows that the measurement button is provided on the mobile phone, and (b) shows that the pulse wave sensor is detachable from the mobile phone by the connection jack. パーソナルコンピュータを利用し、無線でデータを送受信する血圧測定法を示す図である。It is a figure which shows the blood-pressure measuring method which transmits / receives data wirelessly using a personal computer. 装着型の血圧測定装置の例を示す図である。It is a figure which shows the example of a mounting | wearing type blood pressure measuring device.
　以下に図面を用いて本発明に係る実施の形態につき、詳細に説明する。以下で説明する形状、寸法、材質、数値等は、説明のための一例であって、血圧測定装置が適用される状況または仕様等に応じ、適宜変更することができる。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. The shapes, dimensions, materials, numerical values, and the like described below are examples for explanation, and can be changed as appropriate according to the situation or specifications to which the blood pressure measurement device is applied.
　以下では、全ての図面において一または対応する要素には同一の符号を付し、重複する説明を省略する。 In the following, in all the drawings, one or the corresponding element is denoted by the same reference numeral, and redundant description is omitted.
　図１は、血圧測定装置１０の全体外観図である。図１には血圧測定装置１０の構成要素ではないが、血圧が測定される被検査者の掌８が示されている。血圧測定装置１０は、発光素子と受光素子を脈波検出センサとして用いて計算により最高血圧値と最低血圧値と脈拍数を算出する。被検査者が血圧測定装置１０に掌８をのせるだけで、血圧測定を行うことができる。 FIG. 1 is an overall external view of the blood pressure measurement device 10. FIG. 1 shows a palm 8 of an examinee whose blood pressure is measured, although it is not a component of the blood pressure measurement device 10. The blood pressure measurement device 10 calculates a maximum blood pressure value, a minimum blood pressure value, and a pulse rate by calculation using a light emitting element and a light receiving element as a pulse wave detection sensor. The blood pressure can be measured simply by placing the palm 8 on the blood pressure measuring device 10 by the examinee.
　血圧測定装置１０は、１つの筐体１２にまとめられ、その大きさは、図１に示す掌８の大きさから推定できるように、約２０ｃｍ×約１５ｃｍ×約３ｃｍである。筐体１２は、プラスチック製で構成することができる。 The blood pressure measurement device 10 is collected in one housing 12, and the size is about 20 cm × about 15 cm × about 3 cm, as can be estimated from the size of the palm 8 shown in FIG. The housing 12 can be made of plastic.
　測定面１４は、筐体１２の上面であって、被検査者が掌８を乗せる面である。測定面１４は、掌８を自然状態で乗せることができるように、手首の方が低く、指先の方が高くなる傾斜を有している。 The measurement surface 14 is an upper surface of the housing 12 and is a surface on which the examinee places the palm 8. The measurement surface 14 has a slope such that the wrist is lower and the fingertip is higher so that the palm 8 can be placed in a natural state.
　測定ボタン２０は、測定面１４において、被検査者が右手の掌８を乗せたときに人差し指の指先９が来る位置に設けられる。測定ボタン２０は、測定面１４に設けられる案内穴１６（図２参照）に案内され、付勢手段である圧縮バネによって測定面１４より突き出すように付勢され、被検査者の指先９で押されることで、血圧測定が開始する測定開始ボタンである。測定ボタン２０の内部には、脈波波形の検出を行う発光素子と受光素子が内蔵されている。 The measurement button 20 is provided on the measurement surface 14 at a position where the fingertip 9 of the index finger comes when the examinee places the palm 8 of the right hand. The measurement button 20 is guided by a guide hole 16 (see FIG. 2) provided in the measurement surface 14, is urged so as to protrude from the measurement surface 14 by a compression spring which is an urging means, and is pressed by the fingertip 9 of the subject. This is a measurement start button for starting blood pressure measurement. Inside the measurement button 20, a light emitting element and a light receiving element for detecting a pulse wave waveform are incorporated.
　回路ブロック４０は、筐体１２の内部に配置され、発光素子と受光素子によって行われた脈波波形を処理して、最大血圧値と最低血圧値と脈拍数を算出する回路である。回路ブロック４０は、測定ボタン２０と、表示部９０とプリンタ部９２と信号線で接続される。 The circuit block 40 is a circuit that is disposed inside the housing 12 and processes a pulse wave waveform performed by the light emitting element and the light receiving element to calculate a maximum blood pressure value, a minimum blood pressure value, and a pulse rate. The circuit block 40 is connected to the measurement button 20, the display unit 90, the printer unit 92, and signal lines.
　表示部９０は、回路ブロック４０で算出された最大血圧値と最低血圧値と脈拍数を表示するディスプレイである。ディスプレイとしては、液晶ディスプレイ等を用いることができる。図１の例では、最大血圧値が１２５ｍｍＨｇ、最低血圧値が７０ｍｍＨｇ、脈拍数６０と表示されている。この値は、説明のための例示である。 The display unit 90 is a display that displays the maximum blood pressure value, the minimum blood pressure value, and the pulse rate calculated by the circuit block 40. A liquid crystal display or the like can be used as the display. In the example of FIG. 1, the maximum blood pressure value is displayed as 125 mmHg, the minimum blood pressure value is 70 mmHg, and the pulse rate is 60. This value is an illustrative example.
　プリンタ部９２は、回路ブロック４０で算出された最大血圧値と最低血圧値と脈拍数を紙シートに印字出力する小型プリンタである。プリンタ部９２としては感熱式プリンタ、インクジェットプリンタ等を用いることができる。 The printer unit 92 is a small printer that prints out the maximum blood pressure value, the minimum blood pressure value, and the pulse rate calculated by the circuit block 40 on a paper sheet. As the printer unit 92, a thermal printer, an inkjet printer, or the like can be used.
　測定ボタン２０と回路ブロック４０の詳細な内容について、図２を用いて説明する。図２は、血圧測定装置１０のブロック図である。 Detailed contents of the measurement button 20 and the circuit block 40 will be described with reference to FIG. FIG. 2 is a block diagram of the blood pressure measurement device 10.
　測定ボタン２０は、円筒状のボタン本体２２と、ボタン本体２２の外側底面に取り付けられる圧縮バネ２４およびスイッチ押下棒２６と、ボタン本体２２の上面側に設けられる透光板２８と、内部に収納されて配置される発光素子３０および受光素子３２と、発光素子３０と受光素子３２との間に配置される遮光部３４を含んで構成される。 The measurement button 20 is housed inside a cylindrical button body 22, a compression spring 24 and a switch pressing rod 26 attached to the outer bottom surface of the button body 22, a translucent plate 28 provided on the upper surface side of the button body 22. The light-emitting element 30 and the light-receiving element 32 disposed in this manner, and the light-shielding portion 34 disposed between the light-emitting element 30 and the light-receiving element 32 are configured.
　ボタン本体２２は、円筒状で内部が空洞の収納空間となっている部材である。収納空間は、上部が開口となっている。ボタン本体２２の寸法の一例を挙げると、直径が約１０～１５ｍｍ、円筒状の肉厚が約０．５～１ｍｍ、高さが約１０～２０ｍｍである。なお、測定面１４に設けられる案内穴１６とボタン本体２２の外径との寸法差は、約０．５～１ｍｍである。図２で案内穴１６は測定面１４に対し垂直方向に貫通しているが、案内穴１６を測定面１４に対し傾斜した貫通穴としてもよい。 The button body 22 is a member having a cylindrical storage space with a hollow inside. The upper part of the storage space is an opening. For example, the button body 22 has a diameter of about 10 to 15 mm, a cylindrical thickness of about 0.5 to 1 mm, and a height of about 10 to 20 mm. The dimensional difference between the guide hole 16 provided in the measurement surface 14 and the outer diameter of the button body 22 is about 0.5 to 1 mm. In FIG. 2, the guide hole 16 penetrates in the direction perpendicular to the measurement surface 14, but the guide hole 16 may be a through hole inclined with respect to the measurement surface 14.
　圧縮バネ２４は、測定ボタン２０を測定面１４より突き出すように付勢する付勢手段である。被検査者が指先９で測定ボタン２０を押し下げると、その押下力で圧縮バネ２４は圧縮され、測定ボタン２０の上面が測定面１４とほぼ同じ高さとなる。 The compression spring 24 is a biasing unit that biases the measurement button 20 so as to protrude from the measurement surface 14. When the examinee pushes down the measurement button 20 with the fingertip 9, the compression spring 24 is compressed by the pressing force, and the upper surface of the measurement button 20 becomes substantially the same height as the measurement surface 14.
　スイッチ押下棒２６は、筐体１２の内部において測定ボタン２０の下側に配置されるスイッチ３６をオンオフさせる操作棒である。測定ボタン２０が圧縮バネ２４の付勢力によってその上面が測定面１４よりも突き出ているときは、スイッチ押下棒２６はスイッチ３６の可動電極部から離間し、スイッチ３６はオフ状態である。被検査者が指先９で測定ボタン２０を押し下げ、測定ボタン２０の上面が測定面１４とほぼ同じ高さ位置となると、スイッチ押下棒２６はスイッチ３６の可動電極部に接触して可動電極部を固定電極部に向かって押し下げ、スイッチ３６の可動電極部と固定電極部が接触することで、スイッチ３６がオン状態となる。スイッチ３６の作用の詳細は後述する。 The switch pressing bar 26 is an operation bar for turning on and off a switch 36 disposed below the measurement button 20 in the housing 12. When the measurement button 20 has its upper surface protruding from the measurement surface 14 by the urging force of the compression spring 24, the switch pressing bar 26 is separated from the movable electrode portion of the switch 36, and the switch 36 is in an OFF state. When the examinee presses down the measurement button 20 with the fingertip 9 and the upper surface of the measurement button 20 is almost at the same height as the measurement surface 14, the switch pressing bar 26 comes into contact with the movable electrode portion of the switch 36 to move the movable electrode portion. The switch 36 is turned on when the movable electrode part of the switch 36 and the fixed electrode part come into contact with each other and are pushed down toward the fixed electrode part. Details of the operation of the switch 36 will be described later.
　透光板２８は、ボタン本体２２の収納空間の上部開口を塞ぐ円板状の部材で、発光素子３０から指先９へ向かって光を通し、指先９からの反射光を通して受光素子３２に到達させる。透光板２８は、発光素子３０と受光素子３２の動作波長の光を通せばよく、それ以外の波長を遮断することが好ましい。例えば、発光素子３０と受光素子３２の動作波長を赤外領域として、透光板２８を、可視光遮光性フィルタ板とすることができる。このようにすることで、発光素子３０と受光素子３２の動作に対する外光の影響を抑制することができる。透光板２８の寸法の一例を挙げると、直径が約８～１２ｍｍ、厚さが約０．５～１．５ｍｍである。 The translucent plate 28 is a disk-like member that closes the upper opening of the storage space of the button body 22, transmits light from the light emitting element 30 toward the fingertip 9, and reaches the light receiving element 32 through reflected light from the fingertip 9. . The translucent plate 28 only needs to pass light having the operating wavelengths of the light emitting element 30 and the light receiving element 32, and preferably blocks other wavelengths. For example, the light transmitting element 30 and the light receiving element 32 can be operated in the infrared region, and the light transmitting plate 28 can be a visible light blocking filter plate. By doing so, the influence of external light on the operation of the light emitting element 30 and the light receiving element 32 can be suppressed. As an example of the dimensions of the translucent plate 28, the diameter is about 8 to 12 mm and the thickness is about 0.5 to 1.5 mm.
