JP6111741B2 - 電子血圧計 - Google Patents

Description

この発明は電子血圧計に関し、より詳しくは、被測定部位の血圧をオシロメトリック法により測定する電子血圧計に関する。

従来、この種のオシロメトリック法による電子血圧計としては、例えば特許文献１（特開平０５−３１７２７４号公報）に示すように、被測定部位（上腕など）に装着されたカフの圧力を変化させながら、カフ圧信号に重畳された被測定部位の脈波を表す脈波信号を取り出し、その脈波信号の振幅（脈波振幅）列に対する包絡線を用いて、所定のアルゴリズムにより血圧値（収縮期血圧（Systolic Blood Pressure）と拡張期血圧（Diastolic Blood Pressure）とを含む。以下同様。）を算出するものが知られている。特に、同文献では、呼吸性の血圧変動や体動に伴う脈波振幅の誤差によって発生する血圧の測定誤差を解消するために、移動平均などを用いて平滑化した包絡線を用いて、血圧値を算出している。

特開平０５−３１７２７４号公報

ところで、血圧は常に一定ではなく、例えば血圧測定中でも、呼吸に同期して１拍毎に変動している。また、血圧の変動量は被験者の緊張や活動量により異なる。そのため、血圧を正しく測定するためには、安静状態で測定を行うことが推奨されている。

ここで、従来の電子血圧計では、被験者にとって、測定中に血圧がどの程度変動しているかが分からない。このため、被験者は、安静状態で正しい測定ができたか否かの目安を得ようとして、時間をおいて複数回測定を繰り返しているのが実情である。この結果、被験者にとって血圧の測定は煩わしく、負担が大きいという問題がある。

そこで、この発明の課題は、被験者の血圧値とともに血圧変動量を測定できる電子血圧計を提供することにある。

上記課題を解決するため、この発明の電子血圧計は、
被測定部位の血圧をオシロメトリック法により測定する電子血圧計であって、
被測定部位に装着されたカフの圧力を変化させ得るカフ圧制御部と、
上記カフの圧力を表すカフ圧信号を検出する圧力検出部と、
上記カフ圧信号に重畳された上記被測定部位の脈波を表す脈波信号を取り出して、その脈波信号が示す振幅の列を取得する脈波振幅列取得部と、
上記脈波振幅列取得部によって取得された上記振幅の列に対して、それらの振幅を結ぶ第１の包絡線を作成する第１の包絡線作成部と、
上記第１の包絡線を平滑化してなる第２の包絡線を作成する第２の包絡線作成部と、
上記第２または第１の包絡線を用いて、収縮期血圧および拡張期血圧を血圧値として算出する血圧値算出部と、
上記第１の包絡線と上記第２の包絡線との間の差を算出して、その差に応じて、測定中における上記被測定部位の血圧の変動を表す血圧変動量を得る血圧変動量算出部とを備える。

ここで、上記第１の包絡線と上記第２の包絡線は、典型的にはカフ圧を横軸、脈波振幅を縦軸としたグラフ上で表される。上記第１の包絡線と上記第２の包絡線との間の「差」は、同じカフ圧における差として算出され得る。

この発明の電子血圧計では、測定中、カフ圧制御部が、被測定部位に装着されたカフの圧力を変化させる。上記カフの圧力の減圧過程または加圧過程で、圧力検出部が、上記カフの圧力を表すカフ圧信号を検出する。脈波振幅列取得部は、上記カフ圧信号に重畳された上記被測定部位の脈波を表す脈波信号を取り出して、その脈波信号が示す振幅の列を取得する。第１の包絡線作成部は、上記脈波振幅列取得部によって取得された上記振幅の列に対して、それらの振幅を結ぶ第１の包絡線を作成する。一方、第２の包絡線作成部は、上記第１の包絡線を平滑化してなる第２の包絡線を作成する。血圧値算出部は、上記第２の包絡線を用いて、収縮期血圧および拡張期血圧を血圧値として算出する。なお、上記第２の包絡線に代えて、上記第１の包絡線を用いて血圧値を算出しても良い。

また、血圧変動量算出部は、上記第１の包絡線と上記第２の包絡線との間の差を算出して、その差に応じて、測定中における上記被測定部位の血圧の変動を表す血圧変動量を得る。

ここで、算出された血圧値および血圧変動量を例えば表示器（液晶ディスプレイなど）に表示すれば、ユーザ（被験者を含む。以下同様。）は、血圧値だけでなく血圧変動量を知ることができる。この血圧変動量によって、ユーザは、被験者が安静状態で正しい測定ができたか否かの目安を得ることができる。安静状態で正しい測定ができたとの目安が得られれば、被験者は時間をおいて複数回測定を繰り返す必要が無い。したがって、被験者にとって血圧の測定が簡単になり、負担が軽減される。

一実施形態の電子血圧計では、上記算出された血圧値および血圧変動量を表示する表示器を備えたことを特徴とする。

この一実施形態の電子血圧計では、ユーザは上記表示器の表示内容を見ることによって、上記算出された血圧値および血圧変動量を容易に認識できる。

一実施形態の電子血圧計では、上記血圧変動量は、上記第１の包絡線と上記第２の包絡線との間の同じカフ圧における差の最大値、平均値または標準偏差であることを特徴とする。

この一実施形態の電子血圧計では、上記血圧変動量は、上記第１の包絡線と上記第２の包絡線との間の同じカフ圧における差の最大値、平均値または標準偏差であり、言い換えれば、統計的な量である。したがって、ユーザは、被験者が安静状態で正しい測定ができたか否かの目安を、統計的な量に基づいて得ることができる。

一実施形態の電子血圧計では、上記血圧変動量は、上記血圧値算出部によって算出された収縮期血圧に対する比率で表されることを特徴とする。

この一実施形態の電子血圧計では、上記血圧変動量は、上記血圧値算出部によって算出された収縮期血圧に対する比率（これを適宜「血圧変動率」と呼ぶ。）で表される。したがって、ユーザは、被験者が安静状態で正しい測定ができたか否かの目安を、より分かり易く得ることができる。

一実施形態の電子血圧計では、上記血圧変動量が予め定められた閾値を超えたとき、血圧変動量が閾値を超えた旨の報知を行う報知部を備えたことを特徴とする。

一実施形態の電子血圧計では、上記血圧変動量が予め定められた閾値を超えたとき、報知部は血圧変動量が閾値を超えた旨の報知を行う。したがって、ユーザは、正しい測定ができなかった可能性があり、そのため、時間をおいて再測定する必要があることを認識できる。

