JP2006192052A - 血圧測定装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 センサの数を最小とすると共に、無拘束・無侵襲で就寝中も連続して収集可能な生体情報の演算により血圧を算出できる血圧測定装置を実現する。
【解決手段】 被検者の心拍数を経時的な関数として検出する生体情報検出手段と、
前記心拍数及びこれを変数とする伝達関数に基づき、経時的な血圧値を算出する血圧演算手段と、
を備える。
【選択図】 図１

Description

本発明は、被検者の生体情報に基づいて血圧を算出する血圧測定装置に関する。

被検者の生体情報を演算して血圧を算出する血圧測定装置に関連する先行技術文献としては、次のようなものがある。
特開平８−１４０９４８号公報

被検者の生体情報を無拘束・無侵襲で検出できる生体情報検出手段に関連する先行技術文献としては、次のようなものがある。
特開２００３−３３９６７４号公報

古典的な血圧測定手法は、被検者の上腕をマンシェットで加圧し、減圧しながら上腕動脈音（コロトコフ音）を検者が聴診器で確認しつつ収縮期血圧（最大血圧）及び拡張期血圧（最低血圧）を水銀柱により測定する。

今日では、このような検者を必要とせず、自分自身で血圧を測定できる自動血圧計も普及している。測定原理には、コロトコフ音を利用したもの（マイクロホン型血圧計）や、圧をかけた時に血管が振動することを利用した振動法（オシロメトリック型血圧計）等がある。いずれもマンシェットを自動的に電動ポンプで加圧及び減圧して、音や振動を拾って測定するものである。

更に、マンシェットやポンプ等の機器を用いないで、被検者の生体情報を適当なセンサにより検出し、その検出信号を所定のアルゴリズムにより演算して血圧を算出する技術も開示されている。

図７は、特許文献１で開示されている従来装置の構成を示す機能ブロック図である。１は心電位波形検出手段であり、被検者の体に所定の距離を持って貼付した一対の心電電極１１，１２の検出信号を差動増幅して心電波形信号ＰＶ１を出力する。

２は指尖端光電脈波検出手段であり、被検者の指先にセットした指尖端光電脈波センサ２１の検出信号を処理して指尖端光電脈波信号ＰＶ２を出力する。３は脈波伝播時間算出手段であり、心電波形信号ＰＶ１と指尖端光電脈波信号ＰＶ２を入力して脈波伝播時間ＰＴＴを算出して出力する。

４は脈波インターバル測定手段であり、指尖端光電脈波信号ＰＶ２を入力して脈波インターバルＰＩを測定して出力する。５は心拍数算出手段であり、脈波インターバルＰＩを逆数演算して心拍数ＨＲを算出して出力する。

６は血管性状パラメータ測定手段であり、脈波インターバルＰＩを入力して血管性状パラメータＴＰを出力する。７は血圧算出手段であり、脈波伝播時間ＰＴＴ，心拍数ＨＲ，血管性状パラメータＴＰを入力し、α・ＨＲ＋β・ＰＴＴ＋γ・ＴＰ＋δ（αβγδ：定数）の演算により血圧を算出して出力する。

生体情報の演算による従来の血圧測定装置では次のような問題点があった。
（１）被検者からの生体情報検出のためのセンサとして、所定の距離を持って体に貼付する一対の心電電極及び指先にセットする指尖端光電脈波センサの３個を必要とする。

（２）３個のセンサを体に固定するために拘束性が高く、測定中は静止状態を維持しなければならず、被検者の負担が大きい。

（３）従来装置では、血圧測定時には、体にセンサを取り付けなければならないために、起きている時にしか測定することができず、就寝中の測定は困難である。

（４）人の血圧の変動は激しいために、測定時のある一時点での精度よりも、精度は低くても血圧の変動に追従して測定できる方が重要な場合がある。従来装置では、長時間に渡る連続測定が困難である。

