JP3910521B2 - 血圧測定装置 - Google Patents
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、人間の血圧を測定する方法の技術分野に属するものである。
【０００２】
【従来技術】
今日、血圧を測定する方法として、カフ（圧迫帯）を用いないで常時測定する方法が提唱されている。このものは、一対の心電位電極と、該心電位電極からの心電位信号を処理する心電位処理手段と、指尖光電脈波検出センサと、該脈波信号を処理する脈波処理手段と、該処理された脈波をさらに二次微分する二次微分処理手段と、これら処理された心電位信号、脈波信号、脈波の二次微分信号に基づいて血圧を演算する演算手段と、この演算結果を表示する表示手段とを備えて構成し、そして演算手段が、心電位波形と脈波波形とから脈波伝播時間、脈波インターバル、そして心拍数を求め、これに基づいて血圧を演算するようにしている（例えば、特許文献１参照。）。
【０００３】
また、人体の血液循環により生じる脈波を検出する脈波検出手段と、該検出された脈波信号から脈波伝播時間、脈波伝播速度の少なくとも一つを特徴量として演算する特徴量演算手段と、該演算された特徴量から血圧を演算する血圧演算手段とを備えて構成し、脈波を微分（一次微分）して脈波速度を演算し、さらにこれを微分（二次微分）して加速度脈波を演算し、ここから得られたデータを元に血圧を演算するようにしたものが提唱されている（例えば、特許文献２参照。）。
【０００４】
また、血液循環によって生じる脈波から実測した実血圧値と、脈波検出手段から検出された脈波のセンサ値とを、異なる複数の血圧状態でそれぞれ測定してこれを標準関数として算出し、以降は、脈波検出手段で検出されるセンサ値を標準関数に代入して血圧値を算出するようにしたことを特徴とする血圧測定方法及び、血液循環によって生じる脈波から実測した実血圧値、並びに脈波検出をする脈波検出手段からのセンサ値を、異なる複数の血圧状態でそれぞれ測定したものについて算出した標準関数を記憶する記憶手段と、脈波検出手段で検出したセンサ値を前記記憶される標準関数に代入して血圧値を算出する血圧算出手段とを備えて構成されることを特徴とする血圧測定装置を用いて、標準関数を予め求めておくことで、脈波を検出して血圧測定をするようなものもある（例えば、特許文献３参照。）。
【０００５】
【特許文献１】
特開平８−１４０９４８号公報 （第２−３頁）
【０００６】
【特許文献２】
特開平１０−２９５６５７号公報 （第２−３頁）
【０００７】
【特許文献３】
特開２００１−２７５９９８号広報 （第２−３頁）
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来例にしめすような電位波形と脈波波形とから脈波伝播時間、脈波インターバル、そして心拍数を求め、これに基づいて血圧を演算する方法では、脈波伝播時間は血管の硬さにより伝播速度が変わってしまい、また、脈波とは血液の容積脈波強度を測定しているだけであり、血圧をあらわすために必要な血流速度を測定できていない。これでは正確な血圧を測定することが出来ない。また、脈波伝播時間、脈波伝播速度の少なくとも一つを特徴量として演算する特徴量演算手段と、該演算された特徴量から血圧を演算する血圧演算手段とを備えて構成し、脈波を微分（一次微分）して脈波速度を演算し、さらにこれを微分（二次微分）して加速度脈波を演算して、ここから得られたデータを元に血圧を求める方法も、脈波伝播時間、脈波伝播速度ともに血管表面を進む脈波であり、血管の硬さの影響を大きく受けてしまう。また、脈波を一次微分、二次微分したとしても、元々脈波とは血液の容積脈波強度を測定しているだけであり、すなわち血管径変化だけを捕らえていて、血圧をあらわすために必要な血流速度を測定できていない。また、異なる複数の血圧状態でそれぞれ測定して標準関数を算出して、脈波だけを検出して標準関数を用いて血圧を測定する場合においても、結局、脈波は血液の容積脈波強度を測定しているだけであるため、血圧をあらわすために必要な血流速度を測定できていない。