一実施形態の電子血圧計では、上記脈波振幅列取得部は、上記カフ圧信号から上記脈波信号以外の成分を除去する体動除去部を備えたことを特徴とする。

ここで、上記「脈波信号以外の成分」としては、血圧測定中の被験者の体動などに起因した、脈波信号の周期から外れた非周期的な成分が含まれる。

この一実施形態の電子血圧計では、体動除去部は、上記カフ圧信号から実質的に上記脈波信号以外の成分を除去する。したがって、算出された血圧値および血圧変動量の精度が高まる。

一実施形態の電子血圧計では、
上記体動除去部は、
カットオフ周波数が異なる複数のフィルタを備え、
上記カフ圧信号をそれぞれ上記複数のフィルタに通して上記脈波信号の成分の候補となる複数の脈波候補信号を抽出するとともに、上記複数の脈波候補信号が示す振幅の列をそれぞれ取得し、
それらの振幅の列毎に、その振幅の列に含まれる振幅を結ぶ候補包絡線を作成し、
上記作成された複数の候補包絡線を互いに比較して、上記複数の候補包絡線の中に特異な傾向を示す候補包絡線があるか否かを判断し、
上記複数の候補包絡線のうち、その特異な傾向を示す候補包絡線を除外した残りの候補包絡線を用いて上記脈波信号が示す振幅の列を得る
ことを特徴とする。

この一実施形態の電子血圧計では、上記体動除去部は、カットオフ周波数が異なる複数のフィルタを備える。そして、上記体動除去部は、まず、上記カフ圧信号をそれぞれ上記複数のフィルタに通して複数の脈波候補信号を抽出するとともに、上記複数の脈波候補信号が示す振幅の列をそれぞれ取得する。次に、各振幅の列毎に、その振幅の列に含まれる振幅を結ぶ候補包絡線を作成する。次に、上記作成された複数の候補包絡線を互いに比較して、上記複数の候補包絡線の中に特異な傾向を示す候補包絡線があるか否かを判断する。この後、上記複数の候補包絡線のうち、その特異な傾向を示す候補包絡線を除外した残りの候補包絡線を用いて上記脈波信号が示す振幅の列を得る。したがって、上記カフ圧信号から上記脈波信号以外の成分（例えば、血圧測定中の被験者の体動などに起因した、脈波信号の周期から外れた非周期的な成分）を除去することができる。

別の局面では、この発明の電子血圧計は、
被測定部位の血圧をオシロメトリック法により測定する電子血圧計であって、
被測定部位に装着されたカフの圧力を変化させ得るカフ圧制御部と、
上記カフの圧力を表すカフ圧信号を検出する圧力検出部と、
上記カフ圧信号に重畳された上記被測定部位の脈波を表す脈波信号を取り出して、その脈波信号が示す振幅の列を取得する脈波振幅列取得部と、
上記脈波振幅列取得部によって取得された上記振幅の列に対して、それらの振幅を結ぶ第１の包絡線を作成する第１の包絡線作成部と、
上記第１の包絡線を平滑化してなる第２の包絡線を作成する第２の包絡線作成部と、
上記第２または第１の包絡線を用いて、収縮期血圧および拡張期血圧を血圧値として算出する血圧値算出部と、
上記第１の包絡線と上記第２の包絡線との間の差を算出するとともに、その差における極大点、極小点をそれぞれ検出する極点検出部と、
上記脈波振幅列取得部によって取得された上記振幅の列のうち、上記極大点に対応する振幅の列に対して、それらの振幅を結ぶ極大点包絡線を作成する極大点包絡線作成部と、
上記脈波振幅列取得部によって取得された上記振幅の列のうち、上記極小点に対応する振幅の列に対して、それらの振幅を結ぶ極小点包絡線を作成する極小点包絡線作成部と、
上記極大点包絡線を用いて収縮期血圧を算出するとともに、上記極小点包絡線を用いて収縮期血圧を算出し、それらの収縮期血圧の間の差を、測定中における上記被測定部位の血圧の変動を表す血圧変動量として得る血圧変動量算出部とを備える。

この発明の電子血圧計では、測定中、カフ圧制御部が、被測定部位に装着されたカフの圧力を変化させる。上記カフの圧力の減圧過程または加圧過程で、圧力検出部が、上記カフの圧力を表すカフ圧信号を検出する。脈波振幅列取得部は、上記カフ圧信号に重畳された上記被測定部位の脈波を表す脈波信号を取り出して、その脈波信号が示す振幅の列を取得する。第１の包絡線作成部は、上記脈波振幅列取得部によって取得された上記振幅の列に対して、それらの振幅を結ぶ第１の包絡線を作成する。一方、第２の包絡線作成部は、上記第１の包絡線を平滑化してなる第２の包絡線を作成する。血圧値算出部は、上記第２の包絡線を用いて、収縮期血圧および拡張期血圧を血圧値として算出する。なお、上記第２の包絡線に代えて、上記第１の包絡線を用いて血圧値を算出しても良い。

また、極点検出部は、上記第１の包絡線と上記第２の包絡線との間の差を算出するとともに、その差における極大点、極小点をそれぞれ検出する。極大点包絡線作成部は、上記脈波振幅列取得部によって取得された上記振幅の列のうち、上記極大点に対応する振幅の列に対して、それらの振幅を結ぶ極大点包絡線を作成する。一方、極小点包絡線作成部は、上記脈波振幅列取得部によって取得された上記振幅の列のうち、上記極小点に対応する振幅の列に対して、それらの振幅を結ぶ極小点包絡線を作成する。血圧変動量算出部は、上記極大点包絡線を用いて収縮期血圧を算出するとともに、上記極小点包絡線を用いて収縮期血圧を算出し、それらの収縮期血圧の間の差を、測定中における上記被測定部位の血圧の変動を表す血圧変動量として得る。

ここで、算出された血圧値および血圧変動量を例えば表示器（液晶ディスプレイなど）に表示すれば、ユーザは、血圧値だけでなく血圧変動量を知ることができる。この血圧変動量によって、ユーザは、被験者が安静状態で正しい測定ができたか否かの目安を得ることができる。安静状態で正しい測定ができたとの目安が得られれば、被験者は時間をおいて複数回測定を繰り返す必要が無い。したがって、被験者にとって血圧の測定が簡単になり、負担が軽減される。

また、この電子血圧計では、算出された血圧値および血圧変動量を表示器（液晶ディスプレイなど）に表示するのが望ましい。これにより、ユーザは、算出された血圧値および血圧変動量を容易に認識できる。

また、この電子血圧計では、上記血圧変動量は、上記血圧値算出部によって算出された収縮期血圧に対する比率で表されるのが望ましい。これにより、ユーザは、被験者が安静状態で正しい測定ができたか否かの目安を、より分かり易く得ることができる。

