循環器機能測定装置
【課題】被測定者の循環器機能を正確に測定することができる循環器機能測定装置を提供する。
【解決手段】被測定者の身体の一部を圧迫するカフ１１と、圧迫圧力を検出する圧迫圧力検出部１３と、圧迫圧力を変化させる圧迫圧力制御部１２と、圧迫圧力を変化させる過程で身体の一部に生じる脈波の大きさに関する脈波情報を圧迫圧力に関連付けて検出する脈波検出部１４と、被測定者の血圧値を算出する血圧算出部１５と、時系列的に連続した検出脈波間における圧迫圧力の変化分と脈圧との不一致度合に基づき脈波情報を不一致が解消するように補正した補正脈波情報を生成する脈波補正部１６と、圧迫部による圧迫開始から圧迫終了までに得られる補正脈波情報に基づく血管特性曲線を算出する血管特性曲線算出部１７と、圧迫圧力に対応付けて血管特性曲線を記憶する記憶部１８と、血管特性曲線を利用して循環器機能の測定を行う血管硬さ測定部１９と、を備えた。
【解決手段】被測定者の身体の一部を圧迫するカフ１１と、圧迫圧力を検出する圧迫圧力検出部１３と、圧迫圧力を変化させる圧迫圧力制御部１２と、圧迫圧力を変化させる過程で身体の一部に生じる脈波の大きさに関する脈波情報を圧迫圧力に関連付けて検出する脈波検出部１４と、被測定者の血圧値を算出する血圧算出部１５と、時系列的に連続した検出脈波間における圧迫圧力の変化分と脈圧との不一致度合に基づき脈波情報を不一致が解消するように補正した補正脈波情報を生成する脈波補正部１６と、圧迫部による圧迫開始から圧迫終了までに得られる補正脈波情報に基づく血管特性曲線を算出する血管特性曲線算出部１７と、圧迫圧力に対応付けて血管特性曲線を記憶する記憶部１８と、血管特性曲線を利用して循環器機能の測定を行う血管硬さ測定部１９と、を備えた。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、生体から得られる脈波に基づいて生体の状態を解析する循環器機能測定装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来から、動脈中の圧力の変動（脈拍）によって生じる振動（脈波）の変化（特徴量）を利用して、被測定者における動脈硬化度等の循環器機能を測定する循環器機能測定装置が知られている（例えば、特許文献１）。この特許文献１の循環器機能測定装置を用いた測定方法では、まず、カフが被測定者の上腕部に巻回した状態に取り付けられ、その状態においてカフ内に空気が供給される。そして、そのカフ内の気圧（圧迫圧力）により上腕部を圧迫することで得られる脈波情報に基づいて、血圧や動脈硬化度などの循環器機能が測定される。
【０００３】
すなわち、特許文献１の循環器機能測定装置を用いた測定方法では、例えば被測定者の最高血圧及び最低血圧を含む圧迫圧力の所定範囲において一定速度で圧迫圧力を微速加圧したときに得られる圧力信号から脈波の振幅値を抽出し、その抽出した振幅値を圧迫圧力に対して時系列的に並べた包絡線を得ている。そして、圧迫圧力の変化過程において脈波の振幅値が最大となる圧迫圧力を境界値として、包絡線をその境界値よりも高圧側の圧迫圧力帯に対応する領域と、低圧側の圧迫圧力帯に対応する領域とに分割し、各圧迫圧力帯においてそれぞれ循環器機能（血管硬さ）を測定するための特徴量を得ている。
【０００４】
この特徴量としては、例えば、包絡線における高圧側の圧迫圧力帯の領域において、或る脈波の振幅値をとる圧迫圧力と境界値との差や、低圧側の圧迫圧力帯の領域において、或る脈波の振幅値をとる圧迫圧力と境界値との差が挙げられる。そして、各圧迫圧力帯から抽出された特徴量を比較することで、被測定者の動脈硬化度（循環器機能）の測定が行われる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特開２００５−２７８７０８号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
しかしながら、特許文献１の循環器機能測定装置で得られた特徴量は、脈波の振幅値の変化の一部を計測しているに過ぎない。よって、例えば、動脈硬化度の測定を一度行った被測定者に対して再度測定を行うときに、被測定者の上腕部に対するカフの巻き方が悪い等の測定条件が異なると、得られる測定結果が、一度目と異なることが起こり得うることになり、循環器機能を正確に測定することができない。
【０００７】
本発明は、上記課題を解決するためになされたものであって、その目的は、被測定者の循環器機能を正確に測定することができる循環器機能測定装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
上記課題を解決するために、本発明の循環器機能測定装置は、被測定者の身体の一部を圧迫する圧迫部と、前記圧迫部により発生する圧迫圧力を検出する圧迫圧力検出部と、前記圧迫圧力を変化させる圧迫圧力制御部と、前記圧迫圧力制御部により圧迫圧力を変化させる過程で前記身体の一部に生じる脈波の大きさに関する脈波情報を圧迫圧力に関連付けて検出する脈波検出部と、前記脈波情報に基づいて前記被測定者の血圧値を算出する血圧算出部と、時系列的に連続した検出脈波間における前記圧迫圧力の変化分と脈圧との不一致の度合に基づいて前記脈波情報を前記不一致が解消するように補正した補正脈波情報を生成する脈波補正部と、前記圧迫部による圧迫開始から圧迫終了までに得られる前記補正脈波情報に基づく血管特性曲線を算出する血管特性曲線算出部と、前記圧迫圧力に対応付けて前記血管特性曲線を記憶する記憶部と、前記血管特性曲線を利用して循環器機能の測定を行う循環器機能測定部と、を備えたことを特徴とする。
【０００９】
また、本発明の循環器機能測定装置において、前記血管特性曲線算出部は、前記補正脈波情報を累積加算した補正脈波累積加算曲線を前記血管特性曲線として算出することが好ましい。
【００１０】
また、本発明の循環器機能測定装置において、前記脈波補正部は、前記圧迫圧力の変化分を前記脈圧により除した値を前記脈波情報に乗ずる乗除算処理を用いて前記補正脈波情報を生成することが好ましい。
【００１１】
また、本発明の循環器機能測定装置において、前記脈波補正部は、前記圧迫圧力の変化分と前記脈圧との差分に対応する値を前記脈波情報に加算又は減算する加減算処理を用いて前記補正脈波情報を生成することが好ましい。
【００１２】
また、本発明の循環器機能測定装置において、前記脈波補正部は、前記脈波情報から非線形関数を用いて近似する演算処理を行うことにより前記補正脈波情報を生成することが好ましい。
【００１３】
また、本発明の循環器機能測定装置において、前記脈波補正部は、前記圧迫圧力が変化する過程において前記検出脈波における振幅値が最大となる圧迫圧力の値を境界として前記圧迫圧力が低圧側の場合と高圧側の場合とで前記補正脈波情報を生成する際に用いる関数を切り換えることが好ましい。
【発明の効果】
【００１４】
本発明によれば、被測定者の循環器機能を正確に測定することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】本発明に係る第１実施形態の循環器機能測定装置の構成を示すブロック図。
【図２】上腕動脈の圧迫開始から圧迫終了までの圧迫圧力の変化を示すグラフ。
【図３】圧迫圧力と検出脈波の振幅値との関係を示すグラフ。
【図４】圧迫圧力と脈波累積加算値との関係を示すグラフ。
【図５】脈波累積加算値と圧迫圧力とから得られる特性線を示す図。
【図６】血管内外圧差、血管容積、脈圧及び脈波との関係を示すグラフ。
【図７】（ａ）は脈圧が非常に小さい場合の血管内外圧差、血管容積、脈圧及び脈波との関係を示すグラフ、（ｂ）はその場合の血管内外圧差と脈波累積加算値との関係を示すグラフ。
【図８】（ａ）は脈圧が非常に大きい場合の血管内外圧差、血管容積、脈圧及び脈波との関係を示すグラフ、（ｂ）はその場合の血管内外圧差と脈波累積加算値との関係を示すグラフ。
【図９】（ａ）は心拍数が非常に少ない場合の血管内外圧差、血管容積、脈圧及び脈波との関係を示すグラフ、（ｂ）はその場合の血管内外圧差と脈波累積加算値との関係を示すグラフ。
【図１０】（ａ）は心拍数が非常に多い場合の血管内外圧差、血管容積、脈圧及び脈波との関係を示すグラフ、（ｂ）はその場合の血管内外圧差と脈波累積加算値との関係を示すグラフ。
【図１１】（ａ）は脈圧が非常に大きい場合の血管内外圧差、血管容積、脈圧、検出脈波及び補正脈波との関係を示すグラフ、（ｂ）はその場合の血管内外圧差と補正脈波による脈波累積加算値との関係を示すグラフ。
【図１２】補正脈波の算出において、（ａ）は脈圧が圧迫圧力の変化分よりも大きい場合の血管内外圧差と血管容積との関係を示すグラフ、（ｂ）はその場合における１心拍分を拡大して線形に近似した模式図。
【図１３】圧迫圧力と補正脈波累積加算値との関係を示すグラフ。
【図１４】補正脈波と圧迫圧力とから得られる特性線、及び、補正脈波累積加算値と圧迫圧力とから得られる特性線を示す図。
【図１５】第２実施形態での補正脈波の算出において（ａ）は脈圧が圧迫圧力の変化分よりも小さい場合の血管内外圧差と血管容積との関係を示すグラフ、（ｂ）はその場合における１心拍分を拡大して線形に近似した模式図。
【図１６】第３実施形態での補正脈波の算出において（ａ）は圧迫圧力が補正脈波包絡線での最大値を示すときの圧迫圧力よりも高圧側である場合の血管内外圧差と血管容積との関係を示すグラフ、（ｂ）はその場合における補正脈波と圧迫圧力の変化分との関係を示したグラフ。
【図１７】同じく補正脈波の算出において（ａ）は圧迫圧力が補正脈波包絡線での最大値を示すときの圧迫圧力よりも低圧側である場合の血管内外圧差と血管容積との関係を示すグラフ、（ｂ）はその場合における補正脈波と圧迫圧力の変化分との関係を示したグラフ。
【図１８】他の実施形態の補正脈波と圧迫圧力とから得られる特性線を示す図。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
（第１実施形態）
以下、本発明を循環器機能測定装置の一種である血管硬さ測定装置に具体化した第１実施形態について図面を参照しながら説明する。
【００１７】
図１に示すように、血管硬さ測定装置１０は、被測定者における血圧値及び循環器機能の一種である血管硬さを測定する際に、その被測定者の身体の一部である上腕部に巻回し状態で装着されるカフ１１を有している。カフ１１はゴム製であるとともに袋状をなし、被測定者の上腕部に装着された状態において内部の気圧（圧迫圧力）が変化することで、被測定者の上腕部（上腕動脈）を圧迫する圧迫部として機能する。
【００１８】