【０００９】
従って、どの方法および装置においても、血圧の測定における測定時バラツキや人毎のバラツキが大きくなり正確な測定が困難である。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
本発明は、上記の課題を解決するために、容積脈波強度と血流速度成分を測定し、血圧を求める方法及び装置を考えた。血圧Ｖは血流量Ｑと血流抵抗Ｒの積により表される（式１）。
【００１１】
血圧Ｖ＝血流量Ｑ×血流抵抗Ｒ （式１）
このうち、血流量Ｑは２式に表すような動脈径ｄと血流速度ｖの積のかたちで表される。
【００１２】
血流量Ｑ＝（π×動脈径ｄ×動脈径ｄ×血流速度ｖ）／８ （式２）
また、血流抵抗Ｒは動脈の中を流れる血液の粘度と動脈の径の比によって決まり、動脈径ｄが大きいほど血流抵抗Ｒが小さくなるという関係が成り立つ（式３）。
【００１３】
血流抵抗Ｒ＝ρ×Ｃ／ｄ４ （式３）
ここで、ρは血液の粘度成分、Ｃは定数、ｄは動脈径である。これらの関係式を考慮して血圧を導き出そうとすると、脈波と呼ばれる容積脈波の強度変化は、実際には血液が脈動するときの動脈径の変化が容積変化として捕らえられているものであり、容積脈波を測定することにより動脈径ｄと相関した値を測定することができ、血管抵抗Ｒに相関する値を測定することが出来る。そして、動脈内の血流速度ｖを測定することにより血流量Ｑに相関する値も求めることができ、従って、血圧Ｖを測定することが出来る。
【００１４】
そこで、本発明では生体表面から生体内部の血液に波動を送受信して、生体内部の血液の流れを検出する血流速度センサと、血流速度センサを駆動させる駆動部１１と、血流速度センサからの信号の受信部１２と、駆動部１１と受信部１２とを制御し血流速度を求める処理プログラムを実行する信号演算部１３とを有し、
生体表面から生体内部の血液に光を送受信して、生体内部の血液の容積変化を検出する容積脈波センサと、容積脈波センサを駆動させる駆動部２１と、容積脈波センサからの信号の受信部２２と、駆動部２１と受信部２２とを制御し容積脈波強度を求める処理プログラムを実行する信号演算部２３とを有し、
信号演算部１３と信号演算部２３からの演算結果を用いて血圧を求める信号演算部３３を有する血圧測定装置を提供する。
【００１５】
また、生体表面から生体内部の血液に波動を送受信して、生体内部の血液の流れを検出する血流速度センサと、血流速度センサを駆動させる駆動部４１と、血流速度センサからの信号の受信部４２と、駆動部４１と受信部４２とを制御し血流速度を求める処理プログラムを実行する信号演算部４３と血流速度成分から強度スペクトルを分離し求める処理プログラムを実行する信号分離部４４とを有し、
信号演算部４３と信号分離部４４からの演算結果を用いて血圧を求める血圧信号演算部４５を有する血圧測定装置を提供する。
【００１６】
また、血流速度センサは、送信用素子と受信用素子から構成し、しかも送信用素子と受信用素子の対は複数対あり、送受信する波動の進行方向と血液の流れる方向とのなす角度が対ごとに異なる血圧測定装置を提供する。
【００１７】
また、前記対が2対である血圧測定装置を提供する。
【００１８】
また、血流速度センサは、圧電素子を用いて構成する血圧測定装置を提供する。
【００１９】
また、容積脈波センサは、光送信用素子と光受信用素子から構成し、光受信用素子が複数個ある血圧測定装置を提供する。
【００２０】