　発光素子３０と受光素子３２は、この一組で、血管を流れる血流の脈波波形を検出する脈波センサとして機能する。発光素子３０と受光素子３２は、測定ボタン２０内に収納され、発光素子３０の発光面と受光素子３２の受光面は、測定面１４の側を向き、発光素子３０の入射光軸と受光素子３２の受光光軸との交点６は、測定ボタン２０の上面に対し予め定めた高さ位置に設定される。交点６の予め定めた高さ位置は、血流の脈波測定位置となるので、指先９の表面から血管の位置までの距離とすることがよい。一例を挙げると、測定ボタン２０の上面から約０．５～１ｍｍである。 The light emitting element 30 and the light receiving element 32 function as a pulse wave sensor that detects a pulse wave waveform of a blood flow flowing through the blood vessel. The light emitting element 30 and the light receiving element 32 are housed in the measurement button 20, and the light emitting surface of the light emitting element 30 and the light receiving surface of the light receiving element 32 face the measurement surface 14 side, and the incident optical axis of the light emitting element 30 and the light receiving element The intersection 6 with the 32 light receiving optical axes is set at a predetermined height position with respect to the upper surface of the measurement button 20. Since the predetermined height position of the intersection point 6 is a blood wave pulse wave measurement position, it is preferable to set the distance from the surface of the fingertip 9 to the blood vessel position. As an example, the distance from the upper surface of the measurement button 20 is about 0.5 to 1 mm.
　遮光部３４は、発光素子３０と受光素子３２との間に配置される仕切板である。遮光部３４は、発光素子３０の光が受光素子３２に回り込んで受光に対する外乱となることを抑制する。 The light shielding portion 34 is a partition plate disposed between the light emitting element 30 and the light receiving element 32. The light shielding unit 34 prevents the light from the light emitting element 30 from entering the light receiving element 32 and causing disturbance to the received light.
　スイッチ３６は、測定ボタン２０の押し下げによってオフからオンになることで、回路ブロック４０に電源を供給する電源供給スイッチである。したがって、測定ボタン２０が押し下げられると、回路ブロック４０が作動を開始し、脈波センサが作動開始し、血圧測定が行われる。その意味で、測定ボタン２０は、被検査者の指先で押されることで、血圧測定が開始する測定開始ボタンである。 The switch 36 is a power supply switch that supplies power to the circuit block 40 when the measurement button 20 is pressed down to turn on. Therefore, when the measurement button 20 is depressed, the circuit block 40 starts operating, the pulse wave sensor starts operating, and blood pressure measurement is performed. In this sense, the measurement button 20 is a measurement start button that starts blood pressure measurement when pressed with the fingertip of the subject.
　回路ブロック４０は、脈波センサのバイアス回路４４、脈波測定回路５０、制御部７０、記憶部８２を含んで構成される。 The circuit block 40 includes a pulse wave sensor bias circuit 44, a pulse wave measurement circuit 50, a control unit 70, and a storage unit 82.
　脈波センサのバイアス回路は、発光素子３０のアノードとカソードの間に供給するバイアス電圧を作り出し、受光素子３２の出力に抵抗素子を接続し、受光素子に流れる電流を電圧に変換する機能を有する。 The bias circuit of the pulse wave sensor has a function of creating a bias voltage supplied between the anode and the cathode of the light emitting element 30, connecting a resistance element to the output of the light receiving element 32, and converting a current flowing through the light receiving element into a voltage. .
　脈波測定回路５０は、入力側として、受光素子３２の出力側に接続される端子５２と、発光素子３０の入力側に接続される端子５４とを有する。端子５２はＤＣカットコンデンサ５６を介して増幅器５８の入力端子に接続される。増幅器５８の出力は、位相シフト回路６０を介して端子５４に接続される。 The pulse wave measuring circuit 50 has, as an input side, a terminal 52 connected to the output side of the light receiving element 32 and a terminal 54 connected to the input side of the light emitting element 30. The terminal 52 is connected to the input terminal of the amplifier 58 through the DC cut capacitor 56. The output of the amplifier 58 is connected to the terminal 54 via the phase shift circuit 60.
　これによって、指先９の血流－受光素子３２－端子５２－ＤＣカットコンデンサ５６－増幅器５８－位相シフト回路６０－端子５４－発光素子３０－指先９の血流の閉ループが形成される。この閉ループは、増幅器５８と位相シフト回路６０によって自励発振回路を形成する。ここで、位相シフト回路６０は、その入力信号と出力信号との間に位相差があるときは、自励発振回路の発振周波数を変化させて、位相差をゼロとし、自励発振を持続させる機能を有する。位相シフト回路６０の詳細な構成と作用については、特開平９－１４５６９１号公報に開示されている。 Thus, a closed loop of blood flow of the blood flow of the fingertip 9—the light receiving element 32—the terminal 52—the DC cut capacitor 56—the amplifier 58—the phase shift circuit 60—the terminal 54—the light emitting element 30—the fingertip 9 is formed. This closed loop forms a self-excited oscillation circuit by the amplifier 58 and the phase shift circuit 60. Here, when there is a phase difference between the input signal and the output signal, the phase shift circuit 60 changes the oscillation frequency of the self-excited oscillation circuit to set the phase difference to zero and to maintain the self-excited oscillation. It has a function. The detailed configuration and operation of the phase shift circuit 60 is disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 9-146991.
　脈波測定回路５０の端子６２は、脈波信号として、自励発振回路の発振周波数を制御部７０に出力する出力端子である。端子６４は、制御部７０から位相シフト回路６０に周波数調整信号を供給する調整端子である。この周波数調整信号は、脈波信号としての自励発振回路の発振周波数を予め定めたデフォルト周波数となるように、位相シフト回路６０の回路定数を変更する信号である。これによって、被検査者によって指先９の血流から検出される脈波信号としての自励発振回路の発振周波数がかなりばらついても、デフォルト周波数に調整することで、信号処理のダイナミックレンジの増大を抑制できる。 The terminal 62 of the pulse wave measurement circuit 50 is an output terminal that outputs the oscillation frequency of the self-excited oscillation circuit to the control unit 70 as a pulse wave signal. The terminal 64 is an adjustment terminal that supplies a frequency adjustment signal from the control unit 70 to the phase shift circuit 60. This frequency adjustment signal is a signal for changing the circuit constant of the phase shift circuit 60 so that the oscillation frequency of the self-excited oscillation circuit as a pulse wave signal becomes a predetermined default frequency. As a result, even if the oscillation frequency of the self-excited oscillation circuit as a pulse wave signal detected from the blood flow of the fingertip 9 by the subject varies considerably, the dynamic range of signal processing can be increased by adjusting to the default frequency. Can be suppressed.
　制御部７０は、脈波測定回路５０からの脈波信号に基づいて、被検査者の最大血圧値と最低血圧値と脈拍数を算出し、表示部９０とプリンタ部９２に出力する。かかる制御部７０は、マイクロプロセッサで構成できる。 The control unit 70 calculates the maximum blood pressure value, the minimum blood pressure value, and the pulse rate of the subject based on the pulse wave signal from the pulse wave measurement circuit 50, and outputs the calculated value to the display unit 90 and the printer unit 92. The control unit 70 can be configured by a microprocessor.
　制御部７０は、脈波信号の周波数をデフォルト周波数に調整する周波数調整部７２と、脈波信号の繰り返しの一周期波形を算出する一周期波形算出部７４と、一周期波形に基づいて血圧算出のための基本パラメータを算出する基本パラメータ算出部７６と、血圧算出のための２次パラメータを算出する２次パラメータ算出部７８と、基本パラメータと２次パラメータとを用いて最大血圧値と最低血圧値と脈拍数を算出して出力する血圧算出出力部８０を含んで構成される。これらの機能は、ソフトウェアを実行することで実現でき、具体的には、血圧算出プログラムを実行することで実現できる。これらの機能の一部をハードウェアで構成してもよい。ここでは、ソフトウェアで実現できる機能を処理するプロセッサを内蔵した１つのＩＣチップで制御部７０を構成する。これによって、回路ブロック４０を小型にできる。 The control unit 70 includes a frequency adjustment unit 72 that adjusts the frequency of the pulse wave signal to a default frequency, a one-cycle waveform calculation unit 74 that calculates a one-cycle waveform of the repetition of the pulse wave signal, and a blood pressure calculation based on the one-cycle waveform. A basic parameter calculator 76 for calculating a basic parameter for blood pressure, a secondary parameter calculator 78 for calculating a secondary parameter for blood pressure calculation, and a maximum blood pressure value and a minimum blood pressure using the basic parameter and the secondary parameter. The blood pressure calculation output unit 80 is configured to calculate and output the value and the pulse rate. These functions can be realized by executing software, specifically, by executing a blood pressure calculation program. Some of these functions may be configured by hardware. Here, the control unit 70 is configured by a single IC chip incorporating a processor that processes functions that can be realized by software. Thereby, the circuit block 40 can be reduced in size.
　制御部７０と交信する記憶部８２は、制御部７０で実行されるプログラムを格納し、また脈波波形データを一時的に記憶する機能を有するメモリであるが、ここでは特に、発光素子３０と受光素子３２によって検出される脈波波形に基づいて算出される血圧値と、侵襲法またはマンシェット法によって得られる血圧値とを関連付ける係数Ａ，α，Ｂ，βを記憶する関連付け係数ファイル８４を格納する。係数Ａ，α，Ｂ，βの詳細な内容については、脈波波形の基本パラメータと２次パラメータと関連付けて後述する。 The storage unit 82 that communicates with the control unit 70 is a memory that stores a program executed by the control unit 70 and has a function of temporarily storing pulse wave waveform data. An association coefficient file 84 for storing coefficients A, α, B, and β for associating a blood pressure value calculated based on a pulse wave waveform detected by the light receiving element 32 with a blood pressure value obtained by an invasive method or a Manchette method is stored. To do. The detailed contents of the coefficients A, α, B, and β will be described later in association with the basic parameters and secondary parameters of the pulse wave waveform.
　かかる構成の作用、特に制御部７０の各機能、記憶部８２の係数ファイル８４の内容等について、図３以下を用いて詳細に説明する。 The operation of such a configuration, particularly the functions of the control unit 70, the contents of the coefficient file 84 of the storage unit 82, and the like will be described in detail with reference to FIG.
　図３は、血圧測定の手順を示すフローチャートである。各手順は、血圧測定プログラムの各処理手順に対応する。図４以下は、各手順の内容を説明する図である。 FIG. 3 is a flowchart showing a blood pressure measurement procedure. Each procedure corresponds to each processing procedure of the blood pressure measurement program. FIG. 4 and subsequent figures are diagrams for explaining the contents of each procedure.
　血圧測定装置１０に外部電源が接続され、または内臓電池が組み込まれた状態で、被検査者が掌８を測定面１４に置き、指先９を測定ボタン２０の上面において、測定ボタン２０を押し下げると、血圧測定装置１０は、その押圧状態を検出する（Ｓ１０）。具体的には、測定ボタン２０のスイッチ押下棒２６がスイッチ３６をオンにする。これによって回路ブロック４０に電源が供給され、バイアス回路が働いて、脈波センサを構成する発光素子３０と受光素子３２が作動する。 When an examinee places the palm 8 on the measurement surface 14 with the external power source connected to the blood pressure measurement device 10 or the built-in battery is incorporated, and the fingertip 9 is pushed down on the upper surface of the measurement button 20, the measurement button 20 is depressed. The blood pressure measurement device 10 detects the pressed state (S10). Specifically, the switch pressing bar 26 of the measurement button 20 turns on the switch 36. As a result, power is supplied to the circuit block 40, the bias circuit works, and the light emitting element 30 and the light receiving element 32 constituting the pulse wave sensor operate.