このカフ１１は、カフ１１の内部で発生する圧迫圧力を変化させる圧迫圧力制御部１２にチューブ１１ａを介して接続されている。圧迫圧力制御部１２は、カフ１１にチューブ１１ａを介して気体を圧送可能な加圧ポンプ（図示略）及びカフ１１から気体を排出する際に開弁される排気弁（図示略）を有し、その加圧ポンプ及び排気弁の駆動を制御することで、カフ１１に対して加減圧を行い、カフ１１の圧迫圧力を変化させる。
【００１９】
また、カフ１１は、カフ１１による圧迫圧力を検出する圧迫圧力検出部１３にチューブ１１ｂを介して接続され、その圧迫圧力検出部１３は、圧迫圧力制御部１２がカフ１１の圧迫圧力を変化させる過程で上腕部に生じる脈波の大きさに関する脈波情報を圧迫圧力に関連付けて検出する脈波検出部１４に信号線を介して接続されている。すなわち、圧迫圧力検出部１３は、圧力センサ（図示せず）及びＡ／Ｄ変換器（図示せず）を有し、圧力センサにより検出したカフ１１の圧迫圧力を、Ａ／Ｄ変換器によりデジタル信号よりなる圧力信号に変換する。そして、圧迫圧力検出部１３で変換された圧力信号は脈波検出部１４へ出力される。なお、脈波検出部１４は、フィルタ回路（図示せず）を有するとともに、そのフィルタ回路で圧迫圧力検出部１３からの圧力信号から直流成分等、所定の周波数成分を除去することにより脈波信号を生成し、生成された脈波信号から脈波（検出脈波）の振幅値を検出する。
【００２０】
図１に示すように、圧迫圧力検出部１３及び脈波検出部１４は、それぞれ血圧算出部１５に信号線を介して接続されている。この血圧算出部１５は、圧迫圧力検出部１３により検出される圧迫圧力と、脈波検出部１４により検出される脈波の振幅値との関係からオシロメトリック法などの所定のアルゴリズムを用いて、被測定者の最高血圧及び最低血圧を算出する。そして、以上の圧迫圧力検出部１３、脈波検出部１４及び血圧算出部１５は、それぞれ脈波補正部１６に信号線を介して接続されている。
【００２１】
脈波補正部１６は、圧迫圧力信号、脈波の振幅値及び血圧値から所定のアルゴリズムにより、脈波における波形の重複部分あるいは隙間（不足）部分の影響を除去した補正脈波を算出する。すなわち、脈波補正部１６は、時系列的に連続した検出脈波間における圧迫圧力の変化分と脈圧との不一致（重複又は不足）の度合に基づいて検出脈波の脈波情報を不一致（重複又は不足）が解消するように補正した補正脈波情報を補正する。
【００２２】
また、この脈波補正部１６は、血管硬さを測定する際に用いられる血管特性曲線を算出する血管特性曲線算出部１７に信号線を介して接続されている。そして、血管特性曲線算出部１７は、補正脈波振幅値もしくは補正脈波累積加算値を上腕動脈の圧迫開始から圧迫終了まで時系列的に並べた血管特性曲線（図１４参照）を算出する。また、血管特性曲線算出部１７及び圧迫圧力検出部１３は、それぞれ記憶部１８に信号線を介して接続されている。そして、記憶部１８は、圧迫圧力検出部１３により検出される圧迫圧力と、血管特性曲線算出部１７により算出される血管特性曲線とを対応付けて記憶する。すなわち、記憶部１８は、ある圧迫圧力での血管特性曲線値を記憶し、圧迫開始から圧迫終了まで圧迫圧力と血管特性曲線値とを記憶し続ける。
【００２３】
さらに、図１に示すように、記憶部１８は、循環器機能測定部としての血管硬さ測定部１９に信号線を介して接続されている。そして、血管硬さ測定部１９は、脈波の振幅値を検出した時の圧迫圧力と血管特性曲線との関係から所定のアルゴリズムにより、上腕動脈の硬さ（すなわち、「血管硬さ」）を測定する。なお、血管硬さ測定部１９は、被測定者の血管硬さを測定するための測定プログラムや血管硬さ測定装置１０の各部の駆動を制御するためのプログラム等を記憶するＲＯＭ、プログラムの実行中や実行後に生じるデータを一時的に保管するＲＡＭ、及び、制御プログラム等をＲＯＭから読み出して実行するＣＰＵ等から構成されている。
【００２４】
次に、本実施形態の血管硬さ測定装置１０の作用について、特に血管硬さを測定する際の作用に着目して説明する。
さて、図１に示すように、カフ１１が被測定者の上腕部に巻回し状態に装着された後、圧迫圧力制御部１２が排気弁を閉弁した状態で加圧ポンプを駆動すると、カフ１１内には加圧空気が供給される。すると、カフ１１の圧迫圧力が高圧側に変化するため、そのカフ１１によって被測定者の上腕動脈が徐々に圧迫されていく。具体的には、図２に示すように、カフ１１の圧迫圧力が、まず、被測定者の予想される最低血圧よりも低い所定圧力値まで急激に上昇し、その後は、その所定圧力値から徐々に増えていく微速加圧になるように、圧迫圧力制御部１２がカフ１１の圧迫圧力を変化させる。
【００２５】
そして、その微速加圧の過程で、圧迫圧力が被測定者の予想される最高血圧よりも高い所定圧力値に達すると、圧迫圧力制御部１２は排気弁を開弁して圧迫圧力を減圧させる。すると、今度はカフ１１の圧迫圧力が低圧側へ急激に変化するため、そのカフ１１による被測定者の上腕動脈に対する圧迫が速やかに解除される。こうしたカフ１１の圧迫圧力が変化する過程において特にその微速加圧の過程では、心臓の拍動による脈波Ｗ１が生じ、この脈波Ｗ１の振幅値が脈波検出部１４により検出される。すると、血圧算出部１５は、時系列的に変化する圧迫圧力と脈波Ｗ１の振幅値との関係から、被測定者の最高血圧及び最低血圧を算出する。
【００２６】
図３に示す包絡線Ｌ１のように、カフ１１の圧迫圧力Ｐが変化していくにしたがって、検出される脈波Ｗ１の振幅値Ｘ（Ｘ１，Ｘ２，Ｘ３等）も変化していく。具体的には、カフ１１の圧迫圧力Ｐが低圧側から高圧側になるにしたがって、脈波Ｗ１の振幅値Ｘは、最初のうちは振幅値Ｘ１から振幅値Ｘ２へという具合で小さく上昇し、その後は振幅値Ｘ２から振幅値Ｘ３へという具合で次第に大きく上昇していく。なお、平均血圧での圧迫圧力に相当する所定の圧迫圧力Ｐｒのときに脈波Ｗ１の振幅値Ｘは最大になり、その後、脈波Ｗ１の振幅値Ｘは次第に小さくなっていく。そして、以上のように検出された脈波Ｗ１の振幅値Ｘ（Ｘ１，Ｘ２，Ｘ３等）は、圧迫圧力Ｐ（Ｐ１，Ｐ２，Ｐ３等）に対応付けられて記憶部１８に記憶される。
【００２７】
いま例えば、脈波検出部１４によって、圧迫圧力Ｐ１のときに脈波Ｗ１の振幅値Ｘ１が検出されるとともに、圧迫圧力Ｐ２のときに脈波Ｗ１の振幅値Ｘ２が検出され、圧迫圧力Ｐ３のときに脈波Ｗ１の振幅値Ｘ３が検出されたとする。この場合、図４に示すように、圧迫圧力Ｐの変化に応じて時系列的に脈波Ｗ１の振幅値Ｘを累積加算した脈波累積加算値（Ｘ１，Ｘ１＋Ｘ２，Ｘ１＋Ｘ２＋Ｘ３）を算出し、その脈波累積加算値と圧迫圧力との関係から得られる特性線に基づいて血管硬さ等の循環器機能の測定を行うための特徴量を得ることも可能である。すなわち、図５に示すように、かかる脈波累積加算値を上腕動脈の圧迫開始から圧迫終了までの圧迫圧力Ｐの変化に対応付けて表した特性線Ｌ２から所定のアルゴリズムにより血管硬さを測定することも可能である。
【００２８】
例えば、特性線Ｌ２における最大値の脈波累積加算値を基準として、時系列的に並んだ各脈波累積加算値の比率である脈波累積加算比率を算出し、その脈波累積加算比率の特定の範囲での特性線Ｌ２における圧迫圧力の変化量を特徴量とし、所定の圧迫圧力を境界とする各圧迫圧力帯から抽出された特徴量との比較により血管硬さ等が測定される。なお、図５に示す横軸の圧迫圧力Ｐにおける所定の圧迫圧力Ｐｓは、脈波累積加算値が最も大きく増加したときの圧迫圧力の値である。
【００２９】
しかしながら、このような特性線Ｌ２で表される脈波累積加算値は、脈圧値及び心拍数への依存性を有しており、正確な循環器機能（血管硬さ等）の特性曲線を表しているとはいえない。ここで、「脈圧」とは最高血圧から最低血圧を引いたものであり、「心拍数」とは一分間に心臓が拍動する回数のことである。血管の力学特性曲線としては、図６に示すように、血管内外圧差に対して血管容積の変化を表す血管の圧容積特性曲線が一般的である。この場合、圧迫圧力が加圧により上昇すると、横軸の一拍分の脈圧に対応して縦軸の検出脈波が得られる。そして、この検出脈波を時系列的に累積加算すると、先の図５に示した脈波累積加算値の特性線Ｌ２が得られ、一応、この曲線は血管の力学特性曲線を表しているともいえる。しかし、そのようなことが言えるのは、図６に示すように脈圧が過不足なく連続している場合であって、実際には以下の問題がある。
【００３０】
まず、脈圧の影響について、図７及び図８を用いて説明する。
図７（ａ）に示すように、脈圧が非常に小さい場合には、血管の圧容積特性曲線上の各検出脈波間に隙間（不足部分）が発生する。そのため、図７（ｂ）に示すように、検出脈波を累積加算した時の累積加算曲線（同図で半線の曲線）は、脈圧が過不足なく連続している時に得られる累積加算曲線（同図で実線の曲線）よりも加算値が下回ることになる。また、図８（ａ）に示すように、脈圧が非常に大きい場合には、血管の圧容積特性曲線上の各検出脈波間に波形が重なっている部分（重複部分）が発生する。そのため、図８（ｂ）に示すように、検出脈波を累積加算した時の累積加算曲線（同図で半線の曲線）は、脈圧が過不足なく連続している時に得られる累積加算曲線（同図で実線の曲線）よりも加算値が上回ることになる。
【００３１】
次に、心拍数の影響について、図９及び図１０を用いて説明する。
図９（ａ）に示すように、心拍数が非常に少ない場合には、血管の圧容積特性曲線上の各検出脈波間に、図７（ａ）に示した脈圧が非常に小さい場合と同様に、隙間（不足部分）が発生する。そのため、図９（ｂ）示すように、検出脈波を累積加算した時の累積加算曲線（同図で半線の曲線）は、脈圧が過不足なく連続している時に得られる累積加算曲線（同図で実線の曲線）よりも加算値が下回ることになる。また、図１０（ａ）に示すように、心拍数が非常に多い場合には、血管の圧容積特性曲線上の各検出脈波間に、図８（ａ）に示した脈圧が非常に大きい場合と同様に、波形が重なっている部分（重複部分）が発生する。そのため、図１０（ｂ）に示すように、検出脈波を累積加算した時の累積加算曲線（同図で半線の曲線）は、脈圧が過不足なく連続している時に得られる累積加算曲線（同図で実線の曲線）よりも加算値が上回ることになる。
【００３２】
このように、脈圧及び心拍数は被測定者によって異なる場合があり、そうした被測定者から検出される脈波は血管の圧容積特性曲線上で脈圧及び心拍数の影響を受け、時系列的に連続した検出脈波間で波形の隙間（不足部分）や重複部分が発生する場合がある。このような場合、図５に示す特性線Ｌ２のような、単純に検出脈波を累積加算しただけの検出脈波累積加算値では、血管の圧容積特性を表しているとは言えない。つまり、図５に特性線Ｌ２として示した脈波累積加算曲線は、循環器機能全体の特性を表しているが、脈波を検出する過程で脈圧及び心拍数の影響を受ける。そのため、正確な血管の力学特性を捉えるためには、脈圧値及び心拍数の影響によって発生する脈波の重複部分あるいは不足部分を補正する必要がある。