また、光送信用素子の波長がヘモグロビンへの吸収率が高い波長である血圧測定装置を提供する。
【００２１】
また、光送信用素子の光の波長が６６０ｎｍにピークを持つ血圧測定装置を提供する。
【００２２】
また、生体表面から生体内部の血液に波動を送受信して、生体内部の血液の流れを検出する血流速度センサと、血流速度センサの受信信号から血流速度を求める処理プログラムを実行する信号演算部１３を有し、
生体表面から生体内部の血液に光を送受信して、生体内部の血液の容積変化を検出する容積脈波センサと、容積脈波センサの受信信号から容積脈波強度を求める処理プログラムを実行する信号演算部２３を有し、
信号演算部１３では血液の流れに反射することによって生じる波動のドップラシフト周波数から血流速度ｖを求め、信号演算部２３では血液中のヘモグロビンに吸収される光の量から容積脈波強度を求め、容積脈波強度の変化は流れている動脈の径変化に相関することから動脈径ｄを求め、動脈径ｄと血流速度ｖから動脈の血流量Ｑを求め、動脈径ｄが血管抵抗Ｒに逆比例することから血管抵抗Ｒを求め、血流量Ｑと血管抵抗Ｒを用いて血圧Ｖを求める血圧測定方法を提供する。
【００２３】
また、生体表面から生体内部の血液に波動を送受信して、生体内部の血液の流れを検出する血流速度センサと、血流速度センサを駆動させる駆動部４１と、血流速度センサからの信号の受信部４２と、駆動部４１と受信部４２とを制御し血流速度を求める処理プログラムを実行する信号演算部４３と血流速度成分から強度スペクトルを分離し求める処理プログラムを実行する信号分離部４４とを有し、
信号演算部４３では血液の流れに反射することによって生じる波動のドップラシフト周波数から血流速度ｖを求め、信号分離部４４では前記ドップラシフト周波数の強度分布から血流速度の強度スペクトルＰを求め、血流速度の強度スペクトルＰは動脈を流れる血流の容積変化と比例することから容積脈波強度を求め、容積脈波強度の変化は流れている動脈の径変化に相関することから動脈径ｄを求め、動脈径ｄと血流速度ｖから動脈の血流量Ｑを求め、動脈径ｄが血管抵抗Ｒに反比例することから血管抵抗Ｒを求め、血流量Ｑと血管抵抗Ｒを用いて血圧Ｖを求める血圧測定方法を提供する。
【００２４】
また、動脈径ｄが脈動に応じて径変化しているときの最大径ｄｍａｘと、血流速度Ｖが脈動に応じて速度変化しているときの最大速度ｖｍａｘとから最大血流量Ｑｍａｘを求め、
最大径ｄｍａｘからもとめた血管抵抗Ｒｍｉｎと最大血流量Ｑｍａｘを用いて収縮期血圧のＶｍａｘを求める血圧測定方法を提供する。
【００２５】
また、動脈径ｄが脈動に応じて径変化しているときの最小径ｄｍｉｎと、血流速度Ｖが脈動に応じて速度変化しているときの最小速度ｖｍｉｎとから最小血流量Ｑｍｉｎを求め、
最小径ｄｍｉｎからもとめた血管抵抗Ｒｍａｘと最小血流量Ｑｍｉｎを用いて拡張期血圧のＶｍｉｎを求める血圧測定方法を提供する。
【００２６】
また、カフを用いる従来の血圧計を用いて収縮期実血圧Ｖｒｍａｘと拡張期実血圧Ｖｒｍｉｎを測定し、その測定と同時期に前記血流速度センサや前記容積脈波センサを用いて前記収縮期血圧Ｖｍａｘと拡張期血圧Ｖｍｉｎを求め、収縮期血圧Ｖｍａｘから収縮期実血圧Ｖｒｍａｘを計算する補正係数と、拡張期血圧Ｖｍｉｎから拡張期実血圧Ｖｒｍｉｎを計算する補正係数をそれぞれ求め、
カフを用いる血圧計を使用しないで、血流速度センサのみや血流速度センサと容積脈波センサのみを用いて測定したときには、収縮期血圧Ｖｍａｘと補正係数を用いて収縮期実血圧を求め、拡張期血圧Ｖｍｉｎと補正係数を用いて拡張期実血圧を算出する血圧測定方法を提供する。
【００２７】