また、この電子血圧計では、上記血圧変動量が予め定められた閾値を超えたとき、血圧変動量が閾値を超えた旨の報知を行う報知部を備えるのが望ましい。この報知部による報知により、ユーザは、正しい測定ができなかった可能性があり、そのため、時間をおいて再測定する必要があることを認識できる。

一実施形態の電子血圧計では、上記脈波振幅列取得部は、上記カフ圧信号から上記脈波信号以外の成分を除去する体動除去部を備えたことを特徴とする。

ここで、上記「脈波信号以外の成分」としては、血圧測定中の被験者の体動などに起因した、脈波信号の周期から外れた非周期的な成分が含まれる。

この一実施形態の電子血圧計では、体動除去部は、上記カフ圧信号から上記脈波信号以外の成分を除去する。したがって、算出された血圧値および血圧変動量の精度が高まる。

以上より明らかなように、この発明の電子血圧計によれば、被験者の血圧値とともに血圧変動量を測定できる。

この発明の一実施形態の電子血圧計の概略的なブロック構成を示す図である。 上記電子血圧計の概略的な動作フローを示す図である。 血圧値および血圧変動量を算出するために、上記電子血圧計のＣＰＵ（Central Processing Unit；中央演算処理装置）によって構成される１組の要素を例示する図である。 図３の１組の要素によって血圧値および血圧変動量を算出する際の処理を説明する図である。 上記電子血圧計の圧力センサを介して検出されたカフ圧信号を例示する図である。 上記カフ圧信号から取り出された脈波信号を例示する図である。 上記脈波信号が示す平滑化前の振幅の列に対して作成された第１の包絡線と、平滑化後の振幅の列に対して作成された第２の包絡線とを例示する図である。 上記第１の包絡線と上記第２の包絡線との間の差を示す図である。 上記ＣＰＵが含み得る体動除去部の構成とともに、処理を説明する図である。 上記体動除去部の第１のフィルタを通して得られた第１の脈波候補信号と、その第１の脈波候補信号が示す振幅の列に対して作成された第１の候補包絡線とを例示する図である。 上記体動除去部の第２のフィルタを通して得られた第２の脈波候補信号と、その第２の脈波候補信号が示す振幅の列に対して作成された第２の候補包絡線とを例示する図である。 上記体動除去部の第３のフィルタを通して得られた第３の脈波候補信号と、その第３の脈波候補信号が示す振幅の列に対して作成された第３の候補包絡線とを例示する図である。 上記体動除去部の第４のフィルタを通して得られた第４の脈波候補信号と、その第４の脈波候補信号が示す振幅の列に対して作成された第４の候補包絡線とを例示する図である。 図１４（Ａ）は、上記第１、第２、第３および第４の候補包絡線を併せて比較可能に示す図である。図１４（Ｂ）は、上記第１乃至第４の候補包絡線のうち、特異な傾向を示す第１の候補包絡線を除外した残りの第２乃至第４の候補包絡線を示す図である。 上記カフ圧信号からそれぞれ１次微分フィルタ、２次微分フィルタを通して得られた信号を示す図である。を示す図である。 血圧値および血圧変動量を算出するために、上記電子血圧計のＣＰＵによって構成される、図３とは別の１組の要素を例示する図である。 図１６の１組の要素によって血圧値および血圧変動量を算出する際の処理を説明する図である。 上記第１の包絡線と上記第２の包絡線との間の差から、極大点と極小点とをそれぞれ検出する態様を示す図である。 図１９（Ａ）は、上記脈波信号の上記極大点に対応する振幅の列に対して作成された極大点包絡線を示す図である。図１９（Ｂ）は、上記脈波信号の上記極小点に対応する振幅の列に対して作成された極小点包絡線を示す図である。

以下、この発明の実施の形態を、図面を参照しながら詳細に説明する。

図１は、この発明の一実施形態の電子血圧計（全体を符号１で示す。）の概略的なブロック構成を示している。この血圧計１は、カフ２０と、本体１０と、この本体１０に搭載された、制御部としてのＣＰＵ（Central Processing Unit）１００、表示器５０、記憶部としてのメモリ５１、操作部５２、電源部５３、ポンプ３２、弁３３、および圧力センサ３１を含む。また、本体１０は、この本体１０に搭載された、圧力センサ３１からの出力を周波数に変換する発振回路３１０、ポンプ３２を駆動するポンプ駆動回路３２０、弁３３を駆動する弁駆動回路３３０を有する。

上記表示器５０は、ディスプレイおよびインジケータ等を含み、ＣＰＵ１００からの制御信号に従って所定の情報を表示する。

上記操作部５２は、電源部５３をＯＮ（オン）またはＯＦＦ（オフ）するための指示の入力を受付ける電源スイッチ５２Ａと、血圧の測定開始の指示を受け付けるための血圧測定スイッチ５２Ｂとを有する。上記電源スイッチ５２Ａおよび血圧測定スイッチ５２Ｂは、ユーザによる指示に応じた操作信号をＣＰＵ１００に入力する。

上記メモリ５１は、血圧計１を制御するためのプログラムのデータ、血圧計１を制御するために用いられるデータ、血圧計１の各種機能を設定するための設定データ、および血圧値や血圧変動量の測定結果のデータなどを記憶する。また、メモリ５１は、プログラムが実行されるときのワークメモリなどとして用いられる。

上記ＣＰＵ１００は、メモリ５１に記憶された血圧計１を制御するためのプログラムに従ってカフ圧制御部として働いて、操作部５１からの操作信号に応じて、ポンプ３２や弁３３を駆動する制御を行う。また、ＣＰＵ１００は、圧力センサ３１からの信号に基づいて、血圧値や血圧変動量を算出し、表示器５０およびメモリ５１を制御する。

上記電源部５３は、ＣＰＵ１００、圧力センサ３１、ポンプ３２、弁３３、表示器５０、メモリ５１、発振回路３１０、ポンプ駆動回路３２０、および弁駆動回路３３０の各部に電力を供給する。

上記ポンプ３２は、カフ２０に内包された流体袋２２内の圧力（カフ圧）を加圧するために、流体袋２２に空気を供給する。弁３３は、流体袋２２の空気を排出し、または封入してカフ圧を制御するために開閉される。ポンプ駆動回路３２０は、ポンプ３２をＣＰＵ１００から与えられる制御信号に基づいて駆動する。弁駆動回路３３０は、弁３３をＣＰＵ１００から与えられる制御信号に基づいて開閉する。

