JP2016123424A - 血圧測定システムおよび血行パラメータ決定方法 - Google Patents

Abstract

【課題】複数の血行パラメータを簡便に精度よく決定する方法と、これを用いた精度のよい血圧値の得られる血圧測定システムを提供する。【解決手段】血圧測定システムは、血流速度に比例する脈波時系列データを少なくとも一心拍分検出する脈波検出部２と、カフの加圧により変化する脈波の振幅に基づいて第１の血圧を測定する血圧測定部３と、複数の血行パラメータを有する血圧と血流速度の関係式を用いて、前記脈波時系列データから血圧時系列デ—タを算出し、前記血圧時系列データから求めた第２の血圧が前記第１の血圧に等しくなるように、前記血行パラメータを較正する処理部４と、を有し、前記第１と第２の血圧は、各々、収縮期血圧と平均血圧と拡張期血圧とを含む。【選択図】図２

Description

本発明は、血行パラメータを求める方法、および、これを用いた血圧測定システムに関する。

血行パラメータを簡単に把握できることは、個々人の健康管理にとって有用である。また、血圧と血流速度との関係を表すウインドケッセル方程式は血行パラメータを有し、血行パラメータを得ることで血流速度から血圧値を求めることができる。血行パラメータを推定する方法として、例えばインピーダンス脈波計と超音波血流計とを組み合わせた方法が、特許文献１に開示されている。

図１２は、特許文献１に開示された血行パラメータ推定装置の概要図を示す。上肢１０の動脈の血流１１の直上に、インピーダンス脈波計９０と超音波血流計８０とを装着する。インピーダンス脈波計９０は直下の動脈の血管容量の変化を検出し、超音波血流計８０は直下の動脈の血流速度を検出する。マイクロコンピュータ１００は、これらの検出結果を用いて、以下に基づいた演算処理を行い血行パラメータを求める。

すなわち、血管容量をＶ、血圧をＰとすると、血行パラメータのひとつである血管コンプライアンスＣは、
Ｃ＝ｄＶ／ｄＰ （数式１）
で与えられる。さらに、血圧Ｐと血流速度Ｉとの間にはウインドケッセル方程式が成り立つことが知られている。インピーダンス脈波計９０から得られるＶと超音波血流計８０から得られるＩ、および数式１を使うことで、ウインドケッセル方程式に含まれる血行パラメータを決定することができる。

特開昭６３−３５２３８号公報

しかしながら、特許文献１の手法では正確な血行パラメータを得ることが難しいという問題があった。インピーダンス脈波計９０は、生体組織のインピーダンスを測定するものであるが、装着状態によってインピーダンスは変化する。したがってインピーダンス脈波計９０によって得られる血管容量もしくはその変化は、相対値としては使えるが、正確な絶対値としては使えない。そこで、特許文献１の血行パラメータ推定法では、超音波血流計８０が正確な血流速度を与えるものと仮定した上で、インピーダンス脈波計９０の装着状態に対応した係数や、ウインドケッセル方程式に含まれる血行パラメータを決定するというものであった。

しかしながら、超音波血流計８０を正確な血流速度を与えるものとするのは危険である。図１３は、超音波血流計８０の原理を説明する図であり、生体との関係を示す図である。生体１４の皮膚表面１５の直下に血管１２（動脈）が通っており、血液１３が血流１１の方向に流れている。皮膚表面１５に装着された超音波血流計８０において、超音波送信器８１から血液１３に向かって照射超音波８２が照射され、血液１３からの反射超音波８４が超音波受信器８３によって受信される。照射超音波８２と反射超音波８４の周波数差は血流速度に応じて決まるため、その周波数差より血流速度を決定することができる。しかしながら、この周波数差は、照射超音波８２の血流１１に対する入射角にも依存する。この入射角の不確実さのため、超音波血流計８０によって得られる血流速度は不正確なものとなっている。

そのため、超音波血流計８０によって得られる血流速度とインピーダンス脈波計９０によって得られる血管容量とから求めた血行パラメータは、不正確なものとなっている。よって、この血行パラメータを用いてウインドケッセル方程式により血流速度から血圧値を求める場合、正確な血圧値は得られない。

本発明は、上記の課題に鑑みてなされたものであり、その目的は、血行パラメータを簡便に精度よく決定する方法と、これを用いた精度のよい血圧値の得られる血圧測定システムを提供することにある。