また、カフを用いる従来の血圧計を用いて収縮期実血圧Ｖｒｍａｘと拡張期実血圧Ｖｒｍｉｎを測定し、その測定と同時期に血流速度センサや容積脈波センサを用いて収縮期血圧Ｖｍａｘと拡張期血圧Ｖｍｉｎを求め、収縮期血圧Ｖｍａｘから収縮期実血圧Ｖｒｍａｘを計算する補正係数と、収縮期血圧Ｖｍａｘと拡張期血圧Ｖｍｉｎの差（Ｖｍａｘ−Ｖｍｉｎ）から収縮期実血圧Ｖｒｍａｘと拡張期実血圧Ｖｒｍｉｎの差（Ｖｒｍａｘ−Ｖｒｍｉｎ）を計算する補正係数を求め、
カフを用いる血圧計を使用しないで、血流速度センサや血流速度センサと容積脈波センサのみを用いて測定したときには、
収縮期血圧Ｖｍａｘと補正係数を用いて収縮期実血圧を求め、収縮期血圧Ｖｍａｘと拡張期血圧Ｖｍｉｎの差と補正係数を用いて拡張期実血圧を算出する血圧測定方法を提供する。
【００２８】
【発明の実施の形態】
次に、本発明の実施の形態について、図面に基づいて説明する。図１は本発明の血圧測定手段をあらわす回路ブロック図である。本発明の血圧測定原理は血流速度ｖと容積脈波強度を用いて血流量Ｑに相関する値を導き出し、容積脈波強度から血流抵抗に相関する値を導き出し、血流量Ｑと血流抵抗Ｒの積から血圧Ｖに相関する値を導き出すものである。そこで、血流速度と容積脈波強度を求めるために図1に示すようなセンサと回路構成を用いる。血流速度センサ及びその回路ブロックについて説明する（図１及び図２参照）。血流速度は超音波を利用して測定する。先ず、生体４の表面である皮膚面から超音波の波動を駆動部１１から血流速度センサ１０を駆動して送信する。そして動脈５を流れる血液より反射してくる超音波を血流速度センサ１０を通して受信部１２で受信する。この受信信号には血流速度が送信波動のドップラシフト信号となって存在する。そこで、駆動部１１の基本波動と受信部１２の受信波動をミキシングして信号演算部１３で検波を行うことによりドップラシフト周波数成分のみを抽出する。さらに、信号演算部１３ではこのドップラ周波数成分Δｆと、波動と動脈５のなす角 θより４式を用いて血流速度を求める。
【００２９】
ｖ＝ε・Δｆ／（２ｆ・cosθ） (式４)
ここで、εは生体内の音速、ｆは入力した波動の周波数、ｖは血流速度、θは動脈と波動のなす角である。前記の方法で４式を用いて血流速度を求めるためには、動脈と波動のなす角θが既知である必要がある。しかしながら、動脈の位置が正確に把握できている場合は少ないので、図２に示すような複数個の血流速度センサを用いてθが未知な場合についても血流速度が求められるように、２個の血流速度センサを用いて測定する血流の流れる方向に対して角度θと角度θ−αの２つの超音波波動が送受信できるセンサを作製した。すなわち、生体表面から内部に波動を送受信する血流速度センサ１０は１対となる。血流速度センサがそれぞれ受信するドップラシフト信号Δf0及びΔf1、そして２個の血流速度センサのなす角をαとすると５式を用いてθを求めることができる。
【００３０】
θ=tan-1(Δf1/Δf0−cosα)/sinα （式５）
そして、ここで求めたθとΔｆ0をΔｆ＝Δｆ0として４式に代入することにより、血流速度ｖを求めることができる。また、ここで、血流速度センサを２個以上にし、θを数多く算出して平均をとる方法を用いても、θの測定精度が上がるのでさらに良い。
【００３１】
次に、容積脈波強度の測定するための容積脈波センサ及びその回路ブロックについて説明する（図1と図３参照）。容積脈波強度は光を利用して測定する。先ず、生体４の皮膚面から光の駆動部２１から光送信用素子２０１を駆動して光を送信する。そして生体内部を伝わる光は生体組織や動脈５を流れる血液により吸収され、反射してきた光が光受信用素子２０２を通して受信部２２に入る。この受信信号には血液によって吸収された成分と生体組織によって吸収された信号が混在する。そこで、受信部２２から得られた信号を信号演算部２３では血液成分によって吸収された量を抽出し、その吸収量変化が血液量変化と比例することから血液の容積脈波強度を算出している。