従って本発明が解決しようとする課題は、センサの数を最小とすると共に、無拘束・無侵襲で就寝中も連続して収集可能な生体情報の演算により血圧を算出できる血圧測定装置を実現することにある。

このような課題を達成するために、本発明の構成は次の通りである。
（１）被検者の心拍数を経時的な関数として検出する生体情報検出手段と、
前記心拍数値及びこれを変数とする伝達関数に基づき、経時的な血圧値を算出する血圧演算手段と、
を備えたことを特徴とする血圧測定装置。

（２）前記血圧演算手段は、最高血圧伝達関数に基づき最高血圧値を、最低血圧伝達関数に基づき最低血圧値を算出することを特徴とする（１）に記載の血圧測定装置。

（３）前記血圧値を仮想的な測定部位の血圧値としたとき、前記伝達関数は、測定部位定数と全抹消血管抵抗と一回拍出量定数との積で与えられることを特徴とする（１）又は（２）に記載の血圧測定装置。

（４）前記伝達関数は、周囲温度と基準温度との温度差により補正されることを特徴とする（１）乃至（３）のいずれかに記載の血圧測定装置。

（５）前記伝達関数は、高次関数より導かれる近似関数又は折線関数で与えられることを特徴とする（１）乃至（４）のいずれかに記載の血圧測定装置。

（６）前記伝達関数は、外部若しくは通信手段により任意の時点で与えられ、変更可能とされたことを特徴とする（１）乃至（５）のいずれかに記載の血圧測定装置。

（７）前記生体情報検出手段は、前記被検者の生体情報を無拘束・無侵襲で検出する圧力センサであることを特徴とする（１）乃至（６）のいずれかに記載の血圧測定装置。

以上説明したことから明らかなように、本発明によれば次のような効果がある。
（１）被検者からの生体情報検出のためのセンサとしては、心拍情報を検出するためのセンサ１個のみでよい。

（２）心拍情報を検出するためのセンサとしては、被検者に対して無拘束・無侵襲の圧力センサが使用できるので、拘束性が無く無意識状態で血圧の測定が可能であり、被検者の負担が極めて小さい。

（３）従来装置では、血圧測定時には、体にセンサを取り付けなければならないために、起きている時にしかできなかったが、本発明の装置によれば、寝ている時でも自動的に測定可能である。

（４）人の血圧の変動は激しいために、測定時のある一時点での精度よりも、精度は低くても血圧の変動に追従して長時間に渡り測定できる方が重要な場合がある。本発明では、それが可能である。

以下、本発明を図面により詳細に説明する。図１は本発明を適用した血圧測定装置の一実施形態を示す機能ブロック図である。この機能構成の説明に先立ち、本発明の血圧算出の原理を説明する。

血圧とは心臓が拍出する血液により血管を外側に押し広げようとする力である。この心臓が送り出す心拍出量と血圧、末梢血管抵抗の間には、電気回路のオームの法則に非常に類似した関係があり、
全末梢血管抵抗 ＝（動脈圧−右房圧）／心拍出量 （１）
の関係が成り立つ。

ここで、心拍出量とは、単位時間内に心臓から全身に送り出される血液量の総量であり、
心拍出量＝一回拍出量(心臓が1回の鼓動で送り出す血液の量)×心拍数 （２）
の関係が成り立つ。

（１）式及び（２）式より、
（動脈圧−右房圧）＝全末梢血管抵抗×心拍出量
＝全末梢血管抵抗×一回拍出量×心拍数 （３）
の関係が成り立つ。

測定したい血圧値を仮想的な測定部位、例えば上腕部の血圧値をＰとした場合、
Ｐ＝（上腕動脈圧−右房圧）＝ ｛（上腕動脈圧−右房圧）／（動脈圧−右房圧）｝×全末梢血管抵抗×一回拍出量×心拍数 （４）
の関係が成り立つ。