上記圧力センサ３１と発振回路３１０は、カフの圧力を検出する圧力検出部として働く。圧力センサ３１は、例えば、ピエゾ抵抗式圧力センサであり、カフ用エアチューブ３９を介して、ポンプ３２、弁３３およびカフ２０に内包されている流体袋２２に接続されている。この例では、発振回路３１０は、圧力センサ３１からのピエゾ抵抗効果による電気抵抗の変化に基づく電気信号値に基づき発振して、圧力センサ３１の電気信号値に応じた周波数を有する周波数信号をＣＰＵ１００に出力する。

一般的なオシロメトリック法に従って血圧を測定する場合、概ね、次のような動作が行なわれる。すなわち、被験者の被測定部位（腕など）に予めカフを巻き付けておき、測定時には、ポンプ・弁を制御して、カフ圧を最高血圧より高く加圧し、その後徐々に減圧していく。この減圧する過程において、カフ圧を圧力センサで検出し、被測定部位の動脈で発生する動脈容積の変動を脈波信号として取り出す。その時のカフ圧の変化に伴う脈波信号の振幅の変化（主に立ち上がりと立ち下がり）に基づいて、最高血圧（収縮期血圧：Systolic Blood Pressure）と最低血圧（拡張期血圧：Diastolic Blood Pressure）とを算出する。

この血圧計１では、ＣＰＵ１００によって、図２のフローに従ってオシロメトリック法により被験者の血圧値が測定されるとともに、測定中における血圧の変動を表す血圧変動量が測定される。

具体的には、電源スイッチ５２ＡがＯＮされた状態で血圧測定スイッチ５２Ｂが押されると、図２に示すように、血圧計１は血圧測定を開始する。血圧測定開始に際して、ＣＰＵ１００は、処理用メモリ領域を初期化し、弁駆動回路３３０に制御信号を出力する。弁駆動回路３３０は、制御信号に基づいて、弁３３を開放してカフ２０の流体袋２２内の空気を排気する。続いて、圧力センサ３１の０ｍｍＨｇの調整を行う制御を行う。

血圧測定を開始すると、まず、ＣＰＵ１００は、弁駆動回路３３０を介して弁３３を閉鎖し、その後、ポンプ駆動回路３２０を介してポンプ３２を駆動して、流体袋２２に空気を送る制御を行う。これにより、流体袋２２を膨張させるとともにカフ圧を徐々に加圧していく（ステップＳＴ１０１）。

カフ圧が加圧されて所定の圧力に達すると（ステップＳＴ１０２でＹＥＳ）、ＣＰＵ１００は、ポンプ駆動回路３２０を介してポンプ３２を停止し、その後、弁駆動回路３３０を介して弁３３を徐々に開放する制御を行う。これにより、流体袋２２を収縮させるとともにカフ圧を徐々に減圧していく（ステップＳＴ１０３）。

ここで、所定の圧力とは、収縮期血圧よりも十分高い圧力（例えば、収縮期血圧＋３０ｍｍＨｇ）であり、予めメモリ５１に記憶されているか、カフ圧の加圧中にＣＰＵ１００が収縮期血圧を所定の算出式により推定して決定する。

上記減圧過程において、カフ２０を介して、カフ２０の圧力を表すカフ圧信号（符号Ｐｃで表す。）を圧力センサ３１が検出する。ＣＰＵ１００は、このカフ圧信号Ｐｃに基づいて、オシロメトリック法により所定のアルゴリズムを適用して血圧値（収縮期血圧と拡張期血圧）を算出するとともに、後述のように血圧変動量を算出する（ステップＳＴ１０４）。なお、血圧値と血圧変動量の算出は、減圧過程に限らず、加圧過程において行われてもよい。

血圧値と血圧変動量を算出して決定すると（ステップＳＴ１０５でＹＥＳ）、ＣＰＵ１００は、算出した血圧値と血圧変動量を表示器５０へ表示し（ステップＳＴ１０６）、血圧値と血圧変動量をメモリ５１へ保存する制御を行う（ステップＳＴ１０７）。

次に、ＣＰＵ１００は、弁駆動回路３３０を介して弁３３を開放し、カフ２０の流体袋２２内の空気を排気する制御を行う（ステップＳＴ１０８）。

この後、上記電源スイッチ５２Ａが押されると、血圧測定を終了する。

（第１の例）
図３は、血圧値および血圧変動量を算出するために、ＣＰＵ１００（ソフトウェア）によって構成される１組の要素を例示している。この例では、１組の要素は、脈波振幅列取得部６１、第１の包絡線作成部６３、第２の包絡線作成部６４、血圧値算出部６５、および血圧変動量算出部６６を含んでいる。図４は、その１組の要素によって血圧値および血圧変動量を算出する際の、信号およびデータの流れを示している。

図３と図４を主に参照しながら、カフ圧信号Ｐｃに基づいて血圧値および血圧変動量を算出する仕方を説明する。

ｉ） まず、図３中の脈波振幅列取得部６１は、図４中に示すように、上述の圧力センサ３１によって検出されたカフ圧信号Ｐｃを受けて、カフ圧信号Ｐｃに重畳された被測定部位の脈波を表す脈波信号ＳＭを取り出す。

ここで、カフ圧信号Ｐｃは、図５（減圧過程の例）に示すように、時間経過に伴って略直線的に低下する圧力に対して、１拍毎の動脈容積変化に伴う変動成分が重畳された信号である。脈波振幅列取得部６１は、ハイパスフィルタを通して、その変動成分を脈波信号ＳＭとして取り出す。この例では、脈波信号ＳＭは、図６に示すように、動脈容積の変動に応じて、減圧開始から約５秒で大きくなり始め、約１２秒で最大となり、約１５秒でほぼ消失している。

そして、脈波振幅列取得部６１は、その脈波信号ＳＭが示す振幅（以下、適宜「脈波振幅」と呼ぶ。）の列ＡＬを取得する。脈波振幅の列ＡＬは、この例では図７中に示すように、カフ圧を横軸にとって、１拍毎の振幅（ピーク値）ＡＭ１，ＡＭ２，…，ＡＭｉ，…の列として表される。

ii） 次に、図３中の第１の包絡線作成部６３は、図４中に示すように、脈波振幅列取得部６１によって取得された脈波振幅の列ＡＬに対して、それらの振幅を結ぶ第１の包絡線ＥＶ１を作成する。

ここで、第１の包絡線ＥＶ１は、図７中に示すように、体動などに伴うノイズによる凹凸を有している。

iii) 次に、図３中の第２の包絡線作成部６４は、図４中に示すように、第１の包絡線ＥＶ１を平滑化してなる第２の包絡線ＥＶ２を作成する。

ここで、第２の包絡線ＥＶ２は、図７中に示すように、凹凸が解消されて滑らかな線になっている。

この平滑化の処理ＡＬＳは、例えば特許文献１（特開平０５−３１７２７４号公報）に記載されているように、移動平均などを用いて行うことができる（詳細は省略する。）。

iv） 次に、図３中の血圧値算出部６５は、図４中に示すように、第２の包絡線ＥＶ２を用いて、オシロメトリック法により所定のアルゴリズムを適用して収縮期血圧および拡張期血圧を血圧値ＢＰとして算出する。