【００３３】
例えば図１１（ａ）に示すように、脈圧が非常に大きく、検出脈波間に重複部分があらわれた場合には、その重複部分を除去し、脈波が連続した理想的な形にすることで、重複部分の影響をなくした補正脈波を算出する必要がある。そして、図１１（ｂ）に示すように、そのような補正脈波を累積加算した理想的な補正脈波累積加算曲線は、図１１（ａ）に示す血管の圧容積特性曲線の血管容積を反転させたものと一致する。なお、図１１（ｂ）においては、過不足のない脈波累積加算曲線と補正脈波累積加算曲線が一致していることを表すため、これら２つの曲線を半線と実線が交互に連続した１つの曲線にて図示している。このような補正脈波累積加算曲線（同図で半線の曲線）は、脈圧が過不足なく連続している場合に得られる累積加算曲線（同図で実線の曲線）と一致することになるため、血管の力学特性を表すことができる。
【００３４】
そこで、本実施形態では、脈圧及び心拍数の影響を受けることなく、正確に被測定者の循環器機能（本実施形態では血管硬さ）を測定できるようにするために、以下のように、検出した脈波の脈波情報を補正した補正脈波情報を生成し、かかる補正脈波情報に基づき算出した血管特性曲線を利用して血管硬さを測定している。以下に、本実施形態での脈波情報の補正方法について説明する。
【００３５】
さて、図３に戻り、いま例えば、脈波検出部１４によって、圧迫圧力Ｐ１のときに脈波Ｗ１の振幅値Ｘ１が検出されるとともに、圧迫圧力Ｐ２のときに脈波Ｗ１の振幅値Ｘ２が検出され、圧迫圧力Ｐ３のときに脈波Ｗ１の振幅値Ｘ３が検出されたとする。そして、図１２（ａ）に示すように、血管の圧容積特性曲線上で最高血圧から最低血圧を引いた脈圧ＰＰが圧迫圧力の変化分ΔＰｃ（＝圧迫圧力Ｐ２−圧迫圧力Ｐ１）よりも大きい（ＰＰ＞ΔＰｃ）場合には、振幅値Ｘ１の検出脈波と、これに続く振幅値Ｘ２の検出脈波との間に波形の重複部分が発生する。
【００３６】
ここで、本実施形態では、振幅値Ｘ１から脈波の重複の影響を除去した補正振幅値Ｙ１（図１２（ｂ）参照）を脈圧ＰＰと圧迫圧力の変化分ΔＰｃから算出することができる。すなわち、図１２（ｂ）に示すように、血管の圧容積特性曲線上における脈波の１心拍分を拡大すると、その部分において同曲線はほぼ直線とみなすことができる。そのため、脈波補正部１６では、補正振幅値Ｙ１が線形関数の次式（１）を用いて算出される。
【００３７】
Ｙ１＝Ｘ１・ΔＰｃ／ＰＰ … （１）
以下、同様にして、振幅値Ｘ２に対応した補正振幅値Ｙ２、振幅値Ｘ３に対応した補正振幅値Ｙ３・・・が算出される。このように本実施形態では、圧迫圧力の変化分ΔＰｃを脈圧ＰＰにより除した値（ΔＰｃ／ＰＰ）を補正前の検出脈波における脈波情報（振幅値Ｘ１，Ｘ２，Ｘ３…）に乗ずる乗除算処理により補正脈波情報（補正振幅値Ｙ１，Ｙ２，Ｙ３…）が生成される。
【００３８】
そして次に、図１３に示すように、血管特性曲線算出部１７により、圧迫圧力Ｐ１のときに補正脈波累積加算値（Ｙ１）が算出されるとともに、圧迫圧力Ｐ２のときに補正脈波累積加算値（Ｙ１＋Ｙ２）が算出され、圧迫圧力Ｐ３のときに補正脈波累積加算値（Ｙ１＋Ｙ２＋Ｙ３）が算出される。このように、血管特性曲線算出部１７は、圧迫圧力の変化に応じて時系列的に脈波Ｗ１から検出される検出脈波の脈波情報（振幅値Ｘ１等）を補正した補正脈波情報（補正振幅値Ｙ１等）を加算していき、そして、記憶部１８は、圧迫圧力に対応付けて補正脈波累積加算値（Ｙ１，Ｙ１＋Ｙ２等）を記憶していく。また、同時に補正脈波振幅値（Ｙ１，Ｙ２，Ｙ３…）を時系列的に並べ、圧迫圧力に対応付けて記憶していく。
【００３９】
すると、本実施形態の場合、図１４に示すように、補正脈波振幅値（Ｙ１，Ｙ２，Ｙ３…）を時系列的に並べた補正脈波包絡線Ｌ３は、図３に示した検出脈波包絡線Ｌ１と同様に変化するとともに、補正脈波累積加算曲線Ｌ４は、カフ１１の圧迫圧力が変化していくにしたがって、算出される補正脈波累積加算値（Ｙ１，Ｙ１＋Ｙ２等）が増えていく。具体的には、補正脈波累積加算曲線Ｌ４は、カフ１１の圧迫圧力が低圧側から高圧側になるにしたがって、最初のうちは小さく上昇するとともに所定の圧迫圧力Ｐｓのときに急激に上昇し、所定の圧迫圧力Ｐｓから圧迫圧力がさらに高圧になるにしたがって、徐々に上昇度合が小さくなっていく。なお、所定の圧迫圧力Ｐｓは、補正脈波包絡線Ｌ３が最大値となるときの圧迫圧力の値である。そして、血管硬さ測定部１９は、記憶部１８に記憶された補正脈波累積加算曲線Ｌ４および補正脈波包絡線Ｌ３と圧迫圧力との関係から所定のアルゴリズムにより血管硬さを測定する。
【００４０】
なお、図１５（ａ）に示すように、血管の圧容積特性曲線上で最高血圧から最低血圧を引いた脈圧ＰＰが圧迫圧力の変化分ΔＰｃ（＝圧迫圧力Ｐ２−圧迫圧力Ｐ１）よりも小さい（ＰＰ＜ΔＰｃ）場合には、振幅値Ｘ１の検出脈波と、これに続く振幅値Ｘ２の検出脈波との間に波形の隙間（不足部分）が発生する。本実施形態では、この場合も、図１５（ｂ）に示すように、連続した２心拍分の検出脈波を拡大すると、血管の圧容積特性曲線はほぼ直線とみなすことができるため、検出脈波間に重複部分があった場合と同様に、先の式（１）を用いた乗除算処理により補正脈波情報（補正振幅値Ｙ１，Ｙ２，Ｙ３…）が生成される。そして、図１４に示した補正脈波包絡線Ｌ３及び補正脈波累積加算曲線Ｌ４が同様に算出されるとともに記憶され、それらと圧迫圧力との関係から所定のアルゴリズムにより血管硬さが測定される。
【００４１】
以上のような第１実施形態によれば、以下のような効果を奏し得る。
（１）脈波補正部１６は、検出脈波Ｗ１の脈波情報（振幅値Ｘ１，Ｘ２，Ｘ３…）から脈圧及び心拍数の影響による波形の重複部分や隙間（不足部分）を除去した補正脈波情報（補正振幅値Ｙ１，Ｙ２，Ｙ３…）を算出する。すなわち、時系列的に連続した検出脈波間における脈圧ＰＰと圧迫圧力の変化分ΔＰｃとの不一致（重複又は不足）の度合に基づき、そのような不一致が解消するように検出脈波Ｗ１の脈波情報（振幅値Ｘ１，Ｘ２，Ｘ３…）を補正した補正脈波情報（補正振幅値Ｙ１，Ｙ２，Ｙ３…）を算出している。そして、この補正脈波情報に基づき血管特性曲線算出部１７が算出した血管特性曲線（補正脈波包絡線Ｌ３及び補正脈波累積加算曲線Ｌ４）を利用して、血管硬さ測定部１９が循環器機能の一種である血管硬さを測定するようにしている。したがって、補正脈波情報に依らない単なる検出脈波の脈波情報を累積加算しただけの脈波累積加算曲線（一例として図５に示す特性線Ｌ２）を用いて測定する場合に比較すると、脈圧及び心拍数の影響を受けることなく、正確に被測定者の循環器機能（血管硬さ等）を測定することができる。
【００４２】
（２）血管硬さ測定部１９は、補正脈波振幅値（Ｙ１，Ｙ２，Ｙ３…）及び補正脈波累積加算値（Ｙ１，Ｙ１＋Ｙ２等）と圧迫圧力との関係から得られる補正脈波累積加算曲線Ｌ４及び補正脈波包絡線Ｌ３に基づき血管硬さを測定する。この場合、補正脈波累積加算曲線Ｌ４は、血管の圧容積特性曲線の血管容積を反転させたものとみなすことができるため、かかる補正脈波累積加算曲線Ｌ４を利用する場合は、血管硬さを更に一層正確に測定することができる。
【００４３】
（３）脈波補正部１６では、血管の圧容積特性曲線上における脈波の１心拍分を線形の関係とみなし、検出脈波の振幅値（Ｘ１等）、脈圧ＰＰ及び圧迫圧力の変化分ΔＰｃ（＝圧迫圧力Ｐ２−圧迫圧力Ｐ１）を用いた乗除算処理により補正脈波情報（補正振幅値Ｙ１，Ｙ２，Ｙ３…）を生成している。したがって、検出脈波の脈波情報から補正脈波情報を生成する際の計算式が非常に簡単になり、計算負荷が軽くなるので、計算時間の短縮を図ることができる。
【００４４】
（４）血管硬さ測定装置１０は、被測定者の上腕にカフ１１を巻回した状態での血圧測定中の脈波Ｗ１を用いて被測定者の血管硬さの測定を行っている。よって、被測定者の通常の血圧測定が終わると同時に血管硬さの測定結果を知ることができ、血圧測定と血管硬さの測定とを別々に行う場合に比べて測定時間を短縮することができ、身体への負担が軽減され、使い勝手も良い。
【００４５】
（第２実施形態）
次に、本発明の第２実施形態について、図面を参照しながら説明する。なお、第２実施形態は、脈波情報の補正方法が、第１実施形態とは相違し、その他の点は第１実施形態と同様である。そのため、以下では第１実施形態との相違点につき主に説明し、同様の構成については同じ符号を付すだけにして重複説明を省略する。
【００４６】
さて、いま例えば、脈波検出部１４によって、圧迫圧力Ｐ１のときに脈波Ｗ１の振幅値Ｘ１が検出されるとともに、圧迫圧力Ｐ２のときに脈波Ｗ１の振幅値Ｘ２が検出されたとする。そして、このとき、図１５（ａ）に示すように、血管の圧容積特性曲線上で最高血圧から最低血圧を引いた脈圧ＰＰが圧迫圧力の変化分ΔＰｃ（＝圧迫圧力Ｐ２−圧迫圧力Ｐ１）よりも小さい（ＰＰ＜ΔＰｃ）場合には、振幅値Ｘ１の検出脈波と、これに続く振幅値Ｘ２の検出脈波との間に波形の隙間（不足部分）が発生する。
【００４７】
ここで、このような脈圧ＰＰと圧迫圧力の変化分ΔＰｃとの不一致である隙間（不足部分）が生じるのは、連続する２つの検出脈波の脈圧ＰＰと心拍数の影響であることから、脈波補正部１６では、検出脈波の振幅値Ｘ１について波形の不足部分の影響を除去した補正振幅値Ｙ１（図１５（ｂ）参照）を脈圧ＰＰと圧迫圧力の変化分ΔＰｃから算出する。すなわち、図１５（ｂ）に示すように、血管の圧容積特性曲線上における脈波の２心拍分を拡大すると、その部分において同曲線はほぼ直線とみなすことができる。
【００４８】
そして、図１５（ｂ）に示す血管の圧容積特性曲線上の不足部分の傾き（（不足部分）／（ΔＰｃ−ＰＰ））は、（振幅値Ｘ１／脈圧ＰＰ）と（振幅値Ｘ２／脈圧ＰＰ）との平均であると考えると、検出脈波間の不足部分は、（ΔＰｃ−ＰＰ）・（（Ｘ２＋Ｘ１）／（２・ＰＰ））で算出される。よって、脈波補正部１６では、補正振幅値Ｙ１が検出脈波の振幅値Ｘ１に対して圧迫圧力の変化分ΔＰｃと脈圧ＰＰとの差分に対応した値である不足部分を加えたものであるとして線形関数の次式（２）を用いて算出される。
【００４９】
Ｙ１＝Ｘ１＋（ΔＰｃ−ＰＰ）・（（Ｘ２＋Ｘ１）／（２・ＰＰ）） … （２）
以下、同様にして、振幅値Ｘ２に対応した補正振幅値Ｙ２、振幅値Ｘ３に対応した補正振幅値Ｙ３・・・が算出される。なお、図１２（ａ）に示すように、血管の圧容積特性曲線上で脈圧ＰＰが圧迫圧力の変化分ΔＰｃよりも大きく、連続する２つの検出脈波の間に波形の重複部分が発生している場合、補正振幅値Ｙ１は、検出脈波の振幅値Ｘ１から圧迫圧力の変化分ΔＰｃと脈圧ＰＰとの差分（ＰＰ−ΔＰｃ）に対応した値（この場合は重複部分）を減じたものとなる。そのため、補正振幅値Ｙ１＝Ｘ１−（ＰＰ−ΔＰｃ）・（（Ｘ２＋Ｘ１）／（２・ＰＰ））＝Ｘ１＋（ΔＰｃ−ＰＰ）・（（Ｘ２＋Ｘ１）／（２・ＰＰ））となり、上記の式（２）と同じ式で算出される。