　発光素子３０からの光は透光板２８を通して指先９に入射し、血管のある交点６で反射し、反射光は透光板２８を通って受光素子３２で受光される。発光素子３０の入力側と受光素子３２の出力側は脈波測定回路５０と接続され、指先９の血流－受光素子３２－端子５２－ＤＣカットコンデンサ５６－増幅器５８－位相シフト回路６０－端子５４－発光素子３０－指先９の血流の閉ループが形成される。この閉ループは、増幅器５８と位相シフト回路６０によって自励発振回路を形成する。位相シフト回路６０は、その入力信号に対応する受光素子３２から出力される検出電気信号と、その出力信号に対応する発光素子３０に供給される駆動電気信号との間に位相差があるときは、その位相差をゼロにするように、自励発振回路の発振周波数を変化させる。 The light from the light emitting element 30 enters the fingertip 9 through the light transmitting plate 28, is reflected at the intersection 6 where there is a blood vessel, and the reflected light is received by the light receiving element 32 through the light transmitting plate 28. The input side of the light emitting element 30 and the output side of the light receiving element 32 are connected to the pulse wave measuring circuit 50. The blood flow of the fingertip 9—the light receiving element 32-terminal 52—the DC cut capacitor 56—the amplifier 58—the phase shift circuit 60—terminal. A closed loop of blood flow of 54-light emitting element 30-fingertip 9 is formed. This closed loop forms a self-excited oscillation circuit by the amplifier 58 and the phase shift circuit 60. When there is a phase difference between the detection electrical signal output from the light receiving element 32 corresponding to the input signal and the drive electrical signal supplied to the light emitting element 30 corresponding to the output signal, the phase shift circuit 60 The oscillation frequency of the self-excited oscillation circuit is changed so that the phase difference is zero.
　この発振周波数の変化は、指先９の血流の変化を反映したもので、その時間変化の波形は、脈波波形である。この脈波波形を以後の波形処理した脈波波形等と区別して、脈波波形Ｆ１と呼ぶことにすると、脈波波形Ｆ１は、脈波センサによって検出したそのままの脈波波形である。そこで、脈波波形Ｆ１の取得が行われる（Ｓ１２）。 The change in the oscillation frequency reflects the change in the blood flow of the fingertip 9, and the waveform of the change over time is a pulse wave waveform. If this pulse wave waveform is distinguished from a pulse wave waveform that has undergone subsequent waveform processing and referred to as a pulse wave waveform F1, the pulse wave waveform F1 is a pulse wave waveform as it is detected by the pulse wave sensor. Therefore, the pulse wave waveform F1 is acquired (S12).
　図４に脈波波形Ｆ１の例を示す。図４は、横軸が時間、縦軸が電圧である。図４に示すように、脈波波形Ｆ１は電圧振幅が時間経過に関わらずほぼ一定で、周波数が時々刻々変化する。この周波数変化が血管における収縮と拡張の大きさに対応する。 FIG. 4 shows an example of the pulse waveform F1. In FIG. 4, the horizontal axis represents time, and the vertical axis represents voltage. As shown in FIG. 4, the pulse wave waveform F1 has a substantially constant voltage amplitude regardless of the passage of time, and the frequency changes every moment. This frequency change corresponds to the magnitude of contraction and dilation in the blood vessel.
　脈波波形Ｆ１における周波数変化のダイナミックレンジは、被検査者によって異なる。例えば、ある被検査者は、脈波波形が１０ｋＨｚを中心として変化するのに対し、別の被検査者は、脈波波形が１ｋＨｚを中心として変化することがあり得る。このように、脈波波形の中心周波数に個人差があるので、そのまま脈波波形のデータ処理を進めると、メモリ容量も、信号処理回路のダイナミックレンジも、大きなものとなる。 The dynamic range of the frequency change in the pulse wave waveform F1 varies depending on the examinee. For example, one subject may change the pulse waveform around 10 kHz, while another subject may change the pulse waveform around 1 kHz. As described above, since there is an individual difference in the center frequency of the pulse wave waveform, if the data processing of the pulse wave waveform proceeds as it is, both the memory capacity and the dynamic range of the signal processing circuit become large.
　そこで、脈波波形の中心周波数を予め定めたデフォルト周波数ｆDに統一する周波数調整が行われる（Ｓ１４）。この処理手順は、制御部７０の周波数調整部７２の機能によって実行される。具体的には、脈波測定回路５０の端子６４を介して、制御部７０から位相シフト回路６０に対して、回路定数を変更させる周波数調整信号が出力される。デフォルト周波数ｆDは、脈波信号のサンプリング周期や、脈波信号のばらつきを平均化するのに必要なデータ組数等と、回路ブロック４０の処理速度、メモリ容量等を考慮して決定することができる。ここでは、脈波信号のサンプリング周期を毎秒２５０回、ばらつき平均化に必要なデータ組数を３０組、データ処理のビット数を１６ビット、処理速度を１０ＭＨｚとして、デフォルト周波数ｆDを４ｋＨｚとした。 Therefore, the frequency adjustment of unifying the default frequency f D with predetermined center frequency of the pulse waveform is performed (S14). This processing procedure is executed by the function of the frequency adjustment unit 72 of the control unit 70. Specifically, a frequency adjustment signal for changing the circuit constant is output from the control unit 70 to the phase shift circuit 60 via the terminal 64 of the pulse wave measurement circuit 50. The default frequency f D is determined in consideration of the sampling period of the pulse wave signal, the number of data sets necessary for averaging the variation of the pulse wave signal, the processing speed of the circuit block 40, the memory capacity, and the like. Can do. Here, the sampling frequency of the pulse wave signal is 250 times per second, the number of data sets required for variation averaging is 30, the number of data processing bits is 16 bits, the processing speed is 10 MHz, and the default frequency f D is 4 kHz. .
　デフォルト周波数ｆDは、位相シフト回路６０の動作中心周波数ｆ0と異なるものとする。図５は、位相シフト回路６０のゲインと位相の周波数特性を示す図である。位相シフト回路６０のゲイン特性は、動作中心周波数ｆ0を中心として対称形にゲインが低下するバンドパス特性を有するように設定される。したがって、動作中心周波数ｆ0付近では、周波数が変化してもゲインがほとんど変化しない。脈波波形は自励発振回路の発振周波数の時間的変化を示す波形であるので、周波数変化を感度よく検出したい。そこで、デフォルト周波数ｆDは、ゲイン／周波数の勾配の小さいｆ0付近を避けて、ゲイン／周波数の勾配の大きい周波数のところに設定する。図５では、デフォルト周波数ｆDを位相シフト回路６０の動作中心周波数ｆ0より高周波側に設定されるが、これを動作中心周波数ｆ0より低周波側に設定してもよい。 The default frequency f D is assumed to be different from the operation center frequency f 0 of the phase shift circuit 60. FIG. 5 is a diagram showing the frequency characteristics of the gain and phase of the phase shift circuit 60. The gain characteristic of the phase shift circuit 60 is set so as to have a bandpass characteristic in which the gain decreases symmetrically with the operation center frequency f 0 as the center. Accordingly, the gain hardly changes even if the frequency changes near the operation center frequency f 0 . Since the pulse wave waveform is a waveform showing a temporal change in the oscillation frequency of the self-excited oscillation circuit, it is desirable to detect the frequency change with high sensitivity. Therefore, the default frequency f D is set at a frequency where the gain / frequency gradient is large, avoiding the vicinity of f 0 where the gain / frequency gradient is small. In FIG. 5, the default frequency f D is set on the higher frequency side than the operation center frequency f 0 of the phase shift circuit 60, but it may be set on the lower frequency side than the operation center frequency f 0 .
　このデフォルト周波数で、脈波波形データのサンプリングを行う（Ｓ１６）。（１／４ｋＨｚ）＝２５０μｓであるが、これを１６分周し、２５０ｋＨごとにサンプリングして、脈波波形の周波数をカウントする。脈波波形Ｆ１はアナログ波形であるので、適当な閾値を有するコンパレータによるＡ／Ｄ変換を用いて２値化を行い、ディジタル波形に変換し、そのディジタル波形についてサンプリングを行う。図６にＡ／Ｄ変換された脈波波形の例を示す。 The pulse waveform data is sampled at this default frequency (S16). (1/4 kHz) = 250 μs, which is divided by 16, sampled every 250 kH, and the frequency of the pulse wave waveform is counted. Since the pulse wave waveform F1 is an analog waveform, it is binarized using A / D conversion by a comparator having an appropriate threshold value, converted into a digital waveform, and the digital waveform is sampled. FIG. 6 shows an example of an A / D converted pulse wave waveform.
　サンプリングは、ディジタル波形について４ｋＨｚのサンプリングタイミングで４ｍｓ分行う。つまり、ディジタル波形について、１６ビット分のサンプリングを行う。この１６ビット分のサンプリングデータを１組として、同じ被検査者に対し、３０組のサンプリングデータを取得する。取得した３０組のサンプリングデータは一旦記憶部８２に記憶する。記憶された３０組のサンプリングデータを用いて、データのスムージング処理を行う（Ｓ１８）。スムージング処理としては、隣接するサンプリングデータ間で移動平均を取る方法を用いることができる。このようにして、１６ビット分のサンプリングデータにおける異常データ等を取り除き、信頼性の高いサンプリングデータとする。 Sampling is performed for 4 ms at 4 kHz sampling timing for digital waveforms. That is, the digital waveform is sampled for 16 bits. With this 16-bit sampling data as one set, 30 sets of sampling data are acquired for the same subject. The acquired 30 sets of sampling data are temporarily stored in the storage unit 82. Data smoothing is performed using the stored 30 sets of sampling data (S18). As the smoothing process, a method of taking a moving average between adjacent sampling data can be used. In this way, abnormal data or the like in 16-bit sampling data is removed, and highly reliable sampling data is obtained.
　図７に、スムージング処理後の１６ビット分のサンプリングデータの例を示す。横軸は時間、縦軸はデフォルト周波数ｆDからの周波数偏差Δｆである。図７に示されるように、サンプリングデータは、周期性を有するが、時間経過に対し傾斜を有する。この傾斜は、被検査者の測定状態によるものである。 FIG. 7 shows an example of 16-bit sampling data after the smoothing process. The horizontal axis represents time, and the vertical axis represents the frequency deviation Δf from the default frequency f D. As shown in FIG. 7, the sampling data has periodicity but has a slope with respect to time. This inclination is due to the measurement state of the subject.
　そこで、脈波波形Ｆ１に相当する１６ビットのサンプリングデータについて、繰り返し単位となる一周期の波形を抜き出すために、一周期分判定を行う（Ｓ２０）。一周期は、血流の繰り返し周期で、鼓動の周期であるので、経験上、大体の値が分かっている。そこで、サンプリングデータを微分し、得られるゼロクロス点を求める。そして、適当な判定時間間隔を設定して、その間のゼロクロス点の間を一周期と判定する。 Therefore, for 16-bit sampling data corresponding to the pulse wave waveform F1, in order to extract a waveform of one cycle as a repetition unit, determination for one cycle is performed (S20). Since one period is a repetition period of blood flow and a period of heartbeat, an approximate value is known from experience. Therefore, the sampled data is differentiated to obtain the obtained zero cross point. Then, an appropriate determination time interval is set, and the interval between zero cross points is determined as one cycle.