本発明の血圧測定システムは、血流速度に比例する脈波時系列データを少なくとも一心拍分検出する脈波検出部と、カフの加圧により変化する脈波の振幅に基づいて第１の血圧を測定する血圧測定部と、複数の血行パラメータを有する血圧と血流速度の関係式を用いて、前記脈波時系列データから血圧時系列デ―タを算出し、前記血圧時系列データから求めた第２の血圧が前記第１の血圧に等しくなるように、前記血行パラメータを較正する処理部と、を有し、前記第１と第２の血圧は、各々、収縮期血圧と平均血圧と拡張期血圧とを含む。

本発明の血行パラメータ決定方法は、血流速度に比例する脈波時系列データを少なくとも一心拍分検出し、カフの加圧により変化する脈波の振幅に基づいて第１の血圧を測定し、複数の血行パラメータを有する血圧と血流速度の関係式を用いて、前記脈波時系列データから血圧時系列デ―タを算出し、前記血圧時系列データから求めた第２の血圧が前記第１の血圧に等しくなるように、前記血行パラメータを較正し、前記第１と第２の血圧は、各々、収縮期血圧と平均血圧と拡張期血圧とを含む。

本発明によれば、血行パラメータを簡便に精度よく決定する方法と、これを用いた精度のよい血圧値の得られる血圧測定システムを提供することができる。

本発明の実施形態の血圧測定システムの構成を示すブロック図である。 本発明の実施形態の血圧測定システムの構成を示す図である。 本発明の実施形態の血圧測定システムの脈波検出部の構成を示すブロック図である。 本発明の実施形態の検出部の構造を示す断面図である。 本発明の実施形態の検出部の構造を示す底面図である。 本発明の実施形態の血圧測定システムの血圧測定部（較正用）の構成を示すブロック図である。 圧脈波とカフ圧とから血圧値を求める方法を説明するグラフである。 本発明の実施形態の血圧測定システムの処理部の構成を示すブロック図である。 血流速度Ｉと血圧Ｐの時系列グラフの概略図を示す図である。 本発明の実施形態の血圧測定システムの血行パラメータを決定するフローチャートを示す図である。 本発明の実施形態の血圧測定システムの電磁型脈波センサを利用したカフ式血圧測定を説明するグラフである。 特許文献１に開示された血行パラメータ推定装置の概要図である。 超音波血流計の原理を説明する図である。

以下、図を参照しながら、本発明の実施形態を詳細に説明する。但し、以下に述べる実施形態には、本発明を実施するために技術的に好ましい限定がされているが、発明の範囲を以下に限定するものではない。

図１は、本発明の実施形態の血圧測定システムの構成を示すブロック図である。血圧測定システム１は、血流速度に比例する脈波時系列データを少なくとも一心拍分検出する脈波検出部２と、カフの加圧により変化する脈波の振幅に基づいて第１の血圧を測定する血圧測定部３とを備える。さらに、複数の血行パラメータを有する血圧と血流速度の関係式を用いて、脈波時系列データから血圧時系列デ―タを算出し、血圧時系列データから求めた第２の血圧が第１の血圧に等しくなるように、血行パラメータを較正する処理部４を備える。さらに、前記第１と第２の血圧は、各々、収縮期血圧と平均血圧と拡張期血圧とを含む。

血圧測定システム１は、脈波検出部２が継続的に検出する脈波時系列データにより、血圧値を継続的にモニタリングすることができる血圧測定システムである。

図２は、血圧測定システム１を被検者の上肢１０に装着した時の構成を示す図である。図２において、血流１１は動脈の血流方向を示す。脈波検出部２は、血流１１の脈波を検出しやすい部分、たとえば上肢１０の橈骨動脈直上の皮膚表面などに装着することができる。血圧測定部３（較正用）は、血流１１の正確な血圧を測定できる部位に装着することができる。

血圧測定部３は較正に用いるための正確な血圧が測れる部位に装着すればよく、必ずしも脈波検出部３の近傍に装着する必要はない。また、脈波検出部２と血圧測定部３は、四肢のいずれかに装着することができ、さらに、四肢には限定されない。脈波検出部２で検出した脈波時系列データと、血圧測定部３で測定した血圧値とは、処理部４に転送される。

図３は、脈波検出部２の構成を示すブロック図である。脈波検出部２は、磁力線を横切る被検者の血流によって発生する電圧を時系列に検出することにより脈波を検出する、電磁型の脈波センサを有する検出部２１を備える。さらに、検出部２１で検出された前記電圧を時系列のデータとする回路部２２と、回路部２２で得られた前記時系列データを処理部４に送信する通信部２３とを備える。前記送信は無線もしくは有線で行うことができる。