ここでＧ（ｘ，ｙ）＝｛（上腕動脈圧−右房圧）／（動脈圧−右房圧）｝×全末梢血管抵抗×一回拍出量で定義した伝達関数Ｇ（ｘ，ｙ）を導入すると、（４）式は、
Ｐ＝Ｇ（ｘ，ｙ） × ｘ （５）
の関係が成り立つ。ｘは心拍数、ｙは周囲温度に関する変数である。

上記（５）式より、血圧Ｐは、伝達関数Ｇ（ｘ，ｙ）に心拍数ｘを掛けることにより求まる。伝達関数Ｇ（ｘ，ｙ）は、電気回路におけるインピーダンスに相当するものであって、抵抗、キャパシタンス、インダクタンス成分を持ち、心拍数ｘ，周囲温度ｙによって変化する。

伝達関数Ｇ（ｘ，ｙ）は、すべての人に共通な心拍数ｘと周囲温度ｙの関数であるとし、個人による違いは、その係数（定数）だけであるとする。その係数は個人によって違うので、あらかじめ個人毎に血圧Ｐと心拍数ｘを同時に複数回測定して伝達関数を決定し、個人別の伝達関数情報として保存しておく。

図１に基づき、本発明の機能構成を説明する。１００は、本発明が適用された血圧測定装置である。１０１は生体情報検出手段であり、被検者の心拍数ｘを経時的な関数ｆ（ｔ）として検出する。被検者の生体情報を無拘束・無侵襲で検出できる生体情報検出手段に関しては、特許文献２に詳細に開示されているように、マットに設置された高感度の圧力センサとフィルタ手段による心拍数検出技術を利用することができる。

１０２は血圧演算手段であり、伝達関数値算出手段１０３及び乗算手段１０４よりなる。１０５は伝達関数格納手段であり、外部の伝達関数情報生成手段２００で決定される伝達関数情報を、スイッチ又はハンディターミナルを介して取得して保持している。

伝達関数格納手段１０５に保持される伝達関数は、心拍ｘ及び周囲温度ｙを変数とする最高血圧伝達関数Ｇ_Ｈ（ｘ，ｙ）及び心拍ｘ及び周囲温度ｙを変数とする最低血圧伝達関数Ｇ_Ｌ（ｘ，ｙ）である。１０６は周囲温度検出手段であり、被検者の周囲温度ｙを経時的な関数ｙ＝ｇ（ｔ）として検出する。

伝達関数値算出手段１０３は、生体情報検出手段１０１からの心拍数ｘ＝ｆ（ｔ）及び周囲温度検出手段からの周囲温度ｙ＝ｇ（ｔ）を、伝達関数格納手段１０５からの最高血圧伝達関数Ｇ_Ｈ（ｘ，ｙ），最低血圧伝達関数Ｇ_Ｌ（ｘ，ｙ）に代入し、最高血圧伝達関数値Ｇ_Ｈ（ｆ（ｔ），ｇ（ｔ））及び最低血圧伝達関数値Ｇ_Ｌ（ｆ（ｔ），ｇ（ｔ））を算出して乗算手段１０４に渡す。

乗算手段１０４は、これら最高血圧伝達関数値Ｇ_Ｈ（ｆ（ｔ），ｇ（ｔ））及び最低血圧伝達関値Ｇ_Ｌ（ｆ（ｔ），ｇ（ｔ））と、心拍数ｘ＝ｆ（ｔ）とを夫々乗算して、最高血圧値Ｐ_Ｈ及び最低血圧値Ｐ_Ｌを、
Ｐ_Ｈ＝Ｇ_Ｈ（ｆ（ｔ），ｇ（ｔ））・ｆ（ｔ） （６）
Ｐ_Ｌ＝Ｇ_Ｌ（ｆ（ｔ），ｇ（ｔ））・ｆ（ｔ） （７）
で算出する。

算出されたこれら最高血圧値Ｐ_Ｈ及び最低血圧値Ｐ_Ｌは、通信手段１０７により、ネットワーク３００を介して外部の監視局４００に伝送されると共に、内部の表示手段１０８により表示される。