【００５０】
このように本実施形態では、圧迫圧力の変化分ΔＰｃと脈圧ＰＰとの差分に対応した値（不足部分又は重複部分に相当する振幅値）を補正前の検出脈波における脈波情報（振幅値Ｘ１，Ｘ２，Ｘ３…）に加算又は減算する加減算処理により補正脈波情報（補正振幅値Ｙ１，Ｙ２，Ｙ３…）が生成される。そして、このように生成された補正脈波情報（補正振幅値Ｙ１等）に基づいた補正脈波包絡線Ｌ３や補正脈波累積加算曲線Ｌ４が血管特性曲線として算出され、こうした血管特性曲線と圧迫圧力との関係から所定のアルゴリズムにより血管硬さが測定される。
【００５１】
したがって、第２実施形態によれば、第１実施形態における（１）（２）及び（４）の効果に加えて次のような効果を奏し得る。
（５）脈波補正部１６では、血管の圧容積特性曲線上における脈波の１心拍分を線形の関係とみなし、検出脈波の振幅値（Ｘ１等）、脈圧ＰＰ、圧迫圧力の変化分ΔＰｃ、及び圧迫圧力の変化分ΔＰｃと脈圧ＰＰとの差分（ＰＰ−ΔＰｃ、ΔＰｃ−ＰＰ）を用いた加減算処理により補正脈波情報（補正振幅値Ｙ１等）を生成している。すなわち、補正される脈波と次に検出される脈波の各脈波情報（振幅値Ｘ１，Ｘ２）から、それらの脈波間の重複部分もしくは不足部分を求めて計算を行っている。そのため、複数の脈波情報（振幅値Ｘ１，Ｘ２）から補正脈波情報（補正脈波包絡線Ｌ３や補正脈波累積加算曲線Ｌ４）が演算されるため、一つの脈波情報（振幅値Ｘ１）を用いる乗除算処理よりも計算式は複雑になるが、より正確に補正脈波を算出できる。
【００５２】
（第３実施形態）
次に、本発明の第３実施形態について、図面を参照しながら説明する。なお、第３実施形態は、脈波情報の補正方法が、第１実施形態とは相違し、その他の点は第１実施形態と同様である。そのため、以下では第１実施形態との相違点につき主に説明し、同様の構成については同じ符号を付すだけにして重複説明を省略する。
【００５３】
さて、いま例えば、脈波検出部１４によって、圧迫圧力Ｐ１のときに脈波Ｗ１の振幅値Ｘ１が検出されるとともに、圧迫圧力Ｐ２のときに脈波Ｗ１の振幅値Ｘ２が検出されたとする。そして、このとき、図１４における圧迫圧力の変化過程において、圧迫圧力が補正脈波包絡線Ｌ３を最大値とする圧迫圧力Ｐｓよりも低圧側である場合に、脈波の振幅値Ｘ１と振幅値Ｘ２の関係を血管内外圧差と血管容積の関係を示す血管特性曲線上に示すと、図１６（ａ）に示すように、非線形の血管の圧容積特性曲線上に振幅値Ｘ２の上端点がくる。なお、上端点とは、図１６（ａ）に示すごとく、検出脈波（この場合、振幅値Ｘ２の検出脈波）の波形における振幅のピーク点のことを意味する。
【００５４】
また、図１６（ｂ）に示すグラフは、補正脈波と圧迫圧力との関係を示している。そして、このグラフにおいて、非線形の血管の圧容積特性曲線上にプロットされる振幅値Ｘ２の上端点は、半線（点線）で示した斜状の直線に比べて下に凸の非線形関係になっている。ここで圧迫圧力の変化分ΔＰｃ＝脈圧ＰＰのとき、つまり脈圧と圧迫圧力の増加分（又は減少分）が同値のときは、連続する脈波間における振幅値の過不足がなくなるため、補正脈波の補正振幅値Ｙ１は検出脈波の振幅値Ｘ１と同値となる。
【００５５】
そこで、この非線形曲線の形状及び上記の条件から、非線形関数のひとつである指数関数を用いて近似すると、脈波補正部１６では、補正振幅値Ｙ１が非線形関数の次式（３）を用いて算出される。
【００５６】
Ｙ１＝Ｘ１／（ｅ＾（ＰＰ）−１）・（ｅ＾（ΔＰｃ）−１） … （３）
なお、図１４における圧迫圧力の変化過程において、圧迫圧力が補正脈波包絡線Ｌ３を最大値とする圧迫圧力Ｐｓよりも高圧側である場合に、脈波の振幅値Ｘ１と振幅値Ｘ２の関係を血管内外圧差と血管容積の関係を示す血管特性曲線上に示すと、図１７（ａ）に示すように、非線形の血管の圧容積特性曲線上に振幅値Ｘ２の上端点がくる。また、図１７（ｂ）に示すグラフも、図１６（ｂ）に示すグラフと同様に、補正脈波と圧迫圧力との関係を示しているが、この場合には、非線形の血管の圧容積特性曲線上にプロットされる振幅値Ｘ２の上端点は、半線（点線）で示した斜状の直線に比べて上に凸の非線形関係になっている。
【００５７】
そこで、この非線形曲線の形状及び上記の条件から、今度は同じく非線形関数のひとつである自然対数関数（指数関数の逆関数）を用いて近似すると、脈波補正部１６では、補正振幅値Ｙ１が非線形関数の次式（４）を用いて算出される。
【００５８】
Ｙ１＝Ｘ１／ｌｎ（ＰＰ＋１）・ｌｎ（ΔＰｃ＋１） … （４）
このように本実施形態では、圧迫圧力の変化過程における所定の圧迫圧力Ｐｓを境界とした低圧側と高圧側とで、図１６及び図１７に示すように、血管特性曲線の形状が変わること、及び、補正脈波の補正振幅値（Ｙ１等）の上端点と圧迫圧力の変化とが非線形関係にあることを考慮した演算処理により、補正脈波情報が生成される。すなわち、検出脈波の脈波情報（振幅値Ｘ１等）から非線形関数の指数関数又は自然対数関数を用いて近似する演算処理を行うことにより補正脈波情報（補正脈波の補正振幅値）が生成される。そして、このように生成された補正脈波情報（補正振幅値Ｙ１等）に基づいた補正脈波包絡線Ｌ３や補正脈波累積加算曲線Ｌ４が血管特性曲線として算出され、こうした血管特性曲線と圧迫圧力との関係から所定のアルゴリズムにより血管硬さが測定される。
【００５９】
したがって、第３施形態によれば、第１実施形態における（１）（２）及び（４）の効果に加えて次のような効果を奏し得る。
（６）脈波補正部１６では、血管の圧容積特性曲線上における脈波の１心拍分を非線形の関係とみなし、検出脈波の振幅値（Ｘ１等）、脈圧ＰＰ、及び圧迫圧力の変化分ΔＰｃを用いた非線形関数による演算処理を行うことで、補正脈波情報（補正振幅値Ｙ１等）を生成している。すなわち、血管の圧容積特性曲線は非線形形状をしており、非線形関数を利用することで、血管特性をより忠実かつ正確に反映した補正脈波を表すことができる。
【００６０】
なお、上記各実施形態は、以下のような別の実施形態に変更してもよい。
・上記各実施形態において、図１８に示すように、補正脈波の補正振幅値Ｙ１，Ｙ２…を圧迫圧力に対して時系列に並べて得られた補正脈波包絡線Ｌ３から次のように血管硬さを測定してもよい。例えば、補正脈波包絡線Ｌ３における圧迫圧力Ｐｓに対応するピーク（１００％）に対し所定の割合で切ったところの圧迫圧力Ｐｙ１と圧迫圧力Ｐｙ２との差ΔＰなどを動脈硬化度としてもよい。すなわち、圧迫圧力Ｐｓ付近の圧力範囲は、血管壁の中でも最も重要な構成要素の一つと考えられる中膜の血管伸展性に特に関与するため、この圧迫圧力Ｐｓ付近の圧力範囲の特に中膜の状態を知ることで、血管硬さの測定をより正確に行うことができる。
【００６１】
・上記第３実施形態において、補正脈波情報の演算処理に用いる非線形の関数として、例えば、べき乗関数など、その他の非線形関数を用いてもよい。
・上記第１実施形態での補正脈波情報の乗除算処理に用いた式（１）と、第２実施形態での補正脈波情報の加減算処理に用いた式（２）と、第３実施形態での補正脈波情報の非線形関数による演算処理に用いた式（３），（４）のうち何れか１つが、圧迫圧力との関係を考慮して、脈波補正部１６においての演算処理に選択使用されるようにしてもよい。
【００６２】
・上記各実施形態において、脈波検出部１４は、カフ１１の圧迫圧力が被測定者の予想される最高血圧よりも高い所定の圧力に達した後、カフ１１の微速減圧する過程において、脈波Ｗ１の振幅値を検出するようにしてもよい。
【００６３】
・上記各実施形態において、脈波Ｗ１を検出する部位は上腕部に限定するものではなく、例えば、手首等の身体の他の部位であってもよい。
・上記各実施形態において、循環器機能測定装置は、その循環器機能測定部が血管特性曲線に基づき、血管内に血液を供給するために収縮運動する心臓壁の運動機能を測定するなど、血管の血管硬さ以外の循環器機能を測定するようにしてもよい。
【符号の説明】
【００６４】
１０…循環器機能測定装置としての血管硬さ測定装置、１１…圧迫部として機能するカフ、１２…圧迫圧力制御部、１３…圧迫圧力検出部、１４…脈波検出部、１５…血圧算出部、１６…脈波補正部、１７…血管特性曲線算出部、１８…記憶部、１９…循環器機能測定部としての血管硬さ測定部、Ｌ３…血管特性曲線としての補正脈波包絡線、Ｌ４…血管特性曲線としての補正脈波累積加算曲線、Ｐ，Ｐ１〜Ｐ３，Ｐｒ，Ｐｓ，Ｐｙ１，Ｐｙ２…圧迫圧力、ＰＰ…脈圧、ΔＰｃ…圧迫圧力の変化分、Ｗ１…脈波、Ｘ，Ｘ１〜Ｘ３…脈波情報を構成する検出脈波の振幅値、Ｙ１〜Ｙ３…補正脈波情報を構成する補正脈波の補正振幅値。
【技術分野】
【０００１】
本発明は、生体から得られる脈波に基づいて生体の状態を解析する循環器機能測定装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来から、動脈中の圧力の変動（脈拍）によって生じる振動（脈波）の変化（特徴量）を利用して、被測定者における動脈硬化度等の循環器機能を測定する循環器機能測定装置が知られている（例えば、特許文献１）。この特許文献１の循環器機能測定装置を用いた測定方法では、まず、カフが被測定者の上腕部に巻回した状態に取り付けられ、その状態においてカフ内に空気が供給される。そして、そのカフ内の気圧（圧迫圧力）により上腕部を圧迫することで得られる脈波情報に基づいて、血圧や動脈硬化度などの循環器機能が測定される。
【０００３】
すなわち、特許文献１の循環器機能測定装置を用いた測定方法では、例えば被測定者の最高血圧及び最低血圧を含む圧迫圧力の所定範囲において一定速度で圧迫圧力を微速加圧したときに得られる圧力信号から脈波の振幅値を抽出し、その抽出した振幅値を圧迫圧力に対して時系列的に並べた包絡線を得ている。そして、圧迫圧力の変化過程において脈波の振幅値が最大となる圧迫圧力を境界値として、包絡線をその境界値よりも高圧側の圧迫圧力帯に対応する領域と、低圧側の圧迫圧力帯に対応する領域とに分割し、各圧迫圧力帯においてそれぞれ循環器機能（血管硬さ）を測定するための特徴量を得ている。
【０００４】
この特徴量としては、例えば、包絡線における高圧側の圧迫圧力帯の領域において、或る脈波の振幅値をとる圧迫圧力と境界値との差や、低圧側の圧迫圧力帯の領域において、或る脈波の振幅値をとる圧迫圧力と境界値との差が挙げられる。そして、各圧迫圧力帯から抽出された特徴量を比較することで、被測定者の動脈硬化度（循環器機能）の測定が行われる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特開２００５−２７８７０８号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