図４は、検出部２１の有する電磁型の脈波センサの構造を示す断面図である。生体１４は、血流１１に沿う断面を表す。皮膚表面１５の直下に血管１２（動脈）があり、血液１３が血流１１の方向に流れている。この血流１１に沿って、検出部２１は馬蹄形の永久磁石５０を有する。永久磁石５０のＮ極からＳ極に向かって磁力線５５が発生する。Ｎ極の直下では、磁力線５５は上から下へ血液１３を貫き、Ｓ極の直下では下から上へ血液１３を貫く。血液１３は伝導性液体であるため、血液１３が磁力線を垂直に横切ると、フレミングの法則に従って血流１１および磁力線５５の両者に垂直な向きに、血流速度Ｉに比例した起電力が生じる。Ｎ極直下とＳ極直下とでは、血流１１に対して反対向きの磁力線が貫くため、生じる起電力は互いに逆向きとなる。

図５は、図４の電磁型の脈波センサの構造を下側から見た底面図を示す。Ｎ極である磁極５１直下の磁力線５５Ｎは血液１３を紙面手前方向に貫き、Ｓ極である磁極５２直下の磁力線５５Ｓは血液１３を紙面奥方向に貫く。このため、電極６２と電極６１の間に生じる電圧と、電極６２と電極６３の間に生じる電圧の極性は逆方向となる。電極６２は磁極５１と磁極５２とが共有する電極である。よって、電極６２を基準にして電極６１と電極６３には互いに反対方向の極性を有する電圧が生じる。この電圧を時系列に測定し、電極６２を計装アンプの基準入力、電極６１と電極６３をそれぞれ計装アンプのプラス入力とマイナス入力に接続することで、血流速度Ｉに比例した時系列の脈波信号ｉ（電圧信号）が得られる。前記計装アンプは、図３の回路部２２に組み込むことができる。なお、図４および図５に示す構造において、永久磁石５０の磁極の配置の方向、すなわち、磁力線５５の方向は、逆方向であってもよい。

本実施形態の脈波検出部２は、永久磁石を使った電磁型脈波センサを有する検出部２１を有するため低消費電力である。さらに、電磁型の検出部２１は、構造が簡単なため小型化が容易である。よって、脈波検出部２を皮膚表面に貼るなどして装着しても、小型であるため違和感なく日常生活をしながら、脈波を継続的に検出することができる。

図６は、血圧測定部３（較正用）の構成を示すブロック図である。血圧測定部３は、被検者の上肢などにカフを装着して圧力を印加し（カフ圧と呼ぶ）、脈波によるカフ圧の振動成分である圧脈波を測定するカフ測定部３１を備える。さらに、カフ測定部３１で測定された圧脈波とカフ圧とから較正用の血圧値を求める回路部３２、回路部３２で得られた血圧値を処理部４に送信する通信部３３とを備える。前記送信は無線もしくは有線で行うことができる。

図７は、圧脈波とカフ圧とから較正用の血圧値を求める方法を説明するグラフである。図７では、カフ圧（１）の時間変化と、カフ圧に対応した圧脈波（２）の時間変化を示す。まず、カフ圧によって動脈流が止まる程度に十分に加圧した後、カフ圧を減圧していく。このとき、圧脈波は最初きわめて小さい振幅であるが、あるカフ圧で急激に振幅が大きくなる。このときのカフ圧を最高血圧（収縮期血圧）とする。さらにカフ圧を減圧していくと、あるカフ圧で圧脈波の振幅が最大になる。このときのカフ圧を平均血圧とする。さらにカフ圧を減圧すると、あるカフ圧で圧脈波が非常に小さくなる。このときのカフ圧を最低血圧（拡張期血圧）とする。

なお、血圧値の測定精度をさらに高めるために、上記の血圧測定プロセスを複数回行い、測定した最高血圧、最低血圧、平均血圧ごとに平均値をとってもよい。カフ圧を用いた血圧測定方法によれば、簡便でかつ高い精度で較正用の血圧値を得ることができる。

図８は、処理部４の構成を示すブロック図である。処理部４は、脈波検出部２の通信部２３から送信された脈波時系列データと、血圧測定部３の通信部３３から送信された較正用の血圧値とを受信する通信部４１を備える。さらに、前記脈波時系列データと前記血圧値に基づいて、血圧時系列データを算出する算出部４２を備える。さらに、算出部４２で算出された血圧時系列データなどを表示する表示部４３を備えることができる。