　一周期分のサンプリングデータが得られると、次に傾斜補正を行う（Ｓ２２）。傾斜補正は、一周期のサンプリングデータの開始点となるゼロクロス点のΔｆの値と、一周期の終了点となるゼロクロス点のΔｆの値を同じとするように、各サンプリングデータを補正することで行う。傾斜補正が行われた一周期分の脈波波形をＦ２と呼ぶことにすると、このようにして脈波波形Ｆ２が算出取得される（Ｓ２４）。脈波波形Ｆ２を算出取得する上記の手順は、制御部７０の一周期波形算出部７４の機能によって実行される。 When sampling data for one cycle is obtained, tilt correction is performed next (S22). Inclination correction is performed by correcting each sampling data so that the value of Δf at the zero crossing point that is the starting point of one cycle of sampling data is equal to the value of Δf of the zero crossing point that is the end point of one cycle. Do. If the pulse wave waveform for one period subjected to the inclination correction is referred to as F2, the pulse wave waveform F2 is calculated and acquired in this way (S24). The above procedure for calculating and acquiring the pulse wave waveform F2 is executed by the function of the one-cycle waveform calculating unit 74 of the control unit 70.
　図８に、脈波波形Ｆ２の例を示す。図８の横軸は時間、縦軸はΔｆである。脈波波形Ｆ２は、一周期がＴ秒で、一周期の開始時点を時間原点として脈波波形Ｆ２が最高値となる時間がＴａ秒である。図８に示されるように、脈波波形Ｆ２は，時間原点から時間Ｔａまでの間にΔｆが急激に増大する。そして、時間Ｔａから一周期が終了する時間Ｔまでの間は、途中にΔｆがほぼ一定となる期間があるが、全体としてはΔｆが減少する。 FIG. 8 shows an example of the pulse wave waveform F2. In FIG. 8, the horizontal axis represents time, and the vertical axis represents Δf. The pulse wave waveform F2 has a period of T seconds, and the time when the pulse wave waveform F2 reaches the maximum value is Ta seconds with the start point of one period as the time origin. As shown in FIG. 8, in the pulse wave waveform F2, Δf increases abruptly from the time origin to time Ta. Then, from time Ta to time T when one cycle ends, there is a period during which Δf is substantially constant, but Δf decreases as a whole.
　そこで、脈波波形Ｆ２を特徴づける基本パラメータとして、一周期の時間Ｔ秒と、一周期の開始時点を時間原点として脈波波形Ｆ２が最高値となる時間Ｔａ秒と、Ｔｂ＝（Ｔ－Ｔａ）秒とを算出する。そして、時間原点から時間Ｔａ秒までの脈波波形Ｆ２の時間積分値Ｓａと、時間Ｔａから一周期の終了時点である時間Ｔまでの脈波波形Ｆ２の時間積分値Ｓｂを算出する（Ｓ２６）。これらが、脈波波形Ｆ２の基本パラメータである。基本パラメータの算出は、制御部７０の基本パラメータ算出部７６の機能によって実行される。具体的には、脈波波形Ｆ２のピーク検出を行ってＴａを求め、Ｔｂ＝（Ｔ－Ｔａ）を求める。そして、Ｔａ，Ｔｂのそれぞれの期間について脈波波形Ｆ２の時間積分を行ってＳａ，Ｓｂを算出する。 Therefore, as basic parameters characterizing the pulse wave waveform F2, the time T seconds of one cycle, the time Ta seconds at which the pulse wave waveform F2 reaches the maximum value with the start point of one cycle as the time origin, and Tb = (T−Ta ) Calculate seconds. Then, a time integration value Sa of the pulse waveform F2 from the time origin to time Ta seconds and a time integration value Sb of the pulse waveform F2 from time Ta to time T which is the end point of one cycle are calculated (S26). . These are the basic parameters of the pulse wave waveform F2. The calculation of the basic parameter is executed by the function of the basic parameter calculation unit 76 of the control unit 70. Specifically, Ta is obtained by detecting the peak of the pulse wave waveform F2, and Tb = (T−Ta) is obtained. Then, Sa and Sb are calculated by performing time integration of the pulse wave waveform F2 for each period of Ta and Tb.
　また、基本パラメータを用い、６０秒当たりの脈拍数Ｎ＝（６０／Ｔ）と、Ｔａの期間の規格化最大圧力値としてのｈａ＝［２｛Ｓａ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝／｛Ｔａ／（Ｔａ＋Ｔｂ）｝］と、Ｔｂの期間の規格化最低圧力値としてのｈｂ＝［２｛Ｓｂ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝／｛Ｔｂ／（Ｔａ＋Ｔｂ）｝］を２次パラメータとして算出する（Ｓ２８）。２次パラメータの算出は、制御部７０の２次パラメータ算出部７８の機能によって実行される。具体的には、Ｓ２６において算出された基本パラメータＴａ，Ｔｂ，Ｓａ，Ｓｂを用いて、演算によりＮ，ｈａ，ｈｂを算出する。なお、算出されたこれらのパラメータは規格化されたものであり、その単位は、必ずしも時間や圧力ではない。 In addition, using the basic parameters, the pulse rate per 60 seconds N = (60 / T), and ha = [2 {Sa / (Sa + Sb)} / {Ta / (Ta + Tb) as the normalized maximum pressure value during the Ta period )}] And hb = [2 {Sb / (Sa + Sb)} / {Tb / (Ta + Tb)}] as the normalized minimum pressure value during the period of Tb are calculated as secondary parameters (S28). The calculation of the secondary parameter is executed by the function of the secondary parameter calculation unit 78 of the control unit 70. Specifically, N, ha, and hb are calculated by calculation using the basic parameters Ta, Tb, Sa, and Sb calculated in S26. Note that these calculated parameters are standardized, and the unit is not necessarily time or pressure.
　上記基本パラメータと２次パラメータは、既に特許文献１において示されているように、血圧が（Ｔａ×Ｔｂ）に密接な関係があることの知見をさらに進め、脈波変化の時間パラメータのみではなく、血管の収縮と拡張によって脈波が形成される現象を反映して血圧を算出しようとするためである。すなわち、Ｔａの期間は、血管が血流を押し出す収縮期間であり、Ｔｂは血管が血流を押し出して緩和する拡張期間である。これらの期間について、時間パラメータと波形の積分値、規格化圧力値を求め、これらによって、血管の収縮と拡張に伴って血流がエネルギを受け取り、またエネルギを放出することで脈波が形成される現象を血圧算出のモデルとして用いることができる。 As already described in Patent Document 1, the basic parameter and the secondary parameter further advance the knowledge that the blood pressure is closely related to (Ta × Tb), and not only the time parameter of the pulse wave change. This is because the blood pressure is calculated by reflecting the phenomenon that a pulse wave is formed by the contraction and expansion of the blood vessel. That is, the period of Ta is a contraction period in which the blood vessel pushes out the blood flow, and Tb is an expansion period in which the blood vessel pushes out the blood flow and relaxes. For these periods, the time parameter, the integral value of the waveform, and the normalized pressure value are obtained, and the blood flow receives and releases energy as the blood vessel contracts and dilates, thereby forming a pulse wave. This phenomenon can be used as a model for blood pressure calculation.
　次に、脈波波形Ｆ２についてＳ２６，Ｓ２８で算出されたパラメータに基づいて血圧値を算出するには、侵襲法またはマンシェット法によって得られる血圧値と脈波波形Ｆ２に基づいて算出される血圧値との間を関連づける係数を用いる。関連付け係数Ａ，α，Ｂ，βは、予め侵襲法によって得られる脈波波形についてＳ２６、Ｓ２８と同じ処理手順で基本パラメータと２次パラメータを求め、これと脈波波形Ｆ２の基本パラメータ、２次パラメータとの関連付けを行って得られる。 Next, in order to calculate the blood pressure value based on the parameters calculated in S26 and S28 for the pulse wave waveform F2, the blood pressure value calculated based on the blood pressure value obtained by the invasive method or the Manchette method and the pulse wave waveform F2. Use a coefficient that associates The association coefficients A, α, B, and β are obtained in advance for the pulse wave waveform obtained by the invasive method in the same processing procedure as S26 and S28, and the basic parameter and the secondary parameter of the pulse wave waveform F2 are obtained. Obtained by associating with a parameter.
　侵襲法によって得られる数多くの脈波波形についての基本パラメータと２次パラメータを整理するために、これらのパラメータを含む関係式Ｙで、Ｘ＝（Ｔａ×Ｔｂ）と密接な関係を有するものを探索した。探索は、ＹＸ＝一定値となる関係式Ｙがないかの観点で行った。これは、血管の収縮と拡張によって脈波が形成される現象は、非検査者の個人差を超えて普遍的なものであり、Ｘ＝（Ｔａ×Ｔｂ）は既に特許文献１によって血圧と密接な関係を有する変数であることが分かっているからである。 In order to sort out the basic parameters and secondary parameters of many pulse wave waveforms obtained by the invasive method, search for a relational expression Y including these parameters that has a close relationship with X = (Ta × Tb). did. The search was performed from the viewpoint of whether there is a relational expression Y where YX = constant value. This is because the phenomenon in which a pulse wave is formed by contraction and dilation of blood vessels is universal beyond individual differences among non-examiners, and X = (Ta × Tb) is already closely related to blood pressure according to Patent Document 1. This is because it is known that the variable has a certain relationship.
　このような探索の結果、侵襲法によって得られる最大血圧値ＰHについては、ＹH＝［（Ｎ2×ｈａ）／｛ＰH×Ｓａ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝-1/2］の関係式を用いると、ほぼＹHＸ＝一定値となることが分かった。１０点の侵襲法による脈波波形データを整理した結果を図９に示す。図９の横軸は、Ｘ＝（Ｔａ×Ｔｂ）、縦軸はＹHである。ＹH＝ＡＸ-αとすると、図９の例では、Ａ＝２５４、α＝１、１０点のデータとＹH＝２５４Ｘ-1との相関係数ｒ2＝０．９７５であった。得られたＡ，αは記憶部８２に記憶される。 As a result of such a search, for the maximum blood pressure value P H obtained by the invasive method, the relational expression of Y H = [(N 2 × ha) / {P H × Sa / (Sa + Sb)} −1/2 ] is obtained. When used, it was found that Y H X = a constant value. FIG. 9 shows the result of organizing the pulse waveform data by 10 points of invasive methods. The horizontal axis in FIG. 9 is X = (Ta × Tb), and the vertical axis is Y H. When Y H = AX− α , in the example of FIG. 9, the correlation coefficient r 2 = 0.975 between A = 254, α = 1, 10-point data and Y H = 254X −1 . The obtained A and α are stored in the storage unit 82.
　同様に、侵襲法によって得られる最低血圧値ＰLについては、ＹL＝｛｛Ｎ2Ｓｂ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝／（ＰL×ｈｂ）-1/2］の関係式を用いると、ほぼＹLＸ＝一定値となることが分かった。１３点の侵襲法による脈波波形データを整理した結果を図１０に示す。図１０の横軸は、Ｘ＝（Ｔａ×Ｔｂ）、縦軸はＹLである。ＹL＝ＢＸ-βとすると、図１０の例では、Ｂ＝３６、β＝１、１３点のデータとＹL＝３６Ｘ-1との相関係数ｒ2＝０．９７２であった。得られたＢ，βは記憶部８２に記憶される。 Similarly, with respect to the minimum blood pressure value P L obtained by the invasive method, if a relational expression of Y L = {{N 2 Sb / (Sa + Sb)} / (P L × hb) −1/2 ] is used, approximately Y L X = found to be a constant value. FIG. 10 shows the result of organizing the pulse waveform data by 13 points of invasive methods. The horizontal axis in FIG. 10 is X = (Ta × Tb), and the vertical axis is Y L. When Y L = BX− β , in the example of FIG. 10, the correlation coefficient r 2 = 0.972 between B = 36, β = 1, 13 points of data and Y L = 36X −1 . The obtained B and β are stored in the storage unit 82.