例えば図７中に示した第２の包絡線ＥＶ２を用いた場合、収縮期血圧ＢＰｓｙｓは１８０ｍｍＨｇ、拡張期血圧ＢＰｄｉａは８０ｍｍＨｇのように血圧値ＢＰが求められる。

この平滑化された第２の包絡線ＥＶ２を用いることによって、呼吸性の血圧変動や体動に伴う脈波振幅の誤差によって発生する血圧の測定誤差を低減することができる。

なお、第２の包絡線ＥＶ２に代えて、第１の包絡線ＥＶ１を用いて血圧値を算出しても良い。

ｖ） 次に、図３中の血圧変動量算出部６６は、図４中に示すように、第１の包絡線ＥＶ１と第２の包絡線ＥＶ２との間の差ΔＥＶを算出する。

ここで、この差ΔＥＶは、図８に示すように、第１の包絡線ＥＶ１と第２の包絡線ＥＶ２との間で、互いに同じ圧力（この例では、図７で脈波振幅ＡＭ１，ＡＭ２，…，ＡＭｉ，…が得られている圧力）同士の間で算出される。

そして、血圧変動量算出部６６は、その差ΔＥＶに応じて、測定中における被測定部位の血圧の変動を表す血圧変動量ΔＢＰを得る。

この例では、図８中に示すように、血圧変動量ΔＢＰは、第１の包絡線ＥＶ１と第２の包絡線ＥＶ２との間の同じカフ圧における差の最大値である。この図８の例では、血圧変動量ΔＢＰは約０．１ｍｍＨｇになっている。

なお、この最大値に代えて、血圧変動量ΔＢＰを、第１の包絡線ＥＶ１と第２の包絡線ＥＶ２との間の同じカフ圧における差の平均値、標準偏差などの他の統計的な量としてもよい。

vi） この例では、図３中の血圧変動量算出部６６は、血圧変動量ΔＢＰを、図４中に示すように、血圧値算出部６５によって算出された収縮期血圧ＢＰｓｙｓに対する比率（これを適宜「血圧変動率」と呼ぶ。）ΔＢＰＰで表す。これは、ユーザに対して、血圧変動量をより分かり易くするためである。

例えば、収縮期血圧ＢＰｓｙｓが１８０ｍｍＨｇ、血圧変動量ΔＢＰが０．１ｍｍＨｇであれば、血圧変動率ΔＢＰＰは約０．０６％となる。

このようにして、カフ圧信号Ｐｃに基づいて血圧値ＢＰおよび血圧変動量ΔＢＰ（または血圧変動率ΔＢＰＰ）が算出される。

算出された血圧値ＢＰおよび血圧変動量ΔＢＰ（この例では、血圧変動率ΔＢＰＰとする。）は、例えば次の表示例１のように表示器５０に表示される。

（表示例１）

これにより、ユーザは、血圧値ＢＰだけでなく血圧変動率ΔＢＰＰを知ることができる。この血圧変動率ΔＢＰＰによって、ユーザは、被験者が安静状態で正しい測定ができたか否かの目安を得ることができる。安静状態で正しい測定ができたとの目安が得られれば、被験者は時間をおいて複数回測定を繰り返す必要が無い。したがって、被験者にとって血圧の測定が簡単になり、負担が軽減される。

ここで、上記血圧変動率ΔＢＰＰが予め定められた閾値（符号αで表し、例えばα＝３％とする。）を超えたとき、ＣＰＵ１００が報知部として働いて、血圧変動率ΔＢＰＰが閾値αを超えた旨の報知を行ってもよい。

例えば、測定の結果、血圧変動率ΔＢＰＰが６％であって、閾値α（＝３％）を超えていれば、例えば次の表示例２のように表示器５０に表示してもよい。

（表示例２）

この表示例２では、「血圧変動が大きいので再測定をお勧めします」というメッセージを表示して報知している。したがって、ユーザは、正しい測定ができなかった可能性があり、そのため、時間をおいて再測定する必要があることを容易に認識できる。

一方、測定の結果、血圧変動率ΔＢＰＰが０．６％であって、閾値α（＝３％）以下であれば、例えば次の表示例３のように表示器５０に表示してもよい。

（表示例３）

この表示例３では、「正常に測定ができました」というメッセージを表示して報知している。したがって、ユーザは、正しい測定ができたことを容易に認識できる。

なお、このようなメッセージを表示するのとともに、またはメッセージの表示に代えて、例えばアラーム音によって、血圧変動率ΔＢＰＰが閾値αを超えたか否かを報知してもよい。

図９は、上述の脈波振幅列取得部６１が含み得る体動除去部６２の構成とともに、処理の流れを示している。この体動除去部６２は、ソフトウェアによって構成され、カフ圧信号Ｐｃから実質的に脈波信号ＳＭ以外の成分を除去するために働く。ここで、「脈波信号ＳＭ以外の成分」としては、血圧測定中の被験者の体動などに起因した、脈波信号ＳＭの周期から外れた非周期的な成分が含まれる。

具体的には、体動除去部６２は、図９中に示すように、カットオフ周波数が異なる複数のフィルタＦ１，Ｆ２，…，Ｆｎ（この例ではｎ＝４とする。）を備えている。この例では、フィルタＦ１，Ｆ２，Ｆ３，Ｆ４は、カットオフ周波数ｆｃがそれぞれ０．４Ｈｚ，０．６Ｈｚ，０．８Ｈｚ，１．０Ｈｚのハイパスフィルタであり、ソフトウェアによって構成されている。

なお、それらのハイパスフィルタは、いずれも脈波の主要帯域である１２Ｈｚ以下の信号を通過させるとともに、体動の主要帯域である１Ｈｚ以下の帯域でカットオフ周波数ｆｃが異なって設定されているのが望ましい。

この体動除去部６２は、次のように動作する。

（ａ） まず、カフ圧信号Ｐｃをそれぞれ複数のフィルタＦ１，Ｆ２，…，Ｆｎに通して、脈波信号の成分の候補となる複数の脈波候補信号ＳＭＣ１，ＳＭＣ２，…，ＳＭＣｎを作成する。