処理部４は、例えばサーバ装置を用いることができる。サーバ装置の中央演算処理装置（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ、ＣＰＵ）の計算資源とメモリなどの記憶資源を用いて、ＣＰＵでプログラムを動作させることにより、算出部４２を実現することができる。また、サーバ装置の無線や有線の通信資源により通信部４１を、ディスプレイなどの表示資源により表示部４３を、各々実現することができる。

処理部４はまた、スマートフォンなどの携帯端末を用いることができる。処理部４を携帯端末とすることで、被検者が移動した場合でも、血圧の継続的な測定が可能となる。

次に、処理部４の算出部４２における動作を説明する。算出部４２は、複数の血行パラメータを有する血圧Ｐと血流速度Ｉの関係式を用いて、脈波検出部２から送信された血流速度Ｉに比例する脈波時系列データから血圧時系列デ―タを算出する。さらに、血圧時系列データから求めた血圧値が血圧測定部３から送信された較正用の血圧値に等しくなるように、血行パラメータを較正する。

脈波検出部２により取得される脈波時系列データである脈波信号ｉ（ｔ）と血流速度Ｉ（ｔ）とには次式の関係がある。
Ｉ（ｔ）＝ｕ×ｉ（ｔ） （数式２）
ここで、ｔは時間、比例係数ｕは脈波検出部２の装着状態や各人の生体パラメータに依存するパラメータである。

血流速度Ｉと血圧Ｐとの関係は、次式の修正ウインドケッセル方程式によって与えられる。
Ｉ（ｔ）＝Ｃ×ｄｐ（ｔ）／ｄｔ＋ｐ（ｔ）／Ｒ （数式３）
Ｐ（ｔ）＝Ｚ×Ｉ（ｔ）＋ｐ（ｔ） （数式４）
ここで、Ｃは血管コンプライアンス、Ｒは末梢血管抵抗、Ｚは特性インピーダンスと呼ばれる血行パラメータである。修正ウインドケッセル方程式では、単なるウインドケッセル方程式に比べて血行パラメータの数が増えている。

図９に、脈波時系列データに比例する血流速度Ｉと、血圧時系列デ―タである血圧Ｐの時系列グラフの概略図を示す。これらは心拍に応じてほぼ周期的な波形になる。心拍周期（Ｔ_１、Ｔ_２、Ｔ_３、、、）は大まかには一定であるが、一般には心拍ごとに変動する。血圧Ｐの時系列グラフの最小値が最低血圧（拡張期血圧）、最大値が最高血圧（収縮期血圧）、平均値が平均血圧である。ここで平均血圧は１つまたは複数の心拍周期に渡る平均値とすることができる。血圧のグラフにおいて最高血圧のあとにくぼみが現れるが、これは大動脈弁が閉じたタイミングｔ_Ｃを示すものである。ｔ_Ｃから次の最低血圧までの期間、血流速度Ｉはほぼ０になる。

次に、血行パラメータを決定する方法について説明する。数式２を使うと、数式３と数式４は、それぞれ次式のように書き換えられる。
γ×ｉ（ｔ）＝τ×ｄｐ（ｔ）／ｄｔ＋ｐ（ｔ） （数式５）
Ｐ（ｔ）＝ζ×ｉ（ｔ）＋ｐ（ｔ） （数式６）
ここで、血行パラメータγ、τ、ζは上述の血行パラメータと以下の関係がある。
γ＝ｕ×Ｒ （数式７）
τ＝Ｃ×Ｒ （数式８）
ζ＝ｕ×Ｚ （数式９）
数式６と数式５を使ってｐ（ｔ）を消去すると次式を得る。
τ×ζ×ｄｉ（ｔ）／ｄｔ＋（γ＋ζ）×ｉ（ｔ）＝τ×ｄＰ（ｔ）／ｄｔ＋Ｐ（ｔ） （数式１０）
数式１０の両辺を時刻ｔ_０からｔ_０＋Ｔまで積分してＴで割ると次式を得る。
τ×ζ×（ｉ（ｔ_０＋Ｔ）−ｉ（ｔ_０））／Ｔ＋（γ＋ζ）×＜ｉ＞
＝τ×（Ｐ（ｔ_０＋Ｔ）−Ｐ（ｔ_０））／Ｔ＋＜Ｐ＞ （数式１１）
ここで＜ｆ＞は関数ｆ（ｔ）の期間Ｔに渡る平均値（ｆはｉもしくはＰ）、