　図９で得られたαがほぼ１の値をとる関係式ＹH＝ＡＸ-α、図１０で得られたβがほぼ１の値をとる関係式ＹL＝ＢＸ-βを用いると、最大血圧値ＰH＝｛Ｎ4×（ｈａ）2｝／［Ａ2×（Ｔａ×Ｔｂ）-2α×｛Ｓａ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝］として算出でき、最低血圧値ＰL＝［Ｎ4×｛Ｓｂ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝2］／［Ｂ2×（Ｔａ×Ｔｂ）-2β×（ｈｂ）］として算出できる。そこで、記憶部８２に記憶されているＡ，α，Ｂ，βを読み出し（Ｓ３０）、脈波波形Ｆ２の基本パラメータ、２次パラメータに基づき、最大血圧値ＰHと最低血圧値ＰLを算出し、脈拍数Ｎと合せて、表示部９０、プリンタ部９２に出力する（Ｓ３２）。この処理手順は、制御部７０の血圧算出出力部８０の機能によって実行される。 When the relational expression Y H = AX −α in which α obtained in FIG. 9 has a value of approximately 1 and the relational expression Y L = BX −β in which β obtained in FIG. Blood pressure value P H = {N 4 × (ha) 2 } / [A 2 × (Ta × Tb) −2α × {Sa / (Sa + Sb)}], where the minimum blood pressure value P L = [N 4 × { Sb / (Sa + Sb)} 2 ] / [B 2 × (Ta × Tb) −2β × (hb)] Therefore, A, α, B, and β stored in the storage unit 82 are read (S30), and the maximum blood pressure value P H and the minimum blood pressure value P L are calculated based on the basic parameter and the secondary parameter of the pulse wave waveform F2. Then, together with the pulse rate N, it is output to the display unit 90 and the printer unit 92 (S32). This processing procedure is executed by the function of the blood pressure calculation output unit 80 of the control unit 70.
　記憶部８２に記憶されているＡ，αを用いて算出された最大血圧値ＰHについて、ＹHを再計算し、図９の侵襲法によるデータと重ね合わせた結果を図１１に示す。図１１の横軸、縦軸は図９と同じである。黒丸は図９の侵襲法によるデータと同じで、白丸は２３人被検査者について、血圧測定装置１０を用いて算出されたデータに基づいて計算したＹHの値である。図１１に示されるように、ＹH＝２５４Ｘ-1に対する相関関係は、侵襲法の１０点の黒丸と、血圧測定装置１０による２３点の白丸とほぼ同じである。 FIG. 11 shows the result of recalculating Y H with respect to the maximum blood pressure value P H calculated using A and α stored in the storage unit 82 and overlaying the data with the invasive method of FIG. The horizontal and vertical axes in FIG. 11 are the same as those in FIG. Black circles are the same as the data obtained by the invasive method of FIG. 9, and white circles are Y H values calculated based on data calculated using the blood pressure measurement device 10 for 23 examinees. As shown in FIG. 11, the correlation with respect to Y H = 254X −1 is substantially the same as the 10 black dots in the invasive method and the 23 white circles by the blood pressure measurement device 10.
　同様に、記憶部８２に記憶されているＢ，βを用いて算出された最低血圧値ＰLについて、ＹLを再計算し、図１０の侵襲法によるデータと重ね合わせた結果を図１２に示す。図１２の横軸、縦軸は図１０と同じである。黒丸は図１０の侵襲法によるデータと同じで、白丸は２７人の被検査者について、血圧測定装置１０を用いて算出されたデータに基づいて計算したＹLの値である。図１２に示されるように、ＹL＝３６Ｘ-1に対する相関関係は、侵襲法の１３点の黒丸と、血圧測定装置１０による２７点の白丸とほぼ同じである。 Similarly, Y L is recalculated for the diastolic blood pressure value P L calculated using B and β stored in the storage unit 82, and the result of superimposing the data with the invasive method of FIG. 10 is shown in FIG. Show. The horizontal and vertical axes in FIG. 12 are the same as those in FIG. The black circle is the same as the data by the invasive method of FIG. 10, and the white circle is the Y L value calculated based on the data calculated using the blood pressure measurement device 10 for 27 examinees. As shown in FIG. 12, the correlation with respect to Y L = 36X −1 is almost the same as the 13-point black circle of the invasive method and the 27-point white circle by the blood pressure measurement device 10.
　このことから、血圧測定装置１０を用い、脈波波形に基づいて算出した最大血圧値と最低血圧値は、侵襲法によって測定される最大血圧値と最低血圧値にきわめてよく一致するものとなることが分かる。なお、血圧測定装置１０による測定に並行して、同じ被検査者について、いくつかのメーカ製のマンシェット法電子血圧計でも最大血圧値と最低血圧値を測定したところ、血圧測定装置１０による値と、マンシェット法電子血圧計による値とよい一致を見た。 Therefore, the maximum blood pressure value and the minimum blood pressure value calculated using the blood pressure measurement device 10 based on the pulse wave waveform are very consistent with the maximum blood pressure value and the minimum blood pressure value measured by the invasive method. I understand. In parallel with the measurement by the blood pressure measurement device 10, the maximum blood pressure value and the minimum blood pressure value were measured for the same subject using Manchette electronic blood pressure monitors manufactured by several manufacturers. We saw good agreement with the values from the Manchette electronic blood pressure monitor.
　上記では、Ａ，αを１０点の侵襲法のデータからＡ＝２５４、α＝１としたが、相関係数の値から考えると、Ａの値は、２００～２７０の範囲の値でも実用上問題ない。また、Ｂ，βを１３点の侵襲法のデータからＢ＝３６、β＝１としたが、相関係数の値から考えると、Ｂの値は、２０～６０の範囲の値でも実用上問題ない。 In the above, A and α are set to A = 254 and α = 1 from 10 points of invasive method data. However, considering the value of the correlation coefficient, the value of A is practical even in the range of 200 to 270. no problem. In addition, B and β are set to B = 36 and β = 1 from 13 points of invasive method data, but considering the value of the correlation coefficient, even if the value of B is in the range of 20 to 60, there is a practical problem. Absent.
　また、Ａ，α，Ｂ，βをもっと多くの侵襲法のデータから定め、その値を記憶部８２に記憶することで、血圧測定装置１０が算出する血圧値の精度が向上する。そのときには、Ａ＝２５４、α＝１、Ｂ＝３６、β＝１とは異なる値となる。例えば、Ａの値は、１００～４００の範囲の値、αの値は０．７～１．２の範囲の値、Ｂの値は、２０～８０の範囲の値、βの値は０．７～１．２の範囲の値であってもよい。 Further, by determining A, α, B, and β from more invasive method data and storing the values in the storage unit 82, the accuracy of the blood pressure value calculated by the blood pressure measurement device 10 is improved. At that time, A = 254, α = 1, B = 36, and β = 1 are different values. For example, the value of A is in the range of 100 to 400, the value of α is in the range of 0.7 to 1.2, the value of B is in the range of 20 to 80, and the value of β is 0. It may be a value in the range of 7 to 1.2.
　次に、上記の構成によれば、検査対象の生体の種類（人体や家畜等）や被検査者の個人差（緩慢な脈動や急峻な脈動等）や脈波センサ（光学センサ、振動センサ、変位センサ等）の種類や脈波の検出値の単位（電圧、周波数、ｍｍ等）によらず、普遍的に最大血圧値と最低血圧値を求められることを説明する。 Next, according to the above configuration, the type of living body to be inspected (human body, livestock, etc.), individual differences between examinees (slow pulsation, steep pulsation, etc.) and pulse wave sensors (optical sensors, vibration sensors, It will be described that the maximum blood pressure value and the minimum blood pressure value can be universally obtained regardless of the type of the displacement sensor or the like and the unit of the detected value of the pulse wave (voltage, frequency, mm, etc.).
　まず、血管の収縮と拡張によって脈波が形成される現象は、被検査者の個人差等を超えて普遍的なものであると考える。被検査者の個人差等を超えて脈波の最大圧力値と最低圧力値を示すには、血管の収縮時間と拡張時間を規格化し、収縮時間において血流が血管から受けるエネルギと拡張時間において血流が血管に対して吐出すエネルギを規格化することでできる。 First, the phenomenon that a pulse wave is formed by the contraction and expansion of blood vessels is considered to be universal beyond individual differences among examinees. In order to show the maximum pressure value and the minimum pressure value of the pulse wave beyond individual differences of the examinee, standardize the contraction time and expansion time of the blood vessel, and in the energy and expansion time the blood flow receives from the blood vessel in the contraction time This can be done by normalizing the energy discharged from the blood flow to the blood vessels.
　上記のように、血流の一周期の時間Ｔ秒の脈波波形Ｆ２について、血管収縮時間Ｔａの間における脈波波形Ｆ２の時間積分値Ｓａと、血管拡張時間Ｔｂ＝（Ｔ－Ｔａ）の間における脈波波形Ｆ２の時間積分値Ｓｂを用いると、血管が受ける規格化最大圧力値ｈａと規格化最低圧力値ｈｂは次のように示すことができる。すなわち、ｈａ＝［２｛Ｓａ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝／｛Ｔａ／（Ｔａ＋Ｔｂ）｝］、ｈｂ＝［２｛Ｓｂ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝／｛Ｔｂ／（Ｔａ＋Ｔｂ）｝］である。｛Ｔａ／（Ｔａ＋Ｔｂ）｝と｛Ｔｂ／（Ｔａ＋Ｔｂ）｝は、それぞれ、血管の規格化収縮時間と規格化拡張時間であり、｛Ｓａ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝と｛Ｓｂ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝は、それぞれ、収縮時間において血流が血管から受ける規格化エネルギと拡張時間において血流が血管に吐出す規格化エネルギである。係数の２は、脈波波形の変化を三角形近似することで生じる値である。 As described above, with respect to the pulse waveform F2 of time T seconds in one cycle of blood flow, the time integral value Sa of the pulse waveform F2 during the vasoconstriction time Ta and the vasodilation time Tb = (T−Ta) When the time integral value Sb of the pulse wave waveform F2 between the two is used, the normalized maximum pressure value ha and the normalized minimum pressure value hb received by the blood vessel can be expressed as follows. That is, ha = [2 {Sa / (Sa + Sb)} / {Ta / (Ta + Tb)}], hb = [2 {Sb / (Sa + Sb)} / {Tb / (Ta + Tb)}]. {Ta / (Ta + Tb)} and {Tb / (Ta + Tb)} are the normalized contraction time and normalized expansion time of the blood vessel, respectively, and {Sa / (Sa + Sb)} and {Sb / (Sa + Sb)} are The normalized energy that the blood flow receives from the blood vessel during the contraction time and the normalized energy that the blood flow discharges into the blood vessel during the expansion time, respectively. The coefficient 2 is a value generated by approximating the change of the pulse wave waveform with a triangle.