この例では、作成された脈波候補信号ＳＭＣ１，ＳＭＣ２，ＳＭＣ３，ＳＭＣ４は、それぞれ図１０、図１１、図１２、図１３中に実線で示すようなものである。

（ｂ） これとともに、体動除去部６２は、図９に示すように、複数の脈波候補信号ＳＭＣ１，ＳＭＣ２，…，ＳＭＣｎが示す振幅（ピーク値）の列ＡＬＣ１，ＡＬＣ２，…，ＡＬＣｎをそれぞれ取得する。

（ｃ） 次に、体動除去部６２は、各振幅の列ＡＬＣ１，ＡＬＣ２，…，ＡＬＣｎ毎に、その振幅の列に含まれる振幅を結ぶ候補包絡線ＥＶＣ１，ＥＶＣ２，…，ＥＶＣｎを作成する。

この例では、作成された候補包絡線ＥＶＣ１，ＥＶＣ２，ＥＶＣ３，ＥＶＣ４は、それぞれ図１０、図１１、図１２、図１３中に破線で示すようなものである。

（ｄ） 次に、体動除去部６２は、図９に示すように、作成された複数の候補包絡線ＥＶＣ１，ＥＶＣ２，…，ＥＶＣｎを比較部ＣＭＰ（ソフトウェアによって構成されている。）によって互いに比較して、複数の候補包絡線ＥＶＣ１，ＥＶＣ２，…，ＥＶＣｎの中に特異な傾向を示す候補包絡線があるか否かを判断する。

図１４（Ａ）に示すように、作成された候補包絡線ＥＶＣ１，ＥＶＣ２，ＥＶＣ３，ＥＶＣ４を同一平面（横軸を時間とし、縦軸を脈波振幅としている。）上で表して比較すると、この例では、候補包絡線ＥＶＣ１は、残りの候補包絡線ＥＶＣ２，ＥＶＣ３，ＥＶＣ４が示さない特異な極大点ＡＮ１を示していることが分かる。

（ｅ） 次に、体動除去部６２は、複数の候補包絡線ＥＶＣ１，ＥＶＣ２，…，ＥＶＣｎから、その特異な傾向を示す候補包絡線を除外する。

上の例では、図１４（Ｂ）に示すように、候補包絡線ＥＶＣ１，ＥＶＣ２，ＥＶＣ３，ＥＶＣ４から、特異な傾向を示す候補包絡線ＥＶＣ１を除外する。

（ｆ） そして、残りの候補包絡線（残りの候補包絡線全体を符号ＥＶＣｒで表す。）を用いて脈波信号ＳＭが示す脈波振幅の列（図４中の符号ＡＬと区別して、図９中に符号ＡＬ′で表す。）を得る。

具体的には、残りの候補包絡線ＥＶＣｒ（上の例では、ＥＶＣ２，ＥＶＣ３，ＥＶＣ４）を和算して合成して、脈波振幅の列ＡＬ′を得る。

このようにして、比較的簡単な演算でもって、カフ圧信号Ｐｃから実質的に脈波信号ＳＭ以外の成分を除去することができる。

なお、候補包絡線の特異な傾向は、極大点だけでなく、極小点も含まれる。

候補包絡線が特異な極大点や極小点をもつか否かを判断するためには、候補包絡線が作成された振幅（ピーク値）の列において、連続する３つのピークに着目し、真ん中のピーク値が前後のピーク値に比して大きいか、小さいか、または中間であるかを判断する。真ん中のピーク値が前後のピーク値に比して大きいときは、その真ん中のピークは極大点であると判断する。一方、真ん中のピーク値が前後のピーク値に比して小さいときは、その真ん中のピークは極小点であると判断する。真ん中のピーク値が前後のピーク値の中間であるときは、その真ん中のピークは極大点でも極小点でもないと判断する。このようにして、全ての連続する３つのピークについて、真ん中のピーク値が前後のピーク値に比して大きいか、小さいか、または中間であるかを判断する。これにより、候補包絡線が特異な極大点や極小点をもつか否かを判断することができる。

また、候補包絡線が特異な傾向を示すか否かを、候補包絡線が特異な極大点や極小点をもつか否かではなく、別の仕方で求めてもよい。例えば、複数の候補包絡線ＥＶＣ１，ＥＶＣ２，…，ＥＶＣｎの平均値を求め、その平均値に対して、或る候補包絡線の差分や標準偏差が大きいか否かに基づいて、判断してもよい。なお、複数の候補包絡線ＥＶＣ１，ＥＶＣ２，…，ＥＶＣｎの平均値を求める際には、それらの候補包絡線ＥＶＣ１，ＥＶＣ２，…，ＥＶＣｎを、それぞれの最大値によって正規化してから上記平均値を求めてもよい。

また、複数のフィルタＦ１，Ｆ２，…，Ｆｎとしては、次数の異なる微分フィルタを用いてもよい。例えば、図１５は、１次微分フィルタ、２次微分フィルタを用いて、脈波候補信号ＳＭＣ１′，ＳＭＣ１″を取得した例を示している。このような微分フィルタを通した信号を用いて、特異な傾向を示す候補包絡線を見つけてもよい。

なお、このような体動除去部６２を省略して、脈波振幅列取得部６１の構成を簡素化してもよい。その場合、図９においてフィルタなどの数ｎを１とし、比較部ＣＭＰによる比較や特異な傾向を示す候補包絡線の除外の処理を省略する。この結果、図４中に示したのと同じ脈波振幅の列ＡＬが得られる。これにより、脈波振幅列取得部６１の構成を簡素化できる。

（第２の例）
図１６は、血圧値および血圧変動量を算出するために、電子血圧計１のＣＰＵ１００（ソフトウェア）によって構成される、図３とは別の１組の要素を例示している。この例では、１組の要素は、脈波振幅列取得部６１、第１の包絡線作成部６３、第２の包絡線作成部６４、血圧値算出部６５、極点検出部６７、極大点包絡線作成部６８、極小点包絡線作成部６９および血圧変動量算出部７０を含んでいる。図１７は、その１組の要素によって血圧値および血圧変動量を算出する際の処理の流れを示している。

図１６と図１７を主に参照しながら、カフ圧信号Ｐｃに基づいて血圧値および血圧変動量を算出する仕方を説明する。

ｉ） まず、図１６中の脈波振幅列取得部６１は、図１７中に示すように、上述の圧力センサ３１によって検出されたカフ圧信号Ｐｃを受けて、カフ圧信号Ｐｃに重畳された被測定部位の脈波を表す脈波信号ＳＭを取り出す。

ここで、カフ圧信号Ｐｃは、図５（減圧過程の例）に示したように、時間経過に伴って略直線的に低下する圧力に対して、１拍毎の動脈容積変化に伴う変動成分が重畳された信号である。脈波振幅列取得部６１は、ハイパスフィルタを通して、その変動成分を脈波信号ＳＭとして取り出す。この例では、脈波信号ＳＭは、図６に示したように、動脈容積の変動に応じて、減圧開始から約５秒で大きくなり始め、約１２秒で最大となり、約１５秒でほぼ消失している。