を意味する。ｉ（ｔ）もＰ（ｔ）も心拍周期に関する周期関数とほぼ見なすことができるので、Ｔとして１つもしくは複数の心拍周期をとると、ｉ（ｔ_０＋Ｔ）＝ｉ（ｔ_０）、Ｐ（ｔ_０＋Ｔ）＝Ｐ（ｔ_０）がほぼ成り立つ。これを利用すると数式１１は次式となる。
γ＋ζ＝＜Ｐ＞／＜ｉ＞ （数式１３）
ここで、＜Ｐ＞は平均血圧であり、血圧測定部３で平均血圧として得られる値である。また、＜ｉ＞は脈波検出部２の測定結果から求められる。よって、数式１３の右辺は、測定結果から定められる定数である。

数式５はｐ（ｔ）に関する微分方程式であるが、それを解くとｐ（ｔ）は次式で与えられる。

ここで、ｐ_０＝ｐ（ｔ_０）はｐ（ｔ）の初期値である。数式６より次式が得られる。
Ｐ（ｔ_０）＝ζ×ｉ（ｔ_０）＋ｐ_０ （数式１５）
ｔ_０として図９に示したように最低血圧の時刻をとると、血流速度Ｉはほぼ０となり、従ってｉ（ｔ_０）もほぼ０になるので、数式１５は次式となる。
ｐ_０＝最低血圧 （数式１６）
最低血圧は、血圧測定部３で最低血圧として得られた値を使う。

また、時刻ｔとして最高血圧となる時刻ｔ_Ｓをとると、次式を得る。
最高血圧＝ζ×ｉ（ｔ_Ｓ）＋ｐ（ｔ_Ｓ） （数式１７）
ここで、ｐ（ｔ）は数式１４で与えられる。ｔ_Ｓは、数式１７の右辺すなわちウインドケッセル方程式を使って計算される血圧が最高血圧を与える時刻である。また、数式１７の最高血圧は、血圧測定部３で最高血圧として得られた値を使う。

同様に、時刻ｔとして最低血圧となる時刻ｔ_０＋Ｔ（ＴはＴ_１、Ｔ_２、Ｔ_３のような１もしくは複数の心拍周期）をとると、次式を得る。
最低血圧＝ζ×ｉ（ｔ_０＋Ｔ）＋ｐ（ｔ_０＋Ｔ）＝ｐ（ｔ_０＋Ｔ） （数式１８）
ここで最低血圧は、血圧測定部３で最低血圧として得られた値を使う。

数式１３と数式１６を使うことで、数式１７と数式１８に含まれる未定血行パラメータの数を２つにすることができる。これら二つの式を満たす２つの未定血行パラメータを決めることで、すべての血行パラメータを決定することができる。

しかしながら、数式１７においてｔ_Ｓすなわち右辺が最高血圧を与える時間は、それら２つの未定血行パラメータに依存する。このため、図１０に示すアルゴリズムで、ｔ_Ｓと２つの未定血行パラメータを決める。以下では数式１３を使って数式１７と数式１８からパラメータζを消去し、未定血行パラメータとしてτとγのみが数式１７と数式１８に残っている例で説明する。

まず、数式１７に未定血行パラメータγ、τの初期値を与える（ステップＳ１００）。初期値としては、例えば、既に得られている複数の人の血行パラメータの平均値などとすることができる。次に、この初期値を使って、数式１７右辺の最高血圧時刻ｔ_Ｓを求める（ステップＳ１１０）。次に、ステップＳ１１０で求めたｔ_Ｓを使い、γ、τを未定パラメータとして、数式１７と数式１８を満たすようにそれらのパラメータを決める（ステップＳ１２０）。このようにして求めたγ、τと前回のγ、τとの差が、予め定められた閾値以下であれば、計算は収束したとして終了する。前記閾値以下でなければ、ステップＳ１２０で求めたγ、τを使って、ステップＳ１１０に進む。

以上のようにして、計算が収束したときのγ、τが求めるパラメータ値である。なお、ここではγを未定パラメータとしてイタレーションで求める例で説明したが、数式１３を使ってγを消去しζを未定パラメータとして残した場合でも同様のアルゴリズムでパラメータ値を決定できる。

以上のように、すべての血行パラメータζ、γ、τ、ｐ_０が決定されれば、数式６と数式１４を用いて、脈波検出部２によって得られる脈波時系列データｉ（ｔ）から血圧時系列データＰ（ｔ）を算出することができる。本実施形態の血圧測定部３は、カフ圧により血圧を測定しているために、高い測定精度で較正用の血圧値を得ることができる。この血圧値により血行パラメータを較正しているので、精度の高い血行パラメータを求めることが可能である。