　このようにして求められる規格化最大圧力値ｈａ、規格化最低圧力値ｈｂは、実測された脈波波形の最大値と最低値と同じものではない。つまり、実測された脈波波形の最大値が小さな値であっても、ＳａやＴａ次第では血流が血管から受けるエネルギが大きく、侵襲法やマンシェット法による最大血圧値が大きいことがある。逆に、実測された脈波波形の最大値が大きな値であっても、ＳａやＴａ次第では血流が血管から受けるエネルギが小さく、侵襲法やマンシェット法による最大血圧値が小さいことがある。規格化最大圧力値ｈａ、規格化最低圧力値ｈｂは、被検査者の個人差が出やすい脈波波形の最大値や最低値、あるいは脈拍数や血管の収縮期間、拡張期間に基づかずに、血管の収縮と拡張によって脈波が形成される現象を普遍的に表現し、その普遍的表現から、侵襲法やマンシェット法によって得られる最大血圧値と最低血圧値に近い値を得ようというものである。 The standardized maximum pressure value ha and the standardized minimum pressure value hb obtained in this way are not the same as the maximum value and the minimum value of the actually measured pulse wave waveform. That is, even if the measured maximum value of the pulse wave waveform is small, depending on Sa and Ta, the blood flow receives a large amount of energy from the blood vessel, and the maximum blood pressure value by the invasive method or the Manchette method may be large. On the contrary, even if the maximum value of the actually measured pulse wave waveform is a large value, depending on Sa or Ta, the blood flow receives less energy from the blood vessel, and the maximum blood pressure value by the invasive method or the Manchette method may be small. The standardized maximum pressure value ha and the standardized minimum pressure value hb are not based on the maximum value or the minimum value of the pulse wave waveform that is likely to cause individual differences among examinees, or the pulse rate, the contraction period of the blood vessel, or the expansion period. This is a universal expression of the phenomenon in which a pulse wave is formed by the contraction and expansion of blood vessels, and it is intended to obtain values close to the maximum and minimum blood pressure values obtained by the invasive method and the Manchette method. is there.
　このようにして求められる規格化最大圧力値ｈａは、実際の侵襲法によって測定された最大血圧値ＰHとは、普遍的関係式で結ばれていると考えられる。同様に、規格化最低圧力値ｈｂと、実際の侵襲法によって測定された最低血圧値ＰLとは、普遍的関係式で結ばれていると考えられる。その普遍的関係式Ｙを見つければよい。普遍的関係式は、特許文献１で既に分かっているＸ＝（Ｔａ×Ｔｂ）と関係があるはずである。 Standardized maximum pressure value ha obtained in this way, the maximum blood pressure value P H as measured by the actual invasive method, is considered to be linked by universal relation. Similarly, the normalized minimum pressure value hb and the minimum blood pressure value P L measured by an actual invasive method are considered to be connected by a universal relational expression. Find the universal relation Y. The universal relational expression should be related to X = (Ta × Tb) already known in Patent Document 1.
　そこで、ＸＹ＝一定値となる関係式を探索することを試みた。その試行錯誤から、規格化最大圧力値ｈａと、実際の侵襲法によって測定された最大血圧値ＰHの間の関係式ＹHは、ＹH＝［（Ｎ2×ｈａ）／｛ＰH×Ｓａ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝-1/2］がＸＹH＝Ａ（一定値）となることが分かった。Ａは、ＸＹH＝Ａの一定値であり、Ｎは脈拍数である。この関係式を書き直すと、ＰH＝｛Ｎ4×（ｈａ）2｝／［Ａ2×（Ｔａ×Ｔｂ）-2×｛Ｓａ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝］となり、ＰHは、Ｎの四乗に比例、ｈａの二乗に比例、Ｘ＝（Ｔａ×Ｔｂ）の二乗に比例、収縮時間における規格化エネルギに反比例の関係を有することが分かる。 Therefore, an attempt was made to search for a relational expression in which XY = a constant value. From the trial and error, the relational expression Y H between the normalized maximum pressure value ha and the maximum blood pressure value P H measured by an actual invasive method is Y H = [(N 2 × ha) / {P H × Sa / (Sa + Sb)} −1/2 ] was found to be XY H = A (constant value). A is a constant value of XY H = A, and N is the pulse rate. When this relational expression is rewritten, P H = {N 4 × (ha) 2 } / [A 2 × (Ta × Tb) −2 × {Sa / (Sa + Sb)}], where P H is the fourth power of N It can be seen that there is a relationship that is proportional to the square of ha, proportional to the square of ha, proportional to the square of X = (Ta × Tb), and inversely proportional to the normalized energy in the contraction time.
　また、規格化最低圧力値ｈｂについて、ＸＹ＝一定値となる関係式を探索すると、その試行錯誤から、規格化最低圧力値ｈｂと、実際の侵襲法によって測定された最低血圧値ＰLの間の関係式ＹLは、ＹL＝［｛Ｎ2×Ｓｂ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝／（ＰL×ｈｂ）-1/2］がＸＹL＝Ｂ（一定値）となることが分かった。Ｂは、ＸＹL＝Ｂの一定値であり、Ｎは脈拍数である。この関係式を書き直すと、ＰL＝［Ｎ4×｛Ｓａ／（Ｓａ＋Ｓｂ）2］／（［Ｂ2×（Ｔａ×Ｔｂ）-2×ｈｂ］となり、ＰLは、Ｎの四乗に比例、ｈｂに比例、Ｘ＝（Ｔａ×Ｔｂ）の二乗に比例、拡張時間における規格化エネルギの二乗に比例の関係を有することが分かる。 Further, when a relational expression in which XY = a constant value is searched for the normalized minimum pressure value hb, from the trial and error, between the normalized minimum pressure value hb and the minimum blood pressure value P L measured by an actual invasive method. the relationship Y L, Y L = [{ N 2 × Sb / (Sa + Sb)} / (P L × hb) -1/2] was found to be XY L = B (constant value). B is a constant value of XY L = B, and N is the pulse rate. When this relational expression is rewritten, P L = [N 4 × {Sa / (Sa + Sb) 2 ] / ([B 2 × (Ta × Tb) −2 × hb]], and P L is proportional to the fourth power of N. , Hb, proportional to the square of X = (Ta × Tb), and proportional to the square of the normalized energy in the extended time.
　理想的には、ＸＹH＝Ａ，ＸＹL＝Ｂとなるように関係式ＹH，ＹLを探索することがよいが、脈波センサの特性や、変換過程によっては、ＹHやＹLがＸに対しきれいな反比例の関係にまとまらないことがある。統計処理の相関係数からはある程度のばらつきは許される。そこで、ＹHＸα＝Ａ、ＹLＸβ＝Ｂを満たす関係式ＹH，ＹLでもα，βが１に近い場合には、その関係式を用いてもよい。α，Ａ，β，Ｂは、脈波センサ等によって異なる係数である。 Ideally, the relational expressions Y H and Y L should be searched so that XY H = A and XY L = B. However, depending on the characteristics of the pulse wave sensor and the conversion process, Y H and Y L May not be in a good inverse proportion to X. Some variation is allowed from the correlation coefficient of statistical processing. Therefore, when α and β are close to 1 even in the relational expressions Y H and Y L satisfying Y H X α = A and Y L X β = B, the relational expressions may be used. α, A, β, and B are coefficients that differ depending on the pulse wave sensor or the like.
　上記では、脈波センサとして、人体の表面に発光素子によって光を入射し、反射した光を受光素子で受光する反射型受発光センサを説明した。これに代えて、人体に向けて発光素子によって光を入射し、透過した光を受光素子で受光する透過型受発光センサを用いてもよい。また、受発光素子に代えて、人体に向けて超音波振動子によって超音波を入射し、反射した超音波を振動検出素子で検出する超音波プローブを用いてもよい。 In the above description, the reflection type light emitting / receiving sensor in which light is incident on the surface of the human body by the light emitting element and the reflected light is received by the light receiving element has been described as the pulse wave sensor. Instead, a transmissive light emitting / receiving sensor that receives light by a light emitting element toward a human body and receives the transmitted light by a light receiving element may be used. Further, instead of the light emitting / receiving element, an ultrasonic probe may be used in which an ultrasonic wave is incident on the human body by an ultrasonic vibrator and the reflected ultrasonic wave is detected by the vibration detecting element.
　これらのように、波形入力部と波形検出部を有するセンサを用いる場合には、位相シフト法を利用できる。例えば、超音波型の脈波センサとして、超音波プローブを用いる場合には、振動検出素子に増幅器を接続し、増幅器の出力端子と超音波振動子との間に位相シフト回路を配置し、人体の血流部と振動検出素子と増幅器と位相シフト回路と超音波振動子とで構成される自励発振回路の発振周波数の中心周波数をデフォルト周波数に調整する周波数調整部を備える構成とすることができる。 As described above, when a sensor having a waveform input unit and a waveform detection unit is used, a phase shift method can be used. For example, when an ultrasonic probe is used as an ultrasonic pulse wave sensor, an amplifier is connected to the vibration detection element, a phase shift circuit is disposed between the output terminal of the amplifier and the ultrasonic transducer, and the human body A self-excited oscillation circuit composed of a blood flow section, a vibration detection element, an amplifier, a phase shift circuit, and an ultrasonic transducer, and a frequency adjustment section that adjusts the center frequency of the oscillation frequency to a default frequency. it can.
　この他に、位相シフト法を用いない単純なセンサを脈波センサとして用いることもできる。例えば、変位センサ、振動検出センサ等、脈波波形を検出するものであれば、脈波センサとして用いることができる。脈波センサが代わっても、ＹH，ＹLの関係式は変化しない。変更が必要なのは、α，Ａ，β，Ｂである。換言すれば、α，Ａ，β，Ｂを変更するだけで、様々な脈波センサを用いることができる。 In addition, a simple sensor that does not use the phase shift method may be used as the pulse wave sensor. For example, any device that detects a pulse wave waveform, such as a displacement sensor or a vibration detection sensor, can be used as a pulse wave sensor. Even if the pulse wave sensor is changed, the relational expression of Y H and Y L does not change. What needs to be changed is α, A, β, B. In other words, various pulse wave sensors can be used simply by changing α, A, β, and B.
　上記では、生体として人体の場合を述べたが、人体以外の生体であっても、血管の収縮と拡張とによって脈波波形が形成されるものであれば、上記のように規格化最大圧力値ｈａと規格化最低圧力値ｈｂとを侵襲法による最大血圧値ＰHと最低血圧値ＰLとに関連付ける関係式ＹH，ＹLを求めることができる。生体の種類が異なれば、血液循環系の構成が異なるので、関係式ＹH，ＹLは人体の場合と異なる関係式となる。人体と異なる生体としては、牛、馬、羊等の家畜、象、鹿、ライオン、トラ、キリン等の野生動物等が挙げられ、これらに脈波センサを取り付けて、これらの血圧のモニタリングを行うことができる。 In the above, the case of the human body as the living body has been described. However, even if the living body is other than the human body, as long as the pulse wave waveform is formed by the contraction and expansion of the blood vessel, the normalized maximum pressure value as described above. It is possible to obtain relational expressions Y H and Y L that relate ha and the normalized minimum pressure value hb to the maximum blood pressure value P H and the minimum blood pressure value P L by the invasive method. Since the structure of the blood circulatory system is different if the type of living body is different, the relational expressions Y H and Y L are different from those of the human body. Living organisms different from the human body include livestock such as cattle, horses, and sheep, and wild animals such as elephants, deer, lions, tigers, and giraffes, and pulse wave sensors are attached to them to monitor their blood pressure. be able to.
　上記では、血圧測定装置として、脈波センサと表示装置とを一体化した専用装置を説明した。脈波センサは表示装置と分離することができる。また、表示装置としては、多くの電気機器がディスプレイを有するので、そのディスプレイを利用することができる。図１３から図１５は、図１で説明した血圧測定装置とは異なる構成の例を示す図である。 In the above, a dedicated device in which a pulse wave sensor and a display device are integrated has been described as a blood pressure measurement device. The pulse wave sensor can be separated from the display device. As a display device, since many electric devices have a display, the display can be used. 13 to 15 are diagrams showing examples of configurations different from those of the blood pressure measurement device described in FIG.