しかしながら、特許文献１の循環器機能測定装置で得られた特徴量は、脈波の振幅値の変化の一部を計測しているに過ぎない。よって、例えば、動脈硬化度の測定を一度行った被測定者に対して再度測定を行うときに、被測定者の上腕部に対するカフの巻き方が悪い等の測定条件が異なると、得られる測定結果が、一度目と異なることが起こり得うることになり、循環器機能を正確に測定することができない。
【０００７】
本発明は、上記課題を解決するためになされたものであって、その目的は、被測定者の循環器機能を正確に測定することができる循環器機能測定装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
上記課題を解決するために、本発明の循環器機能測定装置は、被測定者の身体の一部を圧迫する圧迫部と、前記圧迫部により発生する圧迫圧力を検出する圧迫圧力検出部と、前記圧迫圧力を変化させる圧迫圧力制御部と、前記圧迫圧力制御部により圧迫圧力を変化させる過程で前記身体の一部に生じる脈波の大きさに関する脈波情報を圧迫圧力に関連付けて検出する脈波検出部と、前記脈波情報に基づいて前記被測定者の血圧値を算出する血圧算出部と、時系列的に連続した検出脈波間における前記圧迫圧力の変化分と脈圧との不一致の度合に基づいて前記脈波情報を前記不一致が解消するように補正した補正脈波情報を生成する脈波補正部と、前記圧迫部による圧迫開始から圧迫終了までに得られる前記補正脈波情報に基づく血管特性曲線を算出する血管特性曲線算出部と、前記圧迫圧力に対応付けて前記血管特性曲線を記憶する記憶部と、前記血管特性曲線を利用して循環器機能の測定を行う循環器機能測定部と、を備えたことを特徴とする。
【０００９】
また、本発明の循環器機能測定装置において、前記血管特性曲線算出部は、前記補正脈波情報を累積加算した補正脈波累積加算曲線を前記血管特性曲線として算出することが好ましい。
【００１０】
また、本発明の循環器機能測定装置において、前記脈波補正部は、前記圧迫圧力の変化分を前記脈圧により除した値を前記脈波情報に乗ずる乗除算処理を用いて前記補正脈波情報を生成することが好ましい。
【００１１】
また、本発明の循環器機能測定装置において、前記脈波補正部は、前記圧迫圧力の変化分と前記脈圧との差分に対応する値を前記脈波情報に加算又は減算する加減算処理を用いて前記補正脈波情報を生成することが好ましい。
【００１２】
また、本発明の循環器機能測定装置において、前記脈波補正部は、前記脈波情報から非線形関数を用いて近似する演算処理を行うことにより前記補正脈波情報を生成することが好ましい。
【００１３】
また、本発明の循環器機能測定装置において、前記脈波補正部は、前記圧迫圧力が変化する過程において前記検出脈波における振幅値が最大となる圧迫圧力の値を境界として前記圧迫圧力が低圧側の場合と高圧側の場合とで前記補正脈波情報を生成する際に用いる関数を切り換えることが好ましい。
【発明の効果】
【００１４】
本発明によれば、被測定者の循環器機能を正確に測定することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】本発明に係る第１実施形態の循環器機能測定装置の構成を示すブロック図。
【図２】上腕動脈の圧迫開始から圧迫終了までの圧迫圧力の変化を示すグラフ。
【図３】圧迫圧力と検出脈波の振幅値との関係を示すグラフ。
【図４】圧迫圧力と脈波累積加算値との関係を示すグラフ。
【図５】脈波累積加算値と圧迫圧力とから得られる特性線を示す図。
【図６】血管内外圧差、血管容積、脈圧及び脈波との関係を示すグラフ。
【図７】（ａ）は脈圧が非常に小さい場合の血管内外圧差、血管容積、脈圧及び脈波との関係を示すグラフ、（ｂ）はその場合の血管内外圧差と脈波累積加算値との関係を示すグラフ。
【図８】（ａ）は脈圧が非常に大きい場合の血管内外圧差、血管容積、脈圧及び脈波との関係を示すグラフ、（ｂ）はその場合の血管内外圧差と脈波累積加算値との関係を示すグラフ。
【図９】（ａ）は心拍数が非常に少ない場合の血管内外圧差、血管容積、脈圧及び脈波との関係を示すグラフ、（ｂ）はその場合の血管内外圧差と脈波累積加算値との関係を示すグラフ。
【図１０】（ａ）は心拍数が非常に多い場合の血管内外圧差、血管容積、脈圧及び脈波との関係を示すグラフ、（ｂ）はその場合の血管内外圧差と脈波累積加算値との関係を示すグラフ。
【図１１】（ａ）は脈圧が非常に大きい場合の血管内外圧差、血管容積、脈圧、検出脈波及び補正脈波との関係を示すグラフ、（ｂ）はその場合の血管内外圧差と補正脈波による脈波累積加算値との関係を示すグラフ。
【図１２】補正脈波の算出において、（ａ）は脈圧が圧迫圧力の変化分よりも大きい場合の血管内外圧差と血管容積との関係を示すグラフ、（ｂ）はその場合における１心拍分を拡大して線形に近似した模式図。
【図１３】圧迫圧力と補正脈波累積加算値との関係を示すグラフ。
【図１４】補正脈波と圧迫圧力とから得られる特性線、及び、補正脈波累積加算値と圧迫圧力とから得られる特性線を示す図。
【図１５】第２実施形態での補正脈波の算出において（ａ）は脈圧が圧迫圧力の変化分よりも小さい場合の血管内外圧差と血管容積との関係を示すグラフ、（ｂ）はその場合における１心拍分を拡大して線形に近似した模式図。
【図１６】第３実施形態での補正脈波の算出において（ａ）は圧迫圧力が補正脈波包絡線での最大値を示すときの圧迫圧力よりも高圧側である場合の血管内外圧差と血管容積との関係を示すグラフ、（ｂ）はその場合における補正脈波と圧迫圧力の変化分との関係を示したグラフ。
【図１７】同じく補正脈波の算出において（ａ）は圧迫圧力が補正脈波包絡線での最大値を示すときの圧迫圧力よりも低圧側である場合の血管内外圧差と血管容積との関係を示すグラフ、（ｂ）はその場合における補正脈波と圧迫圧力の変化分との関係を示したグラフ。
【図１８】他の実施形態の補正脈波と圧迫圧力とから得られる特性線を示す図。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
（第１実施形態）
以下、本発明を循環器機能測定装置の一種である血管硬さ測定装置に具体化した第１実施形態について図面を参照しながら説明する。
【００１７】
図１に示すように、血管硬さ測定装置１０は、被測定者における血圧値及び循環器機能の一種である血管硬さを測定する際に、その被測定者の身体の一部である上腕部に巻回し状態で装着されるカフ１１を有している。カフ１１はゴム製であるとともに袋状をなし、被測定者の上腕部に装着された状態において内部の気圧（圧迫圧力）が変化することで、被測定者の上腕部（上腕動脈）を圧迫する圧迫部として機能する。
【００１８】
このカフ１１は、カフ１１の内部で発生する圧迫圧力を変化させる圧迫圧力制御部１２にチューブ１１ａを介して接続されている。圧迫圧力制御部１２は、カフ１１にチューブ１１ａを介して気体を圧送可能な加圧ポンプ（図示略）及びカフ１１から気体を排出する際に開弁される排気弁（図示略）を有し、その加圧ポンプ及び排気弁の駆動を制御することで、カフ１１に対して加減圧を行い、カフ１１の圧迫圧力を変化させる。
【００１９】
また、カフ１１は、カフ１１による圧迫圧力を検出する圧迫圧力検出部１３にチューブ１１ｂを介して接続され、その圧迫圧力検出部１３は、圧迫圧力制御部１２がカフ１１の圧迫圧力を変化させる過程で上腕部に生じる脈波の大きさに関する脈波情報を圧迫圧力に関連付けて検出する脈波検出部１４に信号線を介して接続されている。すなわち、圧迫圧力検出部１３は、圧力センサ（図示せず）及びＡ／Ｄ変換器（図示せず）を有し、圧力センサにより検出したカフ１１の圧迫圧力を、Ａ／Ｄ変換器によりデジタル信号よりなる圧力信号に変換する。そして、圧迫圧力検出部１３で変換された圧力信号は脈波検出部１４へ出力される。なお、脈波検出部１４は、フィルタ回路（図示せず）を有するとともに、そのフィルタ回路で圧迫圧力検出部１３からの圧力信号から直流成分等、所定の周波数成分を除去することにより脈波信号を生成し、生成された脈波信号から脈波（検出脈波）の振幅値を検出する。
【００２０】
図１に示すように、圧迫圧力検出部１３及び脈波検出部１４は、それぞれ血圧算出部１５に信号線を介して接続されている。この血圧算出部１５は、圧迫圧力検出部１３により検出される圧迫圧力と、脈波検出部１４により検出される脈波の振幅値との関係からオシロメトリック法などの所定のアルゴリズムを用いて、被測定者の最高血圧及び最低血圧を算出する。そして、以上の圧迫圧力検出部１３、脈波検出部１４及び血圧算出部１５は、それぞれ脈波補正部１６に信号線を介して接続されている。
【００２１】
脈波補正部１６は、圧迫圧力信号、脈波の振幅値及び血圧値から所定のアルゴリズムにより、脈波における波形の重複部分あるいは隙間（不足）部分の影響を除去した補正脈波を算出する。すなわち、脈波補正部１６は、時系列的に連続した検出脈波間における圧迫圧力の変化分と脈圧との不一致（重複又は不足）の度合に基づいて検出脈波の脈波情報を不一致（重複又は不足）が解消するように補正した補正脈波情報を補正する。
【００２２】
また、この脈波補正部１６は、血管硬さを測定する際に用いられる血管特性曲線を算出する血管特性曲線算出部１７に信号線を介して接続されている。そして、血管特性曲線算出部１７は、補正脈波振幅値もしくは補正脈波累積加算値を上腕動脈の圧迫開始から圧迫終了まで時系列的に並べた血管特性曲線（図１４参照）を算出する。また、血管特性曲線算出部１７及び圧迫圧力検出部１３は、それぞれ記憶部１８に信号線を介して接続されている。そして、記憶部１８は、圧迫圧力検出部１３により検出される圧迫圧力と、血管特性曲線算出部１７により算出される血管特性曲線とを対応付けて記憶する。すなわち、記憶部１８は、ある圧迫圧力での血管特性曲線値を記憶し、圧迫開始から圧迫終了まで圧迫圧力と血管特性曲線値とを記憶し続ける。
【００２３】
さらに、図１に示すように、記憶部１８は、循環器機能測定部としての血管硬さ測定部１９に信号線を介して接続されている。そして、血管硬さ測定部１９は、脈波の振幅値を検出した時の圧迫圧力と血管特性曲線との関係から所定のアルゴリズムにより、上腕動脈の硬さ（すなわち、「血管硬さ」）を測定する。なお、血管硬さ測定部１９は、被測定者の血管硬さを測定するための測定プログラムや血管硬さ測定装置１０の各部の駆動を制御するためのプログラム等を記憶するＲＯＭ、プログラムの実行中や実行後に生じるデータを一時的に保管するＲＡＭ、及び、制御プログラム等をＲＯＭから読み出して実行するＣＰＵ等から構成されている。
【００２４】
次に、本実施形態の血管硬さ測定装置１０の作用について、特に血管硬さを測定する際の作用に着目して説明する。