ところで、血圧測定部３のカフ測定部３１は、図７の（１）のようにゆっくりと変化するカフ圧と、（２）のように短い周期で変化する圧脈波との双方を測定する必要がある。そのため高性能で高コストな圧力センサが必要となる。そこで、（１）のゆっくりと変化するカフ圧の測定用に低コストの圧力センサを使用し、（２）の短い周期で変化する圧脈波の測定用に、図４や図５に示した電磁型の脈波センサを使用することで、低コストで精度の高い血行パラメータを求めることができる。

図１１は、電磁型の脈波センサを使ったカフ式血圧測定を説明するグラフである。図１１の（１）はカフ圧の時間変化、（２）はカフ圧の時間変化に対応した電磁型脈波センサで取得した脈波信号ｉを示す。カフによって動脈流が止まる程度に十分な圧力を加えた後、カフ圧を減圧して行く。このときｉは、最初はきわめて小さい振幅であるが、あるカフ圧で振幅の変化率が急に大きくなる。このときのカフ圧を最高血圧（収縮期血圧）とする。さらにカフ圧を減圧して行くと、あるカフ圧でｉの振幅の変化率が最大になる。このときのカフ圧を平均血圧とする。さらにカフ圧を減圧すると、あるカフ圧でｉの振幅の変化率が急に小さくなる。このときのカフ圧を最低血圧（拡張期血圧）とする。

図１１の（３）はｉの振幅の包絡線、（４）は包絡線の微分、（５）は包絡線の二階微分を示す。（４）のグラフのピークに対応するカフ圧が平均血圧である。また、（５）のグラフの極大値もしくはその極大値の１以下のある定数倍に最初に達する時点のカフ圧が最高血圧である。さらに、（５）のグラフの極小値もしくはその極小値の１以下のある定数倍に最後に達する時点のカフ圧が最低血圧である。

以上のように、カフ式血圧測定における脈波の検出に電磁型の脈波センサを使用することで、最高血圧、平均血圧、最低血圧を得ることができる。本実施形態で用いた修正ウインドケッセル方程式では、単なるウインドケッセル方程式に比べて血行パラメータの数が増えている。そのため全ての血行パラメータの値を決定するためには、最低血圧（拡張期血圧）、最高血圧（収縮期血圧）、平均血圧の３つの血圧値が必要となる。本実施形態によれば、この修正ウインドケッセル方程式に含まれる複数の血行パラメータの決定が可能である。

なお、本実施形態では、血行パラメータの決定を行った後に、血圧測定部３を取り外してもよい。本実施形態の脈波検出部２は小型で軽量であることから、皮膚表面に貼るなどして装着したときの違和感の少ない状態で、日常生活をしながら血圧値を継続的にモニタリングすることが可能である。