図２は、本発明の他の実施形態を示す機能ブロック図である。この実施形態の特徴は、伝達関数情報が監視局４００に設けたデータベース４０１にあらかじめ保持されており、伝達関数格納手段１０５がこの情報を通信ネットワーク３００及び通信手段１０７を介して取得する点にある。データベース４０１に個人別情報を保持することにより、この情報を他の血圧測定装置が利用できるので、複数システムの構築コストを軽減することが可能となる。

図３は、伝達関数Ｇ_Ｈ（ｘ，ｙ）及びＧ_Ｌ（ｘ，ｙ）の一例を示す特性図である。実用的には、高次関数より導かれる近似関数又は折線関数で与えられ、心拍数ｘに対して単調増加する特性を有し、周囲温度ｙにより補正される。

図４は、本発明の更に他の実施形態を示す機能ブロック図である。この実施形態の特徴は、周囲温度による補正を省略して演算を簡素化したものであり、血圧の測定精度をあまり要求されない場合に採用できる。

図１との相違は、周囲温度検出手段１０６を具備しない点及び伝達関数がＧ_Ｈ（ｘ）及びＧ_Ｌ（ｘ）で与えられ、温度ｙに関するの変数がないことである。この結果、最高血圧伝達関数値Ｇ_Ｈ（ｆ（ｔ））及び最低血圧伝達関数値Ｇ_Ｌ（ｆ（ｔ））は、温度ｙに関する関数ｇ（ｔ）を変数として有しないので、最高血圧値Ｐ_Ｈ及び最低血圧値Ｐ_Ｌは、
Ｐ_Ｈ＝Ｇ_Ｈ（ｆ（ｔ））・ｆ（ｔ） （８）
Ｐ_Ｌ＝Ｇ_Ｌ（ｆ（ｔ））・ｆ（ｔ） （９）
で算出される。

図５は、伝達関数Ｇ_Ｈ（ｘ）及びＧ_Ｌ（ｘ）の一例を示す特性図である。図３の特性と同様に、実用的には高次関数より導かれる近似関数又は折線関数で与えられ、心拍数ｘに対して単調増加する特性を有するが、周囲温度ｙによる補正は行われない。

次に、伝達関数Ｇ（ｘ，ｙ）の理論的な算出手順につき説明する。図６は人間の血管系を近似した電気的直列回路である。人間の血管経路は、心臓左心室より大動脈（弾性血管）→動脈→細動脈（抵抗血管）→毛細血管→細静脈→静脈（容量血管）→大静脈→心臓右心房であるが、体内に無数の血管が並列にめぐらされていて、かつ分布定数系となっている。本発明では、これを抵抗Ｒ，キャパシタンスＣ，インダクタンスＬよりなる１つの直列回路として近似する。

図６は血管系を近似した電気回路図である。動脈圧を表す交流電圧Ｐに対して、血管を表す抵抗Ｒ，キャパシタンスＣ，インダクタンスＬの直列回路が接続されている。この直列回路を流れる電流をｑとした場合、（１０）式の関係が成立する。

抵抗Ｒは、（１１）式で求められる。

ここで、μ：粘性係数、ｌ：血管の長さ、ａ：血管の半径である。更に血管の半径ａは、
ａ＝ａ_０｛１＋ｋ（Ｔ−Ｔ_０）｝で表される。
ここで、ａ_０：常温での血管の半径、ｋ：温度係数、Ｔ：温度（°Ｋ）、Ｔ_０：常温（
°Ｋ）である。