さて、図１に示すように、カフ１１が被測定者の上腕部に巻回し状態に装着された後、圧迫圧力制御部１２が排気弁を閉弁した状態で加圧ポンプを駆動すると、カフ１１内には加圧空気が供給される。すると、カフ１１の圧迫圧力が高圧側に変化するため、そのカフ１１によって被測定者の上腕動脈が徐々に圧迫されていく。具体的には、図２に示すように、カフ１１の圧迫圧力が、まず、被測定者の予想される最低血圧よりも低い所定圧力値まで急激に上昇し、その後は、その所定圧力値から徐々に増えていく微速加圧になるように、圧迫圧力制御部１２がカフ１１の圧迫圧力を変化させる。
【００２５】
そして、その微速加圧の過程で、圧迫圧力が被測定者の予想される最高血圧よりも高い所定圧力値に達すると、圧迫圧力制御部１２は排気弁を開弁して圧迫圧力を減圧させる。すると、今度はカフ１１の圧迫圧力が低圧側へ急激に変化するため、そのカフ１１による被測定者の上腕動脈に対する圧迫が速やかに解除される。こうしたカフ１１の圧迫圧力が変化する過程において特にその微速加圧の過程では、心臓の拍動による脈波Ｗ１が生じ、この脈波Ｗ１の振幅値が脈波検出部１４により検出される。すると、血圧算出部１５は、時系列的に変化する圧迫圧力と脈波Ｗ１の振幅値との関係から、被測定者の最高血圧及び最低血圧を算出する。
【００２６】
図３に示す包絡線Ｌ１のように、カフ１１の圧迫圧力Ｐが変化していくにしたがって、検出される脈波Ｗ１の振幅値Ｘ（Ｘ１，Ｘ２，Ｘ３等）も変化していく。具体的には、カフ１１の圧迫圧力Ｐが低圧側から高圧側になるにしたがって、脈波Ｗ１の振幅値Ｘは、最初のうちは振幅値Ｘ１から振幅値Ｘ２へという具合で小さく上昇し、その後は振幅値Ｘ２から振幅値Ｘ３へという具合で次第に大きく上昇していく。なお、平均血圧での圧迫圧力に相当する所定の圧迫圧力Ｐｒのときに脈波Ｗ１の振幅値Ｘは最大になり、その後、脈波Ｗ１の振幅値Ｘは次第に小さくなっていく。そして、以上のように検出された脈波Ｗ１の振幅値Ｘ（Ｘ１，Ｘ２，Ｘ３等）は、圧迫圧力Ｐ（Ｐ１，Ｐ２，Ｐ３等）に対応付けられて記憶部１８に記憶される。
【００２７】
いま例えば、脈波検出部１４によって、圧迫圧力Ｐ１のときに脈波Ｗ１の振幅値Ｘ１が検出されるとともに、圧迫圧力Ｐ２のときに脈波Ｗ１の振幅値Ｘ２が検出され、圧迫圧力Ｐ３のときに脈波Ｗ１の振幅値Ｘ３が検出されたとする。この場合、図４に示すように、圧迫圧力Ｐの変化に応じて時系列的に脈波Ｗ１の振幅値Ｘを累積加算した脈波累積加算値（Ｘ１，Ｘ１＋Ｘ２，Ｘ１＋Ｘ２＋Ｘ３）を算出し、その脈波累積加算値と圧迫圧力との関係から得られる特性線に基づいて血管硬さ等の循環器機能の測定を行うための特徴量を得ることも可能である。すなわち、図５に示すように、かかる脈波累積加算値を上腕動脈の圧迫開始から圧迫終了までの圧迫圧力Ｐの変化に対応付けて表した特性線Ｌ２から所定のアルゴリズムにより血管硬さを測定することも可能である。
【００２８】
例えば、特性線Ｌ２における最大値の脈波累積加算値を基準として、時系列的に並んだ各脈波累積加算値の比率である脈波累積加算比率を算出し、その脈波累積加算比率の特定の範囲での特性線Ｌ２における圧迫圧力の変化量を特徴量とし、所定の圧迫圧力を境界とする各圧迫圧力帯から抽出された特徴量との比較により血管硬さ等が測定される。なお、図５に示す横軸の圧迫圧力Ｐにおける所定の圧迫圧力Ｐｓは、脈波累積加算値が最も大きく増加したときの圧迫圧力の値である。
【００２９】
しかしながら、このような特性線Ｌ２で表される脈波累積加算値は、脈圧値及び心拍数への依存性を有しており、正確な循環器機能（血管硬さ等）の特性曲線を表しているとはいえない。ここで、「脈圧」とは最高血圧から最低血圧を引いたものであり、「心拍数」とは一分間に心臓が拍動する回数のことである。血管の力学特性曲線としては、図６に示すように、血管内外圧差に対して血管容積の変化を表す血管の圧容積特性曲線が一般的である。この場合、圧迫圧力が加圧により上昇すると、横軸の一拍分の脈圧に対応して縦軸の検出脈波が得られる。そして、この検出脈波を時系列的に累積加算すると、先の図５に示した脈波累積加算値の特性線Ｌ２が得られ、一応、この曲線は血管の力学特性曲線を表しているともいえる。しかし、そのようなことが言えるのは、図６に示すように脈圧が過不足なく連続している場合であって、実際には以下の問題がある。
【００３０】
まず、脈圧の影響について、図７及び図８を用いて説明する。
図７（ａ）に示すように、脈圧が非常に小さい場合には、血管の圧容積特性曲線上の各検出脈波間に隙間（不足部分）が発生する。そのため、図７（ｂ）に示すように、検出脈波を累積加算した時の累積加算曲線（同図で半線の曲線）は、脈圧が過不足なく連続している時に得られる累積加算曲線（同図で実線の曲線）よりも加算値が下回ることになる。また、図８（ａ）に示すように、脈圧が非常に大きい場合には、血管の圧容積特性曲線上の各検出脈波間に波形が重なっている部分（重複部分）が発生する。そのため、図８（ｂ）に示すように、検出脈波を累積加算した時の累積加算曲線（同図で半線の曲線）は、脈圧が過不足なく連続している時に得られる累積加算曲線（同図で実線の曲線）よりも加算値が上回ることになる。
【００３１】
次に、心拍数の影響について、図９及び図１０を用いて説明する。
図９（ａ）に示すように、心拍数が非常に少ない場合には、血管の圧容積特性曲線上の各検出脈波間に、図７（ａ）に示した脈圧が非常に小さい場合と同様に、隙間（不足部分）が発生する。そのため、図９（ｂ）示すように、検出脈波を累積加算した時の累積加算曲線（同図で半線の曲線）は、脈圧が過不足なく連続している時に得られる累積加算曲線（同図で実線の曲線）よりも加算値が下回ることになる。また、図１０（ａ）に示すように、心拍数が非常に多い場合には、血管の圧容積特性曲線上の各検出脈波間に、図８（ａ）に示した脈圧が非常に大きい場合と同様に、波形が重なっている部分（重複部分）が発生する。そのため、図１０（ｂ）に示すように、検出脈波を累積加算した時の累積加算曲線（同図で半線の曲線）は、脈圧が過不足なく連続している時に得られる累積加算曲線（同図で実線の曲線）よりも加算値が上回ることになる。
【００３２】
このように、脈圧及び心拍数は被測定者によって異なる場合があり、そうした被測定者から検出される脈波は血管の圧容積特性曲線上で脈圧及び心拍数の影響を受け、時系列的に連続した検出脈波間で波形の隙間（不足部分）や重複部分が発生する場合がある。このような場合、図５に示す特性線Ｌ２のような、単純に検出脈波を累積加算しただけの検出脈波累積加算値では、血管の圧容積特性を表しているとは言えない。つまり、図５に特性線Ｌ２として示した脈波累積加算曲線は、循環器機能全体の特性を表しているが、脈波を検出する過程で脈圧及び心拍数の影響を受ける。そのため、正確な血管の力学特性を捉えるためには、脈圧値及び心拍数の影響によって発生する脈波の重複部分あるいは不足部分を補正する必要がある。
【００３３】
例えば図１１（ａ）に示すように、脈圧が非常に大きく、検出脈波間に重複部分があらわれた場合には、その重複部分を除去し、脈波が連続した理想的な形にすることで、重複部分の影響をなくした補正脈波を算出する必要がある。そして、図１１（ｂ）に示すように、そのような補正脈波を累積加算した理想的な補正脈波累積加算曲線は、図１１（ａ）に示す血管の圧容積特性曲線の血管容積を反転させたものと一致する。なお、図１１（ｂ）においては、過不足のない脈波累積加算曲線と補正脈波累積加算曲線が一致していることを表すため、これら２つの曲線を半線と実線が交互に連続した１つの曲線にて図示している。このような補正脈波累積加算曲線（同図で半線の曲線）は、脈圧が過不足なく連続している場合に得られる累積加算曲線（同図で実線の曲線）と一致することになるため、血管の力学特性を表すことができる。
【００３４】
そこで、本実施形態では、脈圧及び心拍数の影響を受けることなく、正確に被測定者の循環器機能（本実施形態では血管硬さ）を測定できるようにするために、以下のように、検出した脈波の脈波情報を補正した補正脈波情報を生成し、かかる補正脈波情報に基づき算出した血管特性曲線を利用して血管硬さを測定している。以下に、本実施形態での脈波情報の補正方法について説明する。
【００３５】
さて、図３に戻り、いま例えば、脈波検出部１４によって、圧迫圧力Ｐ１のときに脈波Ｗ１の振幅値Ｘ１が検出されるとともに、圧迫圧力Ｐ２のときに脈波Ｗ１の振幅値Ｘ２が検出され、圧迫圧力Ｐ３のときに脈波Ｗ１の振幅値Ｘ３が検出されたとする。そして、図１２（ａ）に示すように、血管の圧容積特性曲線上で最高血圧から最低血圧を引いた脈圧ＰＰが圧迫圧力の変化分ΔＰｃ（＝圧迫圧力Ｐ２−圧迫圧力Ｐ１）よりも大きい（ＰＰ＞ΔＰｃ）場合には、振幅値Ｘ１の検出脈波と、これに続く振幅値Ｘ２の検出脈波との間に波形の重複部分が発生する。
【００３６】
ここで、本実施形態では、振幅値Ｘ１から脈波の重複の影響を除去した補正振幅値Ｙ１（図１２（ｂ）参照）を脈圧ＰＰと圧迫圧力の変化分ΔＰｃから算出することができる。すなわち、図１２（ｂ）に示すように、血管の圧容積特性曲線上における脈波の１心拍分を拡大すると、その部分において同曲線はほぼ直線とみなすことができる。そのため、脈波補正部１６では、補正振幅値Ｙ１が線形関数の次式（１）を用いて算出される。
【００３７】
Ｙ１＝Ｘ１・ΔＰｃ／ＰＰ … （１）
以下、同様にして、振幅値Ｘ２に対応した補正振幅値Ｙ２、振幅値Ｘ３に対応した補正振幅値Ｙ３・・・が算出される。このように本実施形態では、圧迫圧力の変化分ΔＰｃを脈圧ＰＰにより除した値（ΔＰｃ／ＰＰ）を補正前の検出脈波における脈波情報（振幅値Ｘ１，Ｘ２，Ｘ３…）に乗ずる乗除算処理により補正脈波情報（補正振幅値Ｙ１，Ｙ２，Ｙ３…）が生成される。
【００３８】
そして次に、図１３に示すように、血管特性曲線算出部１７により、圧迫圧力Ｐ１のときに補正脈波累積加算値（Ｙ１）が算出されるとともに、圧迫圧力Ｐ２のときに補正脈波累積加算値（Ｙ１＋Ｙ２）が算出され、圧迫圧力Ｐ３のときに補正脈波累積加算値（Ｙ１＋Ｙ２＋Ｙ３）が算出される。このように、血管特性曲線算出部１７は、圧迫圧力の変化に応じて時系列的に脈波Ｗ１から検出される検出脈波の脈波情報（振幅値Ｘ１等）を補正した補正脈波情報（補正振幅値Ｙ１等）を加算していき、そして、記憶部１８は、圧迫圧力に対応付けて補正脈波累積加算値（Ｙ１，Ｙ１＋Ｙ２等）を記憶していく。また、同時に補正脈波振幅値（Ｙ１，Ｙ２，Ｙ３…）を時系列的に並べ、圧迫圧力に対応付けて記憶していく。
【００３９】