本実施形態によれば、血行パラメータを簡便に精度よく決定する方法と、これを用いた精度のよい血圧値の得られる血圧測定システムを提供することができる。

本発明は上記実施形態に限定されることなく、特許請求の範囲に記載した発明の範囲内で種々の変形が可能であり、それらも本発明の範囲内に含まれるものである。

また、上記の実施形態の一部又は全部は、以下の付記のようにも記載され得るが、以下には限られない。

付記
（付記１）
血流速度に比例する脈波時系列データを少なくとも一心拍分検出する脈波検出部と、
カフの加圧により変化する脈波の振幅に基づいて第１の血圧を測定する血圧測定部と、
複数の血行パラメータを有する血圧と血流速度の関係式を用いて、前記脈波時系列データから血圧時系列デ―タを算出し、前記血圧時系列データから求めた第２の血圧が前記第１の血圧に等しくなるように、前記血行パラメータを較正する処理部と、を有し、
前記第１と第２の血圧は、各々、収縮期血圧と平均血圧と拡張期血圧とを含む、血圧測定システム。
（付記２）
前記血行パラメータは第１と第２の血行パラメータを有し、
前記第１と第２の血行パラメータの和は、前記第１の血圧の前記平均血圧と前記脈波時系列データの平均値との比に等しく、
前記第１と第２の血行パラメータは、前記血流速度と前記脈波時系列データの比に比例する、付記１記載の血圧測定システム。
（付記３）
血圧と血流速度の前記関係式は２つの前記血行パラメータと時刻パラメータとを有し、前記第２の血圧の収縮期血圧と拡張期血圧とが、前記第１の血圧の収縮期血圧と拡張期血圧とにそれぞれ等しくなるように、前記２つの血行パラメータと前記収縮期血圧の前記時刻パラメータとを決定する、付記１または２記載の血圧測定システム。
（付記４）
前記脈波検出部は、磁力線を横切る血流により生じる電圧を前記脈波時系列データとして検出する、付記１から３の内の１項記載の血圧測定システム。
（付記５）
前記脈波検出部は、前記磁力線を発生する永久磁石と、前記電圧を検出する電極と、を有する電磁型脈波センサを有する、付記４記載の血圧測定システム。
（付記６）
前記永久磁石は、被検者の皮膚表面に配置されたＮ極とＳ極とを有し、
前記電極は、
前記Ｎ極側と前記Ｓ極側とでそれぞれ発生する前記起電力の基準電位となる、前記Ｎ極側と前記Ｓ極側との共通電極と、
前記共通電極に対して、前記Ｎ極側で発生する前記起電力による第１の電位を検出する第１の電極と、前記第１の電位とは逆極性の、前記Ｓ極側で発生する前記起電力による第２の電位を検出する第２の電極と、を有し、
前記基準電位と前記第１と第２の電位とにより前記電圧を検出する、付記５記載の血圧測定システム。
（付記７）
前記共通電極と前記第１の電極と前記第２の電極とを計装アンプに接続する、付記６記載の血圧測定システム。
（付記８）
前記血圧測定部は、前記カフの加圧により変化する脈波の振幅を前記電磁型脈波センサにより検出する、付記５から７の内の１項記載の血圧測定システム。
（付記９）
前記処理部が前記血行パラメータを較正した後に、前記血圧測定部を取り外す、付記１から８の内の１項記載の血圧測定システム。
（付記１０）
前記関係式はウインドケッセル方程式である、付記１から９の内の１項記載の血圧測定システム。
（付記１１）
血流速度に比例する脈波時系列データを少なくとも一心拍分検出し、
カフの加圧により変化する脈波の振幅に基づいて第１の血圧を測定し、
複数の血行パラメータを有する血圧と血流速度の関係式を用いて、前記脈波時系列データから血圧時系列デ―タを算出し、前記血圧時系列データから求めた第２の血圧が前記第１の血圧に等しくなるように、前記血行パラメータを較正し、
前記第１と第２の血圧は、各々、収縮期血圧と平均血圧と拡張期血圧とを含む、血行パラメータ決定方法。
（付記１２）
前記血行パラメータは第１と第２の血行パラメータを有し、
前記第１と第２の血行パラメータの和は、前記第１の血圧の前記平均血圧と前記脈波時系列データの平均値との比に等しく、
前記第１と第２の血行パラメータは、前記血流速度と前記脈波時系列データの比に比例する、付記１１記載の血行パラメータ決定方法。
（付記１３）
血圧と血流速度の前記関係式は２つの前記血行パラメータと時刻パラメータとを有し、前記第２の血圧の収縮期血圧と拡張期血圧とが、前記第１の血圧の収縮期血圧と拡張期血圧とにそれぞれ等しくなるように、前記２つの血行パラメータと前記収縮期血圧の前記時刻パラメータとを決定する、付記１１または１２記載の血行パラメータ決定方法。
（付記１４）
前記脈波時系列データを、磁力線を横切る血流により生じる電圧として検出する、付記１１から１３の内の１項記載の血行パラメータ決定方法。
（付記１５）
前記脈波時系列データを、前記磁力線を発生する永久磁石と前記電圧を検出する電極とを有する電磁型脈波センサにより検出し、
前記永久磁石は、被検者の皮膚表面に配置されたＮ極とＳ極とを有し、
前記電極は、
前記Ｎ極側と前記Ｓ極側とでそれぞれ発生する前記起電力の基準電位となる、前記Ｎ極側と前記Ｓ極側との共通電極と、
前記共通電極に対して、前記Ｎ極側で発生する前記起電力による第１の電位を検出する第１の電極と、前記第１の電位とは逆極性の、前記Ｓ極側で発生する前記起電力による第２の電位を検出する第２の電極と、を有し、
前記基準電位と前記第１と第２の電位とにより前記電圧を検出する、付記１４記載の血行パラメータ決定方法。
（付記１６）
前記共通電極と前記第１の電極と前記第２の電極とを計装アンプに接続して前記電圧を検出する、付記１５記載の血行パラメータ決定方法。
（付記１７）
前記カフの加圧により変化する脈波の振幅を前記電磁型脈波センサにより検出する、付記１５または１６記載の血行パラメータ決定方法。
（付記１８）
前記関係式はウインドケッセル方程式である、付記１１から１７の内の１項記載の血行パラメータ決定方法。