そして、脈波振幅列取得部６１は、その脈波信号ＳＭが示す振幅（脈波振幅）の列ＡＬを取得する。脈波振幅の列ＡＬは、この例では図７中に示したように、カフ圧を横軸にとって、１拍毎の振幅（ピーク値）ＡＭ１，ＡＭ２，…，ＡＭｉ，…の列として表される。

ii） 次に、図１６中の第１の包絡線作成部６３は、図１７中に示すように、脈波振幅列取得部６１によって取得された脈波振幅の列ＡＬに対して、それらの振幅を結ぶ第１の包絡線ＥＶ１を作成する。

ここで、第１の包絡線ＥＶ１は、図７中に示したように、体動などに伴うノイズによる凹凸を有している。

iii) 次に、図１６中の第２の包絡線作成部６４は、図１７中に示すように、第１の包絡線ＥＶ１を平滑化してなる第２の包絡線ＥＶ２を作成する。

ここで、第２の包絡線ＥＶ２は、図７中に示したように、凹凸が解消されて滑らかな線になっている。

この平滑化の処理ＡＬＳは、例えば特許文献１（特開平０５−３１７２７４号公報）に記載されているように、移動平均などを用いて行うことができる（詳細は省略する。）。

iv） 次に、図１６中の血圧値算出部６５は、図１７中に示すように、第２の包絡線ＥＶ２を用いて、オシロメトリック法により所定のアルゴリズムを適用して収縮期血圧および拡張期血圧を血圧値ＢＰとして算出する。

例えば図７中に示した第２の包絡線ＥＶ２を用いた場合、収縮期血圧ＢＰｓｙｓは１８０ｍｍＨｇ、拡張期血圧ＢＰｄｉａは８０ｍｍＨｇのように血圧値ＢＰが求められる。

この平滑化された第２の包絡線ＥＶ２を用いることによって、呼吸性の血圧変動や体動に伴う脈波振幅の誤差によって発生する血圧の測定誤差を低減することができる。

なお、第２の包絡線ＥＶ２に代えて、第１の包絡線ＥＶ１を用いて血圧値を算出しても良い。

ｖ） 次に、図１６中の極点検出部６７は、図１７中に示すように、第１の包絡線ＥＶ１と第２の包絡線ＥＶ２との間の差ΔＥＶを算出するとともに、その差ΔＥＶにおける極大点Ｌｍａｘ、極小点Ｌｍｉｎをそれぞれ検出する。

ここで、図１８に例示するように、この差ΔＥＶは、第１の包絡線ＥＶ１と第２の包絡線ＥＶ２との間で、互いに同じ圧力（この例では、図７で脈波振幅ＡＭ１，ＡＭ２，…，ＡＭｉ，…が得られている圧力）同士の間で算出される。

その差ΔＥＶにおける極大点Ｌｍａｘは列Ｌｍａｘ１，Ｌｍａｘ２，…，Ｌｍａｘｉ，…をなしている。また、極小点Ｌｍｉｎも、列Ｌｍｉｎ１，Ｌｍｉｎ２，…，Ｌｍｉｎｉ，…をなしている。この例では、これらの極大点Ｌｍａｘ１，Ｌｍａｘ２，…，Ｌｍａｘｉ，…と、極小点Ｌｍｉｎ１，Ｌｍｉｎ２，…，Ｌｍｉｎｉ，…とは、交互に並んでいる。この列の並び方は、被験者の呼吸に同期して、血圧が変動したことを反映していると考えられる。

vi） 次に、図１６中の極大点包絡線作成部６８は、脈波振幅列取得部６１によって取得された脈波振幅の列ＡＬのうち、極大点Ｌｍａｘ１，Ｌｍａｘ２，…，Ｌｍａｘｉ，…に対応する振幅の列に対して、図１９（Ａ）に示すように、それらの振幅を結ぶ極大点包絡線ＥＶｍａｘを作成する。一方、図１６中の極小点包絡線作成部６９は、脈波振幅列取得部６１によって取得された脈波振幅の列ＡＬのうち、極小点Ｌｍｉｎ１，Ｌｍｉｎ２，…，Ｌｍｉｎｉ，…に対応する振幅の列に対して、図１９（Ｂ）に示すように、それらの振幅を結ぶ極小点包絡線ＥＶｍｉｎを作成する。

vii） そして、図１６中の血圧変動量算出部７０は、図１７中に示すように、極大点包絡線ＥＶｍａｘを用いて、オシロメトリック法により所定のアルゴリズムを適用して収縮期血圧ＢＰｓｙｓｍａｘを算出する。これとともに、極小点包絡線ＥＶｍｉｎを用いて、オシロメトリック法により所定のアルゴリズムを適用して収縮期血圧ＢＰｓｙｓｍｉｎを算出する。そして、それらの収縮期血圧ＢＰｓｙｓｍａｘ，ＢＰｓｙｓｍｉｎの間の差ΔＢＰｓｙｓを、測定中における被測定部位の血圧の変動を表す血圧変動量ΔＢＰ′として得る。

viii） この例では、図１６中の血圧変動量算出部７０は、図１７中に示すように、血圧変動量ΔＢＰ′を、血圧値算出部６５によって算出された収縮期血圧ＢＰｓｙｓに対する比率（これを適宜「血圧変動率」と呼ぶ。）ΔＢＰＰ′で表す。これは、ユーザに対して、血圧変動量をより分かり易くするためである。

例えば、収縮期血圧ＢＰｓｙｓが１８０ｍｍＨｇ、血圧変動量ΔＢＰ′が０．１ｍｍＨｇであれば、血圧変動率ΔＢＰＰ′は約０．０６％となる。

このようにして、カフ圧信号Ｐｃに基づいて血圧値ＢＰおよび血圧変動量ΔＢＰ′（または血圧変動率ΔＢＰＰ′）が算出される。

算出された血圧値ＢＰ（収縮期血圧ＢＰｓｙｓと拡張期血圧ＢＰｄｉａ）および血圧変動量ΔＢＰ′（この例では、血圧変動率ΔＢＰＰ′とする。）は、例えば次の表示例４のように表示器５０に表示される。

（表示例４）

これにより、ユーザは、血圧値ＢＰだけでなく血圧変動率ΔＢＰＰ′を知ることができる。この血圧変動率ΔＢＰＰ′によって、ユーザは、被験者が安静状態で正しい測定ができたか否かの目安を得ることができる。安静状態で正しい測定ができたとの目安が得られれば、被験者は時間をおいて複数回測定を繰り返す必要が無い。したがって、被験者にとって血圧の測定が簡単になり、負担が軽減される。