すると、本実施形態の場合、図１４に示すように、補正脈波振幅値（Ｙ１，Ｙ２，Ｙ３…）を時系列的に並べた補正脈波包絡線Ｌ３は、図３に示した検出脈波包絡線Ｌ１と同様に変化するとともに、補正脈波累積加算曲線Ｌ４は、カフ１１の圧迫圧力が変化していくにしたがって、算出される補正脈波累積加算値（Ｙ１，Ｙ１＋Ｙ２等）が増えていく。具体的には、補正脈波累積加算曲線Ｌ４は、カフ１１の圧迫圧力が低圧側から高圧側になるにしたがって、最初のうちは小さく上昇するとともに所定の圧迫圧力Ｐｓのときに急激に上昇し、所定の圧迫圧力Ｐｓから圧迫圧力がさらに高圧になるにしたがって、徐々に上昇度合が小さくなっていく。なお、所定の圧迫圧力Ｐｓは、補正脈波包絡線Ｌ３が最大値となるときの圧迫圧力の値である。そして、血管硬さ測定部１９は、記憶部１８に記憶された補正脈波累積加算曲線Ｌ４および補正脈波包絡線Ｌ３と圧迫圧力との関係から所定のアルゴリズムにより血管硬さを測定する。
【００４０】
なお、図１５（ａ）に示すように、血管の圧容積特性曲線上で最高血圧から最低血圧を引いた脈圧ＰＰが圧迫圧力の変化分ΔＰｃ（＝圧迫圧力Ｐ２−圧迫圧力Ｐ１）よりも小さい（ＰＰ＜ΔＰｃ）場合には、振幅値Ｘ１の検出脈波と、これに続く振幅値Ｘ２の検出脈波との間に波形の隙間（不足部分）が発生する。本実施形態では、この場合も、図１５（ｂ）に示すように、連続した２心拍分の検出脈波を拡大すると、血管の圧容積特性曲線はほぼ直線とみなすことができるため、検出脈波間に重複部分があった場合と同様に、先の式（１）を用いた乗除算処理により補正脈波情報（補正振幅値Ｙ１，Ｙ２，Ｙ３…）が生成される。そして、図１４に示した補正脈波包絡線Ｌ３及び補正脈波累積加算曲線Ｌ４が同様に算出されるとともに記憶され、それらと圧迫圧力との関係から所定のアルゴリズムにより血管硬さが測定される。
【００４１】
以上のような第１実施形態によれば、以下のような効果を奏し得る。
（１）脈波補正部１６は、検出脈波Ｗ１の脈波情報（振幅値Ｘ１，Ｘ２，Ｘ３…）から脈圧及び心拍数の影響による波形の重複部分や隙間（不足部分）を除去した補正脈波情報（補正振幅値Ｙ１，Ｙ２，Ｙ３…）を算出する。すなわち、時系列的に連続した検出脈波間における脈圧ＰＰと圧迫圧力の変化分ΔＰｃとの不一致（重複又は不足）の度合に基づき、そのような不一致が解消するように検出脈波Ｗ１の脈波情報（振幅値Ｘ１，Ｘ２，Ｘ３…）を補正した補正脈波情報（補正振幅値Ｙ１，Ｙ２，Ｙ３…）を算出している。そして、この補正脈波情報に基づき血管特性曲線算出部１７が算出した血管特性曲線（補正脈波包絡線Ｌ３及び補正脈波累積加算曲線Ｌ４）を利用して、血管硬さ測定部１９が循環器機能の一種である血管硬さを測定するようにしている。したがって、補正脈波情報に依らない単なる検出脈波の脈波情報を累積加算しただけの脈波累積加算曲線（一例として図５に示す特性線Ｌ２）を用いて測定する場合に比較すると、脈圧及び心拍数の影響を受けることなく、正確に被測定者の循環器機能（血管硬さ等）を測定することができる。
【００４２】
（２）血管硬さ測定部１９は、補正脈波振幅値（Ｙ１，Ｙ２，Ｙ３…）及び補正脈波累積加算値（Ｙ１，Ｙ１＋Ｙ２等）と圧迫圧力との関係から得られる補正脈波累積加算曲線Ｌ４及び補正脈波包絡線Ｌ３に基づき血管硬さを測定する。この場合、補正脈波累積加算曲線Ｌ４は、血管の圧容積特性曲線の血管容積を反転させたものとみなすことができるため、かかる補正脈波累積加算曲線Ｌ４を利用する場合は、血管硬さを更に一層正確に測定することができる。
【００４３】
（３）脈波補正部１６では、血管の圧容積特性曲線上における脈波の１心拍分を線形の関係とみなし、検出脈波の振幅値（Ｘ１等）、脈圧ＰＰ及び圧迫圧力の変化分ΔＰｃ（＝圧迫圧力Ｐ２−圧迫圧力Ｐ１）を用いた乗除算処理により補正脈波情報（補正振幅値Ｙ１，Ｙ２，Ｙ３…）を生成している。したがって、検出脈波の脈波情報から補正脈波情報を生成する際の計算式が非常に簡単になり、計算負荷が軽くなるので、計算時間の短縮を図ることができる。
【００４４】
（４）血管硬さ測定装置１０は、被測定者の上腕にカフ１１を巻回した状態での血圧測定中の脈波Ｗ１を用いて被測定者の血管硬さの測定を行っている。よって、被測定者の通常の血圧測定が終わると同時に血管硬さの測定結果を知ることができ、血圧測定と血管硬さの測定とを別々に行う場合に比べて測定時間を短縮することができ、身体への負担が軽減され、使い勝手も良い。
【００４５】
（第２実施形態）
次に、本発明の第２実施形態について、図面を参照しながら説明する。なお、第２実施形態は、脈波情報の補正方法が、第１実施形態とは相違し、その他の点は第１実施形態と同様である。そのため、以下では第１実施形態との相違点につき主に説明し、同様の構成については同じ符号を付すだけにして重複説明を省略する。
【００４６】
さて、いま例えば、脈波検出部１４によって、圧迫圧力Ｐ１のときに脈波Ｗ１の振幅値Ｘ１が検出されるとともに、圧迫圧力Ｐ２のときに脈波Ｗ１の振幅値Ｘ２が検出されたとする。そして、このとき、図１５（ａ）に示すように、血管の圧容積特性曲線上で最高血圧から最低血圧を引いた脈圧ＰＰが圧迫圧力の変化分ΔＰｃ（＝圧迫圧力Ｐ２−圧迫圧力Ｐ１）よりも小さい（ＰＰ＜ΔＰｃ）場合には、振幅値Ｘ１の検出脈波と、これに続く振幅値Ｘ２の検出脈波との間に波形の隙間（不足部分）が発生する。
【００４７】
ここで、このような脈圧ＰＰと圧迫圧力の変化分ΔＰｃとの不一致である隙間（不足部分）が生じるのは、連続する２つの検出脈波の脈圧ＰＰと心拍数の影響であることから、脈波補正部１６では、検出脈波の振幅値Ｘ１について波形の不足部分の影響を除去した補正振幅値Ｙ１（図１５（ｂ）参照）を脈圧ＰＰと圧迫圧力の変化分ΔＰｃから算出する。すなわち、図１５（ｂ）に示すように、血管の圧容積特性曲線上における脈波の２心拍分を拡大すると、その部分において同曲線はほぼ直線とみなすことができる。
【００４８】
そして、図１５（ｂ）に示す血管の圧容積特性曲線上の不足部分の傾き（（不足部分）／（ΔＰｃ−ＰＰ））は、（振幅値Ｘ１／脈圧ＰＰ）と（振幅値Ｘ２／脈圧ＰＰ）との平均であると考えると、検出脈波間の不足部分は、（ΔＰｃ−ＰＰ）・（（Ｘ２＋Ｘ１）／（２・ＰＰ））で算出される。よって、脈波補正部１６では、補正振幅値Ｙ１が検出脈波の振幅値Ｘ１に対して圧迫圧力の変化分ΔＰｃと脈圧ＰＰとの差分に対応した値である不足部分を加えたものであるとして線形関数の次式（２）を用いて算出される。
【００４９】
Ｙ１＝Ｘ１＋（ΔＰｃ−ＰＰ）・（（Ｘ２＋Ｘ１）／（２・ＰＰ）） … （２）
以下、同様にして、振幅値Ｘ２に対応した補正振幅値Ｙ２、振幅値Ｘ３に対応した補正振幅値Ｙ３・・・が算出される。なお、図１２（ａ）に示すように、血管の圧容積特性曲線上で脈圧ＰＰが圧迫圧力の変化分ΔＰｃよりも大きく、連続する２つの検出脈波の間に波形の重複部分が発生している場合、補正振幅値Ｙ１は、検出脈波の振幅値Ｘ１から圧迫圧力の変化分ΔＰｃと脈圧ＰＰとの差分（ＰＰ−ΔＰｃ）に対応した値（この場合は重複部分）を減じたものとなる。そのため、補正振幅値Ｙ１＝Ｘ１−（ＰＰ−ΔＰｃ）・（（Ｘ２＋Ｘ１）／（２・ＰＰ））＝Ｘ１＋（ΔＰｃ−ＰＰ）・（（Ｘ２＋Ｘ１）／（２・ＰＰ））となり、上記の式（２）と同じ式で算出される。
【００５０】
このように本実施形態では、圧迫圧力の変化分ΔＰｃと脈圧ＰＰとの差分に対応した値（不足部分又は重複部分に相当する振幅値）を補正前の検出脈波における脈波情報（振幅値Ｘ１，Ｘ２，Ｘ３…）に加算又は減算する加減算処理により補正脈波情報（補正振幅値Ｙ１，Ｙ２，Ｙ３…）が生成される。そして、このように生成された補正脈波情報（補正振幅値Ｙ１等）に基づいた補正脈波包絡線Ｌ３や補正脈波累積加算曲線Ｌ４が血管特性曲線として算出され、こうした血管特性曲線と圧迫圧力との関係から所定のアルゴリズムにより血管硬さが測定される。
【００５１】
したがって、第２実施形態によれば、第１実施形態における（１）（２）及び（４）の効果に加えて次のような効果を奏し得る。
（５）脈波補正部１６では、血管の圧容積特性曲線上における脈波の１心拍分を線形の関係とみなし、検出脈波の振幅値（Ｘ１等）、脈圧ＰＰ、圧迫圧力の変化分ΔＰｃ、及び圧迫圧力の変化分ΔＰｃと脈圧ＰＰとの差分（ＰＰ−ΔＰｃ、ΔＰｃ−ＰＰ）を用いた加減算処理により補正脈波情報（補正振幅値Ｙ１等）を生成している。すなわち、補正される脈波と次に検出される脈波の各脈波情報（振幅値Ｘ１，Ｘ２）から、それらの脈波間の重複部分もしくは不足部分を求めて計算を行っている。そのため、複数の脈波情報（振幅値Ｘ１，Ｘ２）から補正脈波情報（補正脈波包絡線Ｌ３や補正脈波累積加算曲線Ｌ４）が演算されるため、一つの脈波情報（振幅値Ｘ１）を用いる乗除算処理よりも計算式は複雑になるが、より正確に補正脈波を算出できる。
【００５２】
（第３実施形態）
次に、本発明の第３実施形態について、図面を参照しながら説明する。なお、第３実施形態は、脈波情報の補正方法が、第１実施形態とは相違し、その他の点は第１実施形態と同様である。そのため、以下では第１実施形態との相違点につき主に説明し、同様の構成については同じ符号を付すだけにして重複説明を省略する。
【００５３】
さて、いま例えば、脈波検出部１４によって、圧迫圧力Ｐ１のときに脈波Ｗ１の振幅値Ｘ１が検出されるとともに、圧迫圧力Ｐ２のときに脈波Ｗ１の振幅値Ｘ２が検出されたとする。そして、このとき、図１４における圧迫圧力の変化過程において、圧迫圧力が補正脈波包絡線Ｌ３を最大値とする圧迫圧力Ｐｓよりも低圧側である場合に、脈波の振幅値Ｘ１と振幅値Ｘ２の関係を血管内外圧差と血管容積の関係を示す血管特性曲線上に示すと、図１６（ａ）に示すように、非線形の血管の圧容積特性曲線上に振幅値Ｘ２の上端点がくる。なお、上端点とは、図１６（ａ）に示すごとく、検出脈波（この場合、振幅値Ｘ２の検出脈波）の波形における振幅のピーク点のことを意味する。
【００５４】
また、図１６（ｂ）に示すグラフは、補正脈波と圧迫圧力との関係を示している。そして、このグラフにおいて、非線形の血管の圧容積特性曲線上にプロットされる振幅値Ｘ２の上端点は、半線（点線）で示した斜状の直線に比べて下に凸の非線形関係になっている。ここで圧迫圧力の変化分ΔＰｃ＝脈圧ＰＰのとき、つまり脈圧と圧迫圧力の増加分（又は減少分）が同値のときは、連続する脈波間における振幅値の過不足がなくなるため、補正脈波の補正振幅値Ｙ１は検出脈波の振幅値Ｘ１と同値となる。
【００５５】
そこで、この非線形曲線の形状及び上記の条件から、非線形関数のひとつである指数関数を用いて近似すると、脈波補正部１６では、補正振幅値Ｙ１が非線形関数の次式（３）を用いて算出される。
【００５６】
Ｙ１＝Ｘ１／（ｅ＾（ＰＰ）−１）・（ｅ＾（ΔＰｃ）−１） … （３）