キャパシタンスＣは、（１２）式で求められる。

ここで、Ｒ´：ガスコンスタント（気体定数）、Ｔ：温度（°Ｋ）、Ｖ：容量である。

インダクタンスＬは、（１３）式で求められる。

ここで、ρ：密度である。

総合インピーダンスをＺ、リアクタンス成分をＸとすると、Ｚは（１４）式で表される。

ここで、Ｘ＝ωＬ−１／（ｊωＣ）、ω＝２π×心拍数ｘとしたとき、（１４）式のインピーダンスＺの絶対値は、（１５）式で表され、これは全抹消血管抵抗に等しい。

従って、伝達関数Ｇ（ｘ，ｙ）は、（１５）式の全抹消血管抵抗と測定部位定数Ｋ_１及び一回拍出量定数Ｋ_２の積として（１６）式で表される。

インピーダンスＺに、（１１）式のＲ、（１２）式のＣ，（１３）式のＬを代入し、ω＝２πｘ、Ｔ＝ｙ、Ｔ_０＝ｙ_０で置換すると、（１６）式は、（１７）式で表される。

（１７）式におけるリアクタンス成分を無視すると、（１７）式は（１８）式に変形され、変数は温度ｙだけの関数となる。

ここで、周囲温度が常温（ｙ＝ｙ_０の場合）には、Ｇ（ｘ，ｙ）≒Ｋ（定数）となる。

伝達関数を決定する定数Ｋは、個人毎に異なる値となるので、適当な血圧測定手段による複数回の血圧測定値と心拍数測定値より統計的に計算し、個人別伝達関数情報として伝達関数生成手段２００又はデータベース４０１に保持する。

以上説明した実施形態では、心拍数を検出するための生体情報検出手段として特許文献２に開示されている無拘束・無侵襲の圧力センサを例示したが、これに限定されるものではなく、腕又は指に装着したセンサによる心拍数の測定データを無線手段により血圧演算手段に伝送する形態でもよい。

本発明を適用した血圧測定装置の一実施形態を示す機能ブロック図である。 本発明の他の実施形態を示す機能ブロック図である。 伝達関数Ｇ_Ｈ（ｘ，ｙ）及びＧ_Ｌ（ｘ，ｙ）の一例を示す特性図である。 本発明の更に他の実施形態を示す機能ブロック図である。 伝達関数情報Ｇ_Ｈ（ｘ）及びＧ_Ｌ（ｘ）の一例を示す特性図である。 血管系を近似した電気回路図である。 特許文献１開示された従来装置の構成を示す機能ブロック図である。

符号の説明

１００ 血圧測定装置
１０１ 生体情報検出手段
１０２ 血圧演算手段
１０３ 伝達関数値算出手段
１０４ 乗算手段
１０５ 伝達関数格納手段
１０６ 周囲温度検出手段
１０７ 通信手段
１０８ 表示手段
２００ 伝達関数情報生成手段
３００ 通信ネットワーク
４００ 監視局

Claims (7)

1. 被検者の心拍数を経時的な関数として検出する生体情報検出手段と、
   前記心拍数及びこれを変数とする伝達関数に基づき、経時的な血圧値を算出する血圧演算手段と、
   を備えたことを特徴とする血圧測定装置。
2. 前記血圧演算手段は、最高血圧伝達関数に基づき最高血圧値を、最低血圧伝達関数に基づき最低血圧値を算出することを特徴とする請求項１に記載の血圧測定装置。
3. 前記血圧値を仮想的な測定部位の血圧値としたとき、前記伝達関数は、測定部位定数と全抹消血管抵抗と一回拍出量定数との積で与えられることを特徴とする請求項１又は２に記載の血圧測定装置。
4. 前記伝達関数は、周囲温度と基準温度との温度差により補正されることを特徴とする請求項１乃至３のいずれかに記載の血圧測定装置。
5. 前記伝達関数は、高次関数より導かれる近似関数又は折線関数で与えられることを特徴とする請求項１乃至４のいずれかに記載の血圧測定装置。
6. 前記伝達関数は、外部若しくは通信手段により任意の時点で与えられ、変更可能とされたことを特徴とする請求項１乃至５のいずれかに記載の血圧測定装置。
7. 前記生体情報検出手段は、前記被検者の生体情報を無拘束・無侵襲で検出する圧力センサであることを特徴とする請求項１乃至６のいずれかに記載の血圧測定装置。
   
   

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