なお、この血圧変動率ΔＢＰＰ′を表示器５０に表示する場合、既述の表示例２や表示例３におけるのと同様に、「血圧変動が大きいので再測定をお勧めします」というメッセージや「正常に測定ができました」というメッセージを表示して報知してもよい。

また、このようなメッセージを表示するのとともに、またはメッセージの表示に代えて、例えばアラーム音によって、血圧変動率ΔＢＰＰ′が閾値αを超えたか否かを報知してもよい。

このような報知により、ユーザは、正しい測定ができなかった可能性があり、そのため、時間をおいて再測定する必要があることを容易に認識できる。

また、この血圧値および血圧変動量を算出する仕方（第２の例）においても、先に述べた血圧値および血圧変動量を算出する仕方（第１の例）におけるのと同様に、脈波振幅列取得部６１が体動除去部６２を含んで、カフ圧信号Ｐｃから実質的に脈波信号ＳＭ以外の成分を除去するようにしてもよい。これにより、算出された血圧値および血圧変動量の精度を高めることができる。

上述の実施形態では、被測定部位は、腕であるとしたが、これに限られるものではない。被測定部位は、手首や脚であってもよい。

また、この発明の電子血圧計は、血圧値および血圧変動量を測定するだけでなく、他の生体情報、例えば脈拍数などを併せて測定するものであってもよい。

上述の実施形態は例示に過ぎず、この発明の範囲から逸脱することなく種々の変形が可能である。

１ 血圧計
２０ 血圧測定用カフ
３１ 圧力センサ
５０ 表示器
１００ ＣＰＵ

Claims (9)

1. 被測定部位の血圧をオシロメトリック法により測定する電子血圧計であって、
   被測定部位に装着されたカフの圧力を変化させ得るカフ圧制御部と、
   上記カフの圧力を表すカフ圧信号を検出する圧力検出部と、
   上記カフ圧信号に重畳された上記被測定部位の脈波を表す脈波信号を取り出して、その脈波信号が示す振幅の列を取得する脈波振幅列取得部と、
   上記脈波振幅列取得部によって取得された上記振幅の列に対して、それらの振幅を結ぶ第１の包絡線を作成する第１の包絡線作成部と、
   上記第１の包絡線を平滑化してなる第２の包絡線を作成する第２の包絡線作成部と、
   上記第２または第１の包絡線を用いて、収縮期血圧および拡張期血圧を血圧値として算出する血圧値算出部と、
   上記第１の包絡線と上記第２の包絡線との間の差を算出して、その差に応じて、測定中における上記被測定部位の血圧の変動を表す血圧変動量を得る血圧変動量算出部とを備える電子血圧計。
2. 請求項１に記載の電子血圧計において、
   上記算出された血圧値および血圧変動量を表示する表示器を備えたことを特徴とする電子血圧計。
3. 請求項１または２に記載の電子血圧計において、
   上記血圧変動量は、上記第１の包絡線と上記第２の包絡線との間の同じカフ圧における差の最大値、平均値または標準偏差であることを特徴とする電子血圧計。
4. 請求項１から３までのいずれか一つに記載の電子血圧計において、
   上記血圧変動量は、上記血圧値算出部によって算出された収縮期血圧に対する比率で表されることを特徴とする電子血圧計。
5. 請求項１から４までのいずれか一つに記載の電子血圧計において、
   上記血圧変動量が予め定められた閾値を超えたとき、血圧変動量が閾値を超えた旨の報知を行う報知部を備えたことを特徴とする電子血圧計。
6. 請求項１から５までのいずれか一つに記載の電子血圧計において、
   上記脈波振幅列取得部は、上記カフ圧信号から上記脈波信号以外の成分を除去する体動除去部を備えたことを特徴とする電子血圧計。
7. 請求項６に記載の電子血圧計において、
   上記体動除去部は、
   カットオフ周波数が異なる複数のフィルタを備え、
   上記カフ圧信号をそれぞれ上記複数のフィルタに通して上記脈波信号の成分の候補となる複数の脈波候補信号を抽出するとともに、上記複数の脈波候補信号が示す振幅の列をそれぞれ取得し、
   それらの振幅の列毎に、その振幅の列に含まれる振幅を結ぶ候補包絡線を作成し、
   上記作成された複数の候補包絡線を互いに比較して、上記複数の候補包絡線の中に特異な傾向を示す候補包絡線があるか否かを判断し、
   上記複数の候補包絡線のうち、その特異な傾向を示す候補包絡線を除外した残りの候補包絡線を用いて上記脈波信号が示す振幅の列を得る
   ことを特徴とする電子血圧計。
8. 被測定部位の血圧をオシロメトリック法により測定する電子血圧計であって、
   被測定部位に装着されたカフの圧力を変化させ得るカフ圧制御部と、
   上記カフの圧力を表すカフ圧信号を検出する圧力検出部と、
   上記カフ圧信号に重畳された上記被測定部位の脈波を表す脈波信号を取り出して、その脈波信号が示す振幅の列を取得する脈波振幅列取得部と、
   上記脈波振幅列取得部によって取得された上記振幅の列に対して、それらの振幅を結ぶ第１の包絡線を作成する第１の包絡線作成部と、
   上記第１の包絡線を平滑化してなる第２の包絡線を作成する第２の包絡線作成部と、
   上記第２または第１の包絡線を用いて、収縮期血圧および拡張期血圧を血圧値として算出する血圧値算出部と、
   上記第１の包絡線と上記第２の包絡線との間の差を算出するとともに、その差における極大点、極小点をそれぞれ検出する極点検出部と、
   上記脈波振幅列取得部によって取得された上記振幅の列のうち、上記極大点に対応する振幅の列に対して、それらの振幅を結ぶ極大点包絡線を作成する極大点包絡線作成部と、
   上記脈波振幅列取得部によって取得された上記振幅の列のうち、上記極小点に対応する振幅の列に対して、それらの振幅を結ぶ極小点包絡線を作成する極小点包絡線作成部と、
   上記極大点包絡線を用いて収縮期血圧を算出するとともに、上記極小点包絡線を用いて収縮期血圧を算出し、それらの収縮期血圧の間の差を、測定中における上記被測定部位の血圧の変動を表す血圧変動量として得る血圧変動量算出部とを備える電子血圧計。
9. 請求項８に記載の電子血圧計において、
   上記脈波振幅列取得部は、上記カフ圧信号から上記脈波信号以外の成分を除去する体動除去部を備えたことを特徴とする電子血圧計。

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