　図１３は、携帯電話のディスプレイを表示装置として利用する応用例を示す図である。図１３（ａ）は、血圧測定装置内蔵型の携帯電話１００を示す図である。この携帯電話１００は、図１で説明した測定押しボタン型の脈波センサ１０２を側面に備える。被検査者はこの脈波センサ１０２に指先９を押し当てて、測定押しボタンを押圧することで、図１で説明した内容と同様に、脈波波形Ｆ１を取得し、携帯電話１００の内部に設けられた制御部の作用によって一周期波形を算出し、基本パラメータ、２次パラメータを算出し、これに基づいて最大血圧値ＰHと最低血圧値ＰLを算出して、携帯電話１００のディスプレイ１０４に表示する。 FIG. 13 is a diagram illustrating an application example in which a display of a mobile phone is used as a display device. FIG. 13A is a diagram showing a cellular phone 100 with a built-in blood pressure measurement device. The mobile phone 100 includes the measurement push button type pulse wave sensor 102 described in FIG. The inspected person presses the fingertip 9 against the pulse wave sensor 102 and presses the measurement push button, thereby acquiring the pulse wave waveform F1 in the same manner as described in FIG. One cycle waveform is calculated by the action of the provided control unit, basic parameters and secondary parameters are calculated, and based on this, the maximum blood pressure value P H and the minimum blood pressure value P L are calculated, and the display of the mobile phone 100 104.
　図１３（ｂ）は、脈波センサ分離型の携帯電話１０６を示す図である。ここでは、携帯電話１０６に接続可能なジャック端子１０８を有し、そこから延びる信号線１１０の先端に測定押しボタン型の脈波センサ１１２が設けられる。ジャック端子１０８は携帯電話１０６から着脱可能である。携帯電話１０６の内部には、図１３（ａ）の携帯電話１００と同様に脈波センサ１１２から取得した脈波波形Ｆ１を一周期の脈波波形Ｆ２に変換する機能を有するので、脈波センサ１１２が固定型でないために生じる脈波波形の傾斜等を補正することができる。一周期の脈波波形Ｆ２に基づいて算出された最大血圧値ＰHと最低血圧値ＰLは、携帯電話１０６のディスプレイ１０４に表示される。また、携帯電話１０６のカバー等にジャック端子１０８等を設け、カバーと携帯電話１０６とを信号線で接続するようにしてもよい。 FIG. 13B is a diagram showing a pulse wave sensor separation type mobile phone 106. Here, a jack terminal 108 that can be connected to the mobile phone 106 is provided, and a measurement push button type pulse wave sensor 112 is provided at the tip of a signal line 110 extending therefrom. The jack terminal 108 can be detached from the mobile phone 106. Since the mobile phone 106 has a function of converting the pulse wave waveform F1 acquired from the pulse wave sensor 112 into a pulse wave waveform F2 of one cycle similarly to the mobile phone 100 of FIG. It is possible to correct the inclination of the pulse wave waveform generated because 112 is not a fixed type. The maximum blood pressure value P H and the minimum blood pressure value P L calculated based on the pulse wave waveform F 2 of one cycle are displayed on the display 104 of the mobile phone 106. Further, a jack terminal 108 or the like may be provided on the cover or the like of the mobile phone 106 so that the cover and the mobile phone 106 are connected by a signal line.
　携帯電話でなくても、マイクロプロセッサを内蔵しディスプレイを有する端末装置であれば、図１３（ａ），（ｂ）と同様な構成が可能である。例えば、携帯電話に代えてタブレット端末を用いることができる。さらに、パーソナルコンピュータを用いることができる。図１４は、パーソナルコンピュータ１１４に無線送受信部１１６を持たせて、脈波センサ部分と無線通信で接続する例を示す図である。ここでは、パーソナルコンピュータ１１４と分離し別体型の血圧測定装置１１８が用いられる。 Even if it is not a mobile phone, a terminal device with a built-in microprocessor and a display can have the same configuration as that shown in FIGS. For example, a tablet terminal can be used instead of a mobile phone. Furthermore, a personal computer can be used. FIG. 14 is a diagram illustrating an example in which the personal computer 114 has a wireless transmission / reception unit 116 and is connected to the pulse wave sensor portion by wireless communication. Here, a separate blood pressure measuring device 118 that is separate from the personal computer 114 is used.
　別体型の血圧測定装置１１８は無線送受信部１２０を有し、パーソナルコンピュータ１１４の無線送受信部１１６とデータの送受信が可能である。無線送受信方式としては、実用化されているＢｌｕｅＴｏｏｔｈ（登録商標）等の方式を用いることができる。別体型の血圧測定装置１１８は、図１の血圧測定装置１０において、表示部９０周辺の機能を除く機能を有する。表示部９０の機能は、パーソナルコンピュータ１１４のディスプレイが果たす。別体型の血圧測定装置１１８は、図１３（ｂ）のジャック端子１０８と同様の脈波センサ接続端子を設けることができる。図１４の例では、光ファイバ接続端子１２２を設け、これに接続される医療用光ファイバ１２４の先端部１２６に、光送出ファイバの先端と光受光ファイバの受光端を設ける。これによって、例えば、人体の内部における血管の脈波波形Ｆ１を取得することができる。 The separate blood pressure measuring device 118 has a wireless transmission / reception unit 120 and can transmit / receive data to / from the wireless transmission / reception unit 116 of the personal computer 114. As a wireless transmission / reception method, a commercially available method such as BlueTooth (registered trademark) can be used. The separate blood pressure measurement device 118 has a function of the blood pressure measurement device 10 of FIG. The display of the personal computer 114 fulfills the function of the display unit 90. The separate blood pressure measurement device 118 can be provided with a pulse wave sensor connection terminal similar to the jack terminal 108 of FIG. In the example of FIG. 14, the optical fiber connection terminal 122 is provided, and the distal end portion 126 of the medical optical fiber 124 connected thereto is provided with the distal end of the light transmission fiber and the light receiving end of the light receiving fiber. Thereby, for example, the pulse wave waveform F1 of the blood vessel inside the human body can be acquired.
　図１５は、装着型の血圧測定装置１２８を示す図である。図１５（ａ）は装着前の状態の血圧測定装置１２８を示す図で、（ｂ）は人体の指先９に装着した状態の血圧測定装置１２８を示す図である。装着型の血圧測定装置１２８は、細長いバンド状の部材１３０に測定ボタン１３２と表示部１３４を設けたものである。バンド状の部材１３０は、両端部を合わせて接続することで環状とできる柔軟性を有する材料で構成される。測定ボタン１３２と表示部１３４は、バンド状の部材１３０に対し、互いに表裏の関係で配置される。装着時には、測定ボタン１３２を指先９の表面に接触するようにする。 FIG. 15 is a diagram showing a wearable blood pressure measurement device 128. FIG. 15A is a diagram showing the blood pressure measurement device 128 in a state before wearing, and FIG. 15B is a diagram showing the blood pressure measurement device 128 in a state worn on the fingertip 9 of the human body. The wearable blood pressure measurement device 128 is a device in which a measurement button 132 and a display unit 134 are provided on an elongated band-shaped member 130. The band-shaped member 130 is made of a material having flexibility that can be formed into an annular shape by connecting both ends together. The measurement button 132 and the display unit 134 are arranged with respect to each other with respect to the band-shaped member 130. At the time of wearing, the measurement button 132 is brought into contact with the surface of the fingertip 9.
　図１５の形態の応用例として、装着型の血圧測定装置１２８の表示部１３４の代わりに、図１４で説明した送受信部を設けることで、遠隔的な血圧測定が行える。その場合には、バンド状の部材１３０に代えて、人体表面に装着側の面に接着材を設けることがよい。接着材としては、感圧接着材を用いることができる。これによってパッチ型の送受信機能付き脈波センサとなる。このパッチ型の送受信機能付き脈波センサは、人体だけでなく、家畜、野生動物等にも取り付けることができ、これらの血圧モニタリングを行うことができる。 As an application example of the form of FIG. 15, remote blood pressure measurement can be performed by providing the transmission / reception unit described in FIG. 14 instead of the display unit 134 of the wearable blood pressure measurement device 128. In that case, instead of the band-shaped member 130, an adhesive may be provided on the surface of the human body on the wearing side. A pressure-sensitive adhesive can be used as the adhesive. As a result, a pulse-type pulse wave sensor with a transmission / reception function is obtained. This patch-type pulse wave sensor with a transmission / reception function can be attached not only to a human body but also to domestic animals, wild animals, etc., and blood pressure monitoring can be performed.
　本発明に係る血圧測定装置は、人体の血圧測定に用いることができる。 The blood pressure measurement device according to the present invention can be used for blood pressure measurement of a human body.
　６　交点、８　掌、９　指先、１０，１１８，１２８　血圧測定装置、１２　筐体、１４　測定面、１６　案内穴、２０，１３２　測定ボタン、２２　ボタン本体、２４　圧縮バネ、２６　スイッチ押下棒、２８　透光板、３０　発光素子（脈波センサの一部）、３２　受光素子（脈波センサの一部）、３４　遮光部、３６　スイッチ、４０　回路ブロック、４４　バイアス回路、５０　脈波測定回路、５２，５４，６２，６４　端子、５６　ＤＣカットコンデンサ、５８　増幅器、６０　位相シフト回路、７０　制御部、７２　周波数調整部、７４　一周期波形算出部、７６　基本パラメータ算出部、７８　２次パラメータ算出部、８０　血圧算出出力部、８２　記憶部、８４　係数ファイル、９０，１３４　表示部、９２　プリンタ部、１００，１０６　携帯電話、１０２，１１２　脈波センサ、１０４　ディスプレイ、１０８　ジャック端子、１１０　信号線、１１４　パーソナルコンピュータ、１１６，１２０　無線送受信部、１２２　光ファイバ接続端子、１２４　医療用光ファイバ、１２６　先端部、１３０　バンド状の部材。 6 intersections, 8 palms, 9 fingertips, 10, 118, 128 blood pressure measurement device, 12 housings, 14 measurement surfaces, 16 guide holes, 20, 132 measurement buttons, 22 button bodies, 24 compression springs, 26 switch press bars, 28 Translucent plate, 30 light emitting element (part of pulse wave sensor), 32 light receiving element (part of pulse wave sensor), 34 light shielding part, 36 switch, 40 circuit block, 44 bias circuit, 50 pulse wave measuring circuit, 52 , 54, 62, 64 terminals, 56 DC cut capacitor, 58 amplifier, 60 phase shift circuit, 70 control unit, 72 frequency adjustment unit, 74 one period waveform calculation unit, 76 basic parameter calculation unit, 78 secondary parameter calculation unit, 80 blood pressure calculation output unit, 82 storage unit, 84 coefficient file, 90, 134 display unit, 92 printer unit 100, 106 mobile phone, 102, 112 pulse wave sensor, 104 display, 108 jack terminal, 110 signal line, 114 personal computer, 116, 120 wireless transmission / reception unit, 122 optical fiber connection terminal, 124 medical optical fiber, 126 tip , 130 Band-shaped member.