なお、図１４における圧迫圧力の変化過程において、圧迫圧力が補正脈波包絡線Ｌ３を最大値とする圧迫圧力Ｐｓよりも高圧側である場合に、脈波の振幅値Ｘ１と振幅値Ｘ２の関係を血管内外圧差と血管容積の関係を示す血管特性曲線上に示すと、図１７（ａ）に示すように、非線形の血管の圧容積特性曲線上に振幅値Ｘ２の上端点がくる。また、図１７（ｂ）に示すグラフも、図１６（ｂ）に示すグラフと同様に、補正脈波と圧迫圧力との関係を示しているが、この場合には、非線形の血管の圧容積特性曲線上にプロットされる振幅値Ｘ２の上端点は、半線（点線）で示した斜状の直線に比べて上に凸の非線形関係になっている。
【００５７】
そこで、この非線形曲線の形状及び上記の条件から、今度は同じく非線形関数のひとつである自然対数関数（指数関数の逆関数）を用いて近似すると、脈波補正部１６では、補正振幅値Ｙ１が非線形関数の次式（４）を用いて算出される。
【００５８】
Ｙ１＝Ｘ１／ｌｎ（ＰＰ＋１）・ｌｎ（ΔＰｃ＋１） … （４）
このように本実施形態では、圧迫圧力の変化過程における所定の圧迫圧力Ｐｓを境界とした低圧側と高圧側とで、図１６及び図１７に示すように、血管特性曲線の形状が変わること、及び、補正脈波の補正振幅値（Ｙ１等）の上端点と圧迫圧力の変化とが非線形関係にあることを考慮した演算処理により、補正脈波情報が生成される。すなわち、検出脈波の脈波情報（振幅値Ｘ１等）から非線形関数の指数関数又は自然対数関数を用いて近似する演算処理を行うことにより補正脈波情報（補正脈波の補正振幅値）が生成される。そして、このように生成された補正脈波情報（補正振幅値Ｙ１等）に基づいた補正脈波包絡線Ｌ３や補正脈波累積加算曲線Ｌ４が血管特性曲線として算出され、こうした血管特性曲線と圧迫圧力との関係から所定のアルゴリズムにより血管硬さが測定される。
【００５９】
したがって、第３施形態によれば、第１実施形態における（１）（２）及び（４）の効果に加えて次のような効果を奏し得る。
（６）脈波補正部１６では、血管の圧容積特性曲線上における脈波の１心拍分を非線形の関係とみなし、検出脈波の振幅値（Ｘ１等）、脈圧ＰＰ、及び圧迫圧力の変化分ΔＰｃを用いた非線形関数による演算処理を行うことで、補正脈波情報（補正振幅値Ｙ１等）を生成している。すなわち、血管の圧容積特性曲線は非線形形状をしており、非線形関数を利用することで、血管特性をより忠実かつ正確に反映した補正脈波を表すことができる。
【００６０】
なお、上記各実施形態は、以下のような別の実施形態に変更してもよい。
・上記各実施形態において、図１８に示すように、補正脈波の補正振幅値Ｙ１，Ｙ２…を圧迫圧力に対して時系列に並べて得られた補正脈波包絡線Ｌ３から次のように血管硬さを測定してもよい。例えば、補正脈波包絡線Ｌ３における圧迫圧力Ｐｓに対応するピーク（１００％）に対し所定の割合で切ったところの圧迫圧力Ｐｙ１と圧迫圧力Ｐｙ２との差ΔＰなどを動脈硬化度としてもよい。すなわち、圧迫圧力Ｐｓ付近の圧力範囲は、血管壁の中でも最も重要な構成要素の一つと考えられる中膜の血管伸展性に特に関与するため、この圧迫圧力Ｐｓ付近の圧力範囲の特に中膜の状態を知ることで、血管硬さの測定をより正確に行うことができる。
【００６１】
・上記第３実施形態において、補正脈波情報の演算処理に用いる非線形の関数として、例えば、べき乗関数など、その他の非線形関数を用いてもよい。
・上記第１実施形態での補正脈波情報の乗除算処理に用いた式（１）と、第２実施形態での補正脈波情報の加減算処理に用いた式（２）と、第３実施形態での補正脈波情報の非線形関数による演算処理に用いた式（３），（４）のうち何れか１つが、圧迫圧力との関係を考慮して、脈波補正部１６においての演算処理に選択使用されるようにしてもよい。
【００６２】
・上記各実施形態において、脈波検出部１４は、カフ１１の圧迫圧力が被測定者の予想される最高血圧よりも高い所定の圧力に達した後、カフ１１の微速減圧する過程において、脈波Ｗ１の振幅値を検出するようにしてもよい。
【００６３】
・上記各実施形態において、脈波Ｗ１を検出する部位は上腕部に限定するものではなく、例えば、手首等の身体の他の部位であってもよい。
・上記各実施形態において、循環器機能測定装置は、その循環器機能測定部が血管特性曲線に基づき、血管内に血液を供給するために収縮運動する心臓壁の運動機能を測定するなど、血管の血管硬さ以外の循環器機能を測定するようにしてもよい。
【符号の説明】
【００６４】
１０…循環器機能測定装置としての血管硬さ測定装置、１１…圧迫部として機能するカフ、１２…圧迫圧力制御部、１３…圧迫圧力検出部、１４…脈波検出部、１５…血圧算出部、１６…脈波補正部、１７…血管特性曲線算出部、１８…記憶部、１９…循環器機能測定部としての血管硬さ測定部、Ｌ３…血管特性曲線としての補正脈波包絡線、Ｌ４…血管特性曲線としての補正脈波累積加算曲線、Ｐ，Ｐ１〜Ｐ３，Ｐｒ，Ｐｓ，Ｐｙ１，Ｐｙ２…圧迫圧力、ＰＰ…脈圧、ΔＰｃ…圧迫圧力の変化分、Ｗ１…脈波、Ｘ，Ｘ１〜Ｘ３…脈波情報を構成する検出脈波の振幅値、Ｙ１〜Ｙ３…補正脈波情報を構成する補正脈波の補正振幅値。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被測定者の身体の一部を圧迫する圧迫部と、
前記圧迫部により発生する圧迫圧力を検出する圧迫圧力検出部と、
前記圧迫圧力を変化させる圧迫圧力制御部と、
前記圧迫圧力制御部により圧迫圧力を変化させる過程で前記身体の一部に生じる脈波の大きさに関する脈波情報を圧迫圧力に関連付けて検出する脈波検出部と、
前記脈波情報に基づいて前記被測定者の血圧値を算出する血圧算出部と、
時系列的に連続した検出脈波間における前記圧迫圧力の変化分と脈圧との不一致の度合に基づいて前記脈波情報を前記不一致が解消するように補正した補正脈波情報を生成する脈波補正部と、
前記圧迫部による圧迫開始から圧迫終了までに得られる前記補正脈波情報に基づく血管特性曲線を算出する血管特性曲線算出部と、
前記圧迫圧力に対応付けて前記血管特性曲線を記憶する記憶部と、
前記血管特性曲線を利用して循環器機能の測定を行う循環器機能測定部と、
を備えたことを特徴とする循環器機能測定装置。
【請求項２】
請求項１に記載の循環器機能測定装置において、
前記血管特性曲線算出部は、前記補正脈波情報を累積加算した補正脈波累積加算曲線を前記血管特性曲線として算出することを特徴とする循環器機能測定装置。
【請求項３】
請求項１又は２に記載の循環器機能測定装置において、
前記脈波補正部は、前記圧迫圧力の変化分を前記脈圧により除した値を前記脈波情報に乗ずる乗除算処理を用いて前記補正脈波情報を生成することを特徴とする循環器機能測定装置。
【請求項４】
請求項１又は２に記載の循環器機能測定装置において、
前記脈波補正部は、前記圧迫圧力の変化分と前記脈圧との差分に対応する値を前記脈波情報に加算又は減算する加減算処理を用いて前記補正脈波情報を生成することを特徴とする循環器機能測定装置。
【請求項５】
請求項１又は２に記載の循環器機能測定装置において、
前記脈波補正部は、前記脈波情報から非線形関数を用いて近似する演算処理を行うことにより前記補正脈波情報を生成することを特徴とする循環器機能測定装置。
【請求項６】
請求項３〜５のうち何れか一項に記載の循環器機能測定装置において、
前記脈波補正部は、前記圧迫圧力が変化する過程において前記検出脈波における振幅値が最大となる圧迫圧力の値を境界として前記圧迫圧力が低圧側の場合と高圧側の場合とで前記補正脈波情報を生成する際に用いる関数を切り換えることを特徴とする循環器機能測定装置。
【請求項１】
被測定者の身体の一部を圧迫する圧迫部と、
前記圧迫部により発生する圧迫圧力を検出する圧迫圧力検出部と、
前記圧迫圧力を変化させる圧迫圧力制御部と、
前記圧迫圧力制御部により圧迫圧力を変化させる過程で前記身体の一部に生じる脈波の大きさに関する脈波情報を圧迫圧力に関連付けて検出する脈波検出部と、
前記脈波情報に基づいて前記被測定者の血圧値を算出する血圧算出部と、
時系列的に連続した検出脈波間における前記圧迫圧力の変化分と脈圧との不一致の度合に基づいて前記脈波情報を前記不一致が解消するように補正した補正脈波情報を生成する脈波補正部と、
前記圧迫部による圧迫開始から圧迫終了までに得られる前記補正脈波情報に基づく血管特性曲線を算出する血管特性曲線算出部と、
前記圧迫圧力に対応付けて前記血管特性曲線を記憶する記憶部と、
前記血管特性曲線を利用して循環器機能の測定を行う循環器機能測定部と、
を備えたことを特徴とする循環器機能測定装置。
【請求項２】
請求項１に記載の循環器機能測定装置において、
前記血管特性曲線算出部は、前記補正脈波情報を累積加算した補正脈波累積加算曲線を前記血管特性曲線として算出することを特徴とする循環器機能測定装置。
【請求項３】
請求項１又は２に記載の循環器機能測定装置において、
前記脈波補正部は、前記圧迫圧力の変化分を前記脈圧により除した値を前記脈波情報に乗ずる乗除算処理を用いて前記補正脈波情報を生成することを特徴とする循環器機能測定装置。
【請求項４】
請求項１又は２に記載の循環器機能測定装置において、
前記脈波補正部は、前記圧迫圧力の変化分と前記脈圧との差分に対応する値を前記脈波情報に加算又は減算する加減算処理を用いて前記補正脈波情報を生成することを特徴とする循環器機能測定装置。
【請求項５】
請求項１又は２に記載の循環器機能測定装置において、
前記脈波補正部は、前記脈波情報から非線形関数を用いて近似する演算処理を行うことにより前記補正脈波情報を生成することを特徴とする循環器機能測定装置。
【請求項６】
請求項３〜５のうち何れか一項に記載の循環器機能測定装置において、
前記脈波補正部は、前記圧迫圧力が変化する過程において前記検出脈波における振幅値が最大となる圧迫圧力の値を境界として前記圧迫圧力が低圧側の場合と高圧側の場合とで前記補正脈波情報を生成する際に用いる関数を切り換えることを特徴とする循環器機能測定装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【公開番号】特開２０１３−２７４７３（Ｐ２０１３−２７４７３Ａ）
【公開日】平成２５年２月７日（２０１３．２．７）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１１−１６４４４２（Ｐ２０１１−１６４４４２）
【出願日】平成２３年７月２７日（２０１１．７．２７）
【出願人】（０００００５８２１）パナソニック株式会社 (73,050)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２５年２月７日（２０１３．２．７）
【国際特許分類】
【出願日】平成２３年７月２７日（２０１１．７．２７）
【出願人】（０００００５８２１）パナソニック株式会社 (73,050)
【Ｆターム（参考）】
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