１ 血圧測定システム
２ 脈波検出部
３ 血圧測定部
４ 処理部
１０ 上肢
１１ 血流
１２ 血管
１３ 血液
１４ 生体
１５ 皮膚表面
２１ 検出部
２２ 回路部
２３ 通信部
３１ カフ測定部
３２ 回路部
３３ 通信部
４１ 通信部
４２ 算出部
４３ 表示部
５０ 永久磁石
５１、５２ 磁極
５５、５５Ｎ、５５Ｓ 磁力線
６１、６２、６３ 電極
８０ 超音波血流計
８１ 超音波送信器
８２ 照射超音波
８３ 超音波受信器
８４ 反射超音波
９０ インピーダンス脈波計
１００ マイクロコンピュータ

Claims (10)

1. 血流速度に比例する脈波時系列データを少なくとも一心拍分検出する脈波検出部と、
   カフの加圧により変化する脈波の振幅に基づいて第１の血圧を測定する血圧測定部と、
   複数の血行パラメータを有する血圧と血流速度の関係式を用いて、前記脈波時系列データから血圧時系列デ―タを算出し、前記血圧時系列データから求めた第２の血圧が前記第１の血圧に等しくなるように、前記血行パラメータを較正する処理部と、を有し、
   前記第１と第２の血圧は、各々、収縮期血圧と平均血圧と拡張期血圧とを含む、血圧測定システム。
2. 前記血行パラメータは第１と第２の血行パラメータを有し、
   前記第１と第２の血行パラメータの和は、前記第１の血圧の前記平均血圧と前記脈波時系列データの平均値との比に等しく、
   前記第１と第２の血行パラメータは、前記血流速度と前記脈波時系列データの比に比例する、請求項１記載の血圧測定システム。
3. 血圧と血流速度の前記関係式は２つの前記血行パラメータと時刻パラメータとを有し、前記第２の血圧の収縮期血圧と拡張期血圧とが、前記第１の血圧の収縮期血圧と拡張期血圧とにそれぞれ等しくなるように、前記２つの血行パラメータと前記収縮期血圧の前記時刻パラメータとを決定する、請求項１または２記載の血圧測定システム。
4. 前記脈波検出部は、磁力線を横切る血流により生じる電圧を前記脈波時系列データとして検出する、請求項１から３の内の１項記載の血圧測定システム。
5. 前記脈波検出部は、前記磁力線を発生する永久磁石と、前記電圧を検出する電極と、を有する電磁型脈波センサを有する、請求項４記載の血圧測定システム。
6. 前記永久磁石は、被検者の皮膚表面に配置されたＮ極とＳ極とを有し、
   前記電極は、
   前記Ｎ極側と前記Ｓ極側とでそれぞれ発生する前記起電力の基準電位となる、前記Ｎ極側と前記Ｓ極側との共通電極と、
   前記共通電極に対して、前記Ｎ極側で発生する前記起電力による第１の電位を検出する第１の電極と、前記第１の電位とは逆極性の、前記Ｓ極側で発生する前記起電力による第２の電位を検出する第２の電極と、を有し、
   前記基準電位と前記第１と第２の電位とにより前記電圧を検出する、請求項５記載の血圧測定システム。
7. 前記血圧測定部は、前記カフの加圧により変化する脈波の振幅を前記電磁型脈波センサにより検出する、請求項５または６記載の血圧測定システム。
8. 血流速度に比例する脈波時系列データを少なくとも一心拍分検出し、
   カフの加圧により変化する脈波の振幅に基づいて第１の血圧を測定し、
   複数の血行パラメータを有する血圧と血流速度の関係式を用いて、前記脈波時系列データから血圧時系列デ―タを算出し、前記血圧時系列データから求めた第２の血圧が前記第１の血圧に等しくなるように、前記血行パラメータを較正し、
   前記第１と第２の血圧は、各々、収縮期血圧と平均血圧と拡張期血圧とを含む、血行パラメータ決定方法。
9. 前記血行パラメータは第１と第２の血行パラメータを有し、
   前記第１と第２の血行パラメータの和は、前記第１の血圧の前記平均血圧と前記脈波時系列データの平均値との比に等しく、
   前記第１と第２の血行パラメータは、前記血流速度と前記脈波時系列データの比に比例する、請求項８記載の血行パラメータ決定方法。
10. 血圧と血流速度の前記関係式は２つの前記血行パラメータと時刻パラメータとを有し、前記第２の血圧の収縮期血圧と拡張期血圧とが、前記第１の血圧の収縮期血圧と拡張期血圧とにそれぞれ等しくなるように、前記２つの血行パラメータと前記収縮期血圧の前記時刻パラメータとを決定する、請求項８または９記載の血行パラメータ決定方法。

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