演算方法について図３を用いて説明する。光送信用素子は血液に大きく吸収されるように、血液中のもっもと多くの成分であるヘモグロビンに吸収率の大きい波長にピークを持つ光を生体内部の動脈血に向けて照射する。今回の実施の形態では６６０ｎｍにピークを持つＬＥＤを用いた。そして、入射した光は生体組織を通過し動脈内に進入する。そして、血液中のヘモグロビンに大きく吸収され、そのうちの反射波が光受信用素子２０２に到達する。ここで、血液の吸収成分だけを捕らえるために光源の同心円状に数ｍｍずらして２個の光受信用素子２０２を設置する。このときの生体組織の吸収係数μ0、ヘモグロビンの吸収係数μ1とすると、数ｍｍずらして置いた２個の光受信用素子２０２のに到達するまでの吸収量の総和は、６式と７式で表される。
【００３２】
(入射航路L1＋反射航路L5)×μ0＋(入射航路L2＋反射航路L4)×μ1 （式６）
(入射航路L1＋反射航路L7)×μ0＋(入射航路L2＋入射航路L3＋反射航路L6)×μ1（式７）
ここでL1〜L7は光路長である。そして、２個の光受信用素子２０２はほぼ同じ場所に位置するため、反射航路L5と反射航路L7はほとんど同じ長さであると考えられる。そこで、L7=L5とおいて７式を書き直すと８式となる。
(入射航路L1＋反射航路L5)×μ0＋(入射航路L2＋入射航路L3＋反射航路L6)×μ1（式８）
今、光の信号の中のヘモグロビンに吸収された量だけが必要で、生体組織に吸収された強度は測定誤差となる。測定誤差を無くすには生体組織の吸収係数μ0の項を消去すればよい。それは６式から８式を引くことにより実現できる。
(入射航路L2＋反射航路L4)×μ1−(入射航路L2＋入射航路L3＋反射航路L6)×μ1（式９）
これを変形して、
(反射航路L4−入射航路L3−反射航路L6)×μ1 （式１０）
この１０式は純粋に血液中のヘモグロビンによって吸収された量だけを表す式となっている。すなわち、容積脈波強度は１０式で表される。
【００３３】
また、容積脈波強度の測定精度を上げていくためには、光源を複数用意してそれぞれの光源に対して前記方法を用い、それらの結果を平均していくことにより精度を上げていくことができる。
【００３４】
信号演算部１３からの血流速度信号と信号演算部２３からの容積脈波強度信号が血圧信号演算部３３に入力される。血圧信号演算部３３ではこれらの信号から血圧信号を演算する。演算の方法を下記に示す。図４は動脈内部を血液が血流となって流れる様子のモデル図である。動脈内では脈拍に応じて動脈径が拡大と収縮を繰り返している。動脈径ｄの拡大が生じるとその部分の容積が増加する。そして動脈径ｄが収縮するとその部分の容積が減少する。すなわち、前記容積脈波強度は動脈径ｄの変化を見ていることになる。そこで、血圧信号演算部３３では容積脈波強度を動脈径ｄに置き換えて処理が行われる。血圧は１式に２式と３式を代入した１１式より求められる。
【００３５】
血圧Ｖ＝Ｃ・ρ・π／８×ｖ／ｄ２ （式１１）
動脈径ｄと血流速度ｖを１１式に代入することにより血圧Ｖを算出する。ここで、Ｃ・ρ・π／８は定数となり、カフを用いて測定した血圧に対する係数項となる。この係数項は実際にカフを用いた従来の方法で血圧を実測して求めることができる。
【００３６】