Claims (9)

  1. 　生体における血流の脈波波形を検出する脈波センサと、
    　生体における血流の一周期の時間Ｔ秒の脈波波形について、血管収縮時間Ｔａの間における脈波波形の時間積分値Ｓａと血管拡張時間Ｔｂ＝（Ｔ－Ｔａ）の間における脈波波形の時間積分値Ｓｂとを用いて、
    　血管収縮時間Ｔａにおける規格化最大圧力値ｈａ＝（規格化時間積分値／規格化血管収縮時間）と、
    　血管拡張時間Ｔｂにおける規格化最低圧力値ｈｂ＝（規格化時間積分値／規格化血管収縮時間）と、
    　を算出する規格化圧力値算出手段と、
    　算出された規格化最大圧力値と規格化最低圧力値とに基づいて、最大血圧値と最低血圧値とを算出して出力する血圧算出出力部と、
    　を備えることを特徴とする血圧測定装置。     A pulse wave sensor for detecting a pulse waveform of a blood flow in a living body;
    For a pulse waveform of time T seconds in one cycle of blood flow in a living body, the pulse waveform between the time integral value Sa of the pulse waveform during the vasoconstriction time Ta and the vascular dilation time Tb = (T−Ta) Using the time integration value Sb,
    Normalized maximum pressure value ha = (normalized time integral value / normalized vasoconstriction time) at the vasoconstriction time Ta,
    Normalized minimum pressure value hb = (normalized time integral value / normalized vasoconstriction time) at the vascular dilation time Tb,
    A standardized pressure value calculating means for calculating
    A blood pressure calculation output unit that calculates and outputs a maximum blood pressure value and a minimum blood pressure value based on the calculated normalized maximum pressure value and the normalized minimum pressure value;
    A blood pressure measurement apparatus comprising:
  2. 　人体における血流の脈波波形Ｆ１を検出する脈波センサと、
    　脈波波形Ｆ１について繰り返し単位となる一周期の波形について、時間経過に対する傾斜を補正し、傾斜補正された一周期の脈波波形Ｆ２を求める一周期波形算出部と、
    　一周期の脈波波形Ｆ２について、一周期の時間Ｔ秒と、一周期の開始時点を時間原点として脈波波形Ｆ２が最高値となる時間Ｔａ秒と、Ｔｂ＝（Ｔ－Ｔａ）秒と、時間原点から時間Ｔａ秒までの脈波波形Ｆ２の時間積分値Ｓａと、時間Ｔａから一周期の終了時点である時間Ｔまでの脈波波形Ｆ２の時間積分値Ｓｂを、基本パラメータとして算出する基本パラメータ算出部と、
    　基本パラメータを用い、６０秒当たりの脈拍数Ｎ＝（６０／Ｔ）と、Ｔａの期間の規格化最大圧力値としてのｈａ＝［２｛Ｓａ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝／｛Ｔａ／（Ｔａ＋Ｔｂ）｝］と、Ｔｂの期間の規格化最低圧力値としてのｈｂ＝［２｛Ｓｂ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝／｛Ｔｂ／（Ｔａ＋Ｔｂ）｝］を算出する２次パラメータ算出部と、
    　侵襲法またはマンシェット法によって得られる最大血圧値と脈波波形Ｆ２に基づいて算出される規格化最大圧力値との間を関連づける係数Ａ，αと、侵襲法またはマンシェット法によって得られる最低血圧値と脈波波形Ｆ２に基づいて算出される規格化最低圧力値との間を関連づける係数Ｂ，βを予め求めて記憶する記憶部と、
    　ＰH＝｛Ｎ4×（ｈａ）2｝／［Ａ2×（Ｔａ×Ｔｂ）-2α×｛Ｓａ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝］を脈波波形Ｆ２に基づく最大血圧値ＰHとして算出して出力し、ＰL＝［Ｎ4×｛Ｓｂ／（Ｓａ＋Ｓｂ）｝2］／［Ｂ2×（Ｔａ×Ｔｂ）-2β×（ｈｂ）］を脈波波形Ｆ２に基づく最低血圧値ＰLとして算出して出力する血圧値出力部と、
    　を備えることを特徴とする血圧測定装置。     A pulse wave sensor for detecting a pulse waveform F1 of blood flow in a human body;
    A one-cycle waveform calculation unit that corrects a slope with respect to time with respect to a waveform of one cycle that is a repetition unit of the pulse waveform F1, and obtains a pulse waveform F2 of one cycle that has been tilt-corrected;
    For one period of the pulse waveform F2, the period of time T seconds, the time Ta seconds when the pulse waveform F2 has the maximum value with the start point of one period as the time origin, Tb = (T−Ta) seconds, Basic calculation for calculating the time integral value Sa of the pulse wave waveform F2 from the time origin to the time Ta seconds and the time integral value Sb of the pulse wave waveform F2 from the time Ta to the time T at the end of one cycle as basic parameters. A parameter calculation unit;
    Using basic parameters, pulse rate N = (60 / T) per 60 seconds, and ha = [2 {Sa / (Sa + Sb)} / {Ta / (Ta + Tb)} as the normalized maximum pressure value during the Ta period And a secondary parameter calculation unit for calculating hb = [2 {Sb / (Sa + Sb)} / {Tb / (Ta + Tb)}] as a normalized minimum pressure value during the period of Tb;
    Coefficients A and α relating the maximum blood pressure value obtained by the invasive method or the Manchette method and the standardized maximum pressure value calculated based on the pulse wave waveform F2, and the minimum blood pressure value obtained by the invasive method or the Manchette method A storage unit for preliminarily obtaining and storing coefficients B and β that relate to the normalized minimum pressure value calculated based on the pulse wave waveform F2,
    P H = {N 4 × (ha) 2 } / [A 2 × (Ta × Tb) −2α × {Sa / (Sa + Sb)}] is calculated and output as the maximum blood pressure value P H based on the pulse waveform F2. P L = [N 4 × {Sb / (Sa + Sb)} 2 ] / [B 2 × (Ta × Tb) −2β × (hb)] is calculated as the minimum blood pressure value P L based on the pulse wave waveform F2. Blood pressure output unit
    A blood pressure measurement apparatus comprising:
  3. 　請求項２に記載の血圧測定装置において、
    　脈波センサは、
    　人体の表面に発光素子によって光を照射し、反射した光を受光素子で受光する反射型光脈波センサであり、
    　受光素子の出力端子に接続される増幅器と、
    　増幅器の出力端子と発光素子の入力端子との間に配置され、発光素子の入力波形と受光素子の出力波形との間の位相の変化を周波数の変化に変換する位相シフト回路と、
    　人体の血流部と受光素子と増幅器と位相シフト回路と発光素子とで構成される自励発振回路の発振周波数の中心周波数を予め定めたデフォルト周波数に調整する周波数調整部と、
    　を備えることを特徴とする血圧測定装置。     The blood pressure measurement device according to claim 2,
    Pulse wave sensor
    A reflection type light pulse wave sensor that irradiates the surface of the human body with light emitting elements and receives the reflected light with a light receiving element.
    An amplifier connected to the output terminal of the light receiving element;
    A phase shift circuit that is arranged between the output terminal of the amplifier and the input terminal of the light emitting element, and converts a phase change between the input waveform of the light emitting element and the output waveform of the light receiving element into a change in frequency;
    A frequency adjusting unit that adjusts the center frequency of the oscillation frequency of the self-excited oscillation circuit composed of a blood flow part of the human body, a light receiving element, an amplifier, a phase shift circuit, and a light emitting element to a predetermined default frequency;
    A blood pressure measurement apparatus comprising:
  4. 　請求項２に記載の血圧測定装置において、
    　脈波センサは、
    　人体の表面に超音波振動子から超音波を入射し、反射した超音波を振動検出素子で受ける超音波型光脈波センサであり、
    　振動検出素子の出力端子に接続される増幅器と、
    　増幅器の出力端子と超音波振動子の入力端子との間に配置され、超音波振動子の入力波形と振動検出素子の出力波形との間の位相の変化を周波数の変化に変換する位相シフト回路と、
    　人体の血流部と振動検出素子と増幅器と位相シフト回路と超音波振動子とで構成される自励発振回路の発振周波数の中心周波数を予め定めたデフォルト周波数に調整する周波数調整部と、
    　を備えることを特徴とする血圧測定装置。     The blood pressure measurement device according to claim 2,
    Pulse wave sensor
    An ultrasonic optical pulse wave sensor that receives ultrasonic waves from an ultrasonic transducer on the surface of the human body and receives reflected ultrasonic waves with a vibration detection element.
    An amplifier connected to the output terminal of the vibration detection element;
    A phase shift circuit that is arranged between the output terminal of the amplifier and the input terminal of the ultrasonic transducer, and converts the phase change between the input waveform of the ultrasonic transducer and the output waveform of the vibration detection element into a change in frequency. When,
    A frequency adjustment unit that adjusts the center frequency of the oscillation frequency of a self-excited oscillation circuit including a blood flow part of a human body, a vibration detection element, an amplifier, a phase shift circuit, and an ultrasonic transducer to a predetermined default frequency;
    A blood pressure measurement apparatus comprising:
  5. 　請求項３または４に記載の血圧測定装置において、
    　位相シフト回路の動作中心周波数は、デフォルト周波数と異なる周波数に設定されることを特徴とする血圧測定装置。     The blood pressure measurement device according to claim 3 or 4,
    The blood pressure measuring device, wherein the operation center frequency of the phase shift circuit is set to a frequency different from the default frequency.
  6. 　請求項２に記載の血圧測定装置において、
    　Ａの値は、１００～４００の範囲の値、αの値は０．７～１．２の範囲の値、Ｂの値は、２０～８０の範囲の値、βの値は０．７～１．２の範囲の値であることを特徴とする血圧測定装置。     The blood pressure measurement device according to claim 2,
    The value of A is a value in the range of 100 to 400, the value of α is a value in the range of 0.7 to 1.2, the value of B is a value in the range of 20 to 80, and the value of β is 0.7 to A blood pressure measuring device having a value in the range of 1.2.
  7. 　請求項６に記載の血圧測定装置において、
    　Ａの値は、２００～２７０の範囲の値、αの値は１、Ｂの値は、２０～６０の範囲の値、βの値は１であることを特徴とする血圧測定装置。     The blood pressure measurement device according to claim 6,
    A blood pressure measuring apparatus, wherein the value of A is a value in the range of 200 to 270, the value of α is 1, the value of B is in the range of 20 to 60, and the value of β is 1.
  8. 　請求項２に記載の血圧測定装置において、
    　人体の掌を置くための測定面を有する測定台と、
    　測定台に設けられる案内穴に案内され、付勢手段によって測定面より突き出すように付勢され、人体の指先で押されることで測定面に対し予め定めた方向に移動可能な測定ボタンと、
    　を備え、
    　発光素子と受光素子は、測定ボタン内に収納され、発光素子の発光面と受光素子の受光面は、測定面の側を向き、受光素子の入射光軸と受光素子の受光光軸との交点が測定ボタンの上面に対し予め定めた高さ位置に設定されることを特徴とする血圧測定装置。     The blood pressure measurement device according to claim 2,
    A measuring table having a measuring surface for placing the palm of the human body;
    A measurement button guided in a guide hole provided in the measurement table, biased to protrude from the measurement surface by a biasing means, and movable in a predetermined direction with respect to the measurement surface by being pressed by a fingertip of a human body;
    With
    The light emitting element and the light receiving element are housed in the measurement button. The light emitting surface of the light emitting element and the light receiving surface of the light receiving element face the measurement surface, and the intersection of the incident optical axis of the light receiving element and the light receiving optical axis of the light receiving element. Is set at a predetermined height position with respect to the upper surface of the measurement button.
  9. 　請求項８に記載の血圧測定装置において、
    　測定ボタンが押し下げられることを検出して、脈波センサが作動開始することを特徴とする血圧測定装置。     The blood pressure measurement device according to claim 8,
    A blood pressure measurement apparatus, wherein the pulse wave sensor starts to operate upon detecting that the measurement button is depressed.
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