次に、もう一つの血圧測定手段を図面に基づいて説明する。図５は本発明の血圧測定手段をあらわすブロック図である。本発明のもう一つ血圧測定原理は血流速度ｖだけを用いて血流量Ｑに相関する値と血流抵抗に相関する値を導き出し、血流量Ｑと血流抵抗Ｒの積から血圧Ｖに相関する値を導き出すものである。そこで、血流速度から血圧を求めるために図５に示すようなセンサと回路構成を用いる。血流速度は超音波を利用して測定する。これは前記したドップラ周波数から求める方法と同じである。先ず、生体４の皮膚面から超音波の波動を駆動部４１から血流速度センサ１０を駆動して送信する。そして動脈５を流れる血液より反射してくる超音波を血流速度センサ１０を通して受信部４２で受信する。この受信信号には血流速度が送信波動のドップラシフト信号となって存在する。そこで、駆動部４１の基本波動と受信部４２の受信波動をミキシングして信号演算部４３で検波を行うことによりドップラシフト周波数成分のみを抽出する。さらに、信号演算部４３ではこのドップラ周波数成分Δｆと５式を用いて血流速度を求める。このようにして求めた血流速度信号は直接血圧信号演算部４５に入力される。
【００３７】
また信号演算部４３ではドップラシフト波形を信号分離部４４に送信する。ドップラシフト波形とは、もともとドップラシフト周波数はいろいろな成分を持っている。すなわち、この周波数成分の中には大小さまざまな速度成分が含まれていることになる（図６）。そこで信号分離部４４ではこのドップラ周波数成分から大小さまざまな速度成分を代表する速度成分として、血流速度成分を高速フーリエ変換することにより血流速度の強度スペクトルＰを求める。図６に動脈中の血流速度成分が分布するモデル図を示す。動脈内では脈拍に応じて血流速度が変化すると同時に血流速度成分量も変化し、強度スペクトルＰも変化する。血流速度の強度スペクトルＰが増加するということは、血流速度成分が増えているということであり、血流速度成分が増えるということは図６にも示すように、動脈の容積が増加していることになる。即ち、血流速度の強度スペクトルＰとは動脈の容積に比例するものと考えることができ、つまり容積脈波強度に比例する信号と考えることができる。そこで、信号分離部４４では血流速度の強度スペクトルＰを求めることにより、ドップラシフト波形から容積脈波強度に比例する信号を分離する。そしてその信号を血圧信号演算部４５に送信する。
【００３８】
信号演算部４３からの血流速度信号と信号分離部４４からの容積脈波強度に比例する信号が血圧信号演算部４５に入力される。血圧信号演算部４５ではこれらの信号から血圧信号を演算する。演算の方法は前記の方法と同様である。容積脈波強度の比例する信号は動脈径ｄの変化に相関する。そこで、血圧信号演算部４５では容積脈波強度の比例する信号を動脈径ｄに置き換えて処理が行われる。動脈径ｄと血流速度ｖを１１式に代入することにより血圧Ｖを算出する。ここで、Ｃ・ρ・π／８は定数となり、カフを用いて測定した血圧に対する係数項となる。この係数項も実際にカフを用いた従来の方法で血圧を実測して求めることができる。
【００３９】
（実施の形態１）
実施の形態１では血流速度センサ１と容積脈波センサ２を手首に装着してとう骨動脈５１の血流を測定し、血圧を求めた。図７に説明図を示す。手首の内側のとう骨動脈５１に対して超音波、及び光を照射できるような位置に血流速度センサ１と容積脈波センサ２を取り付ける。血流速度センサ１は前記したようにとう骨動脈５１中を流れる血流に対して超音波を送受信し、信号演算部１３により血流速度を求める。このとき、超音波の送受信部にはＰＺＴからなる圧電素子を用いた。圧電素子のサイズは0.5×8ｍｍで厚さ0.2ｍｍのものをそれぞれ送信用と受信用に合計４個搭載した。また、超音波の送信周波数は９．６ＭＨｚを用いた。ドップラシフト周波数は最高で４Ｋ〜５ＫＨｚあり、血流速度は最高で１．０〜１．５m/s程度であった。容積脈波センサ２は光送信用素子２０１として１つのLEDと光受信用素子２０２として２つのフォトダイオードを用いた。光送信用素子２０１は660nmにピークを持つ光を出すものを採用した。これはヘモグロビンの吸収係数が660nm付近で高くなるためである。そして、光送信用素子２０１と光受信用素子２０２の間を５ｍｍ離して配置し、２つの光受信素子２０２間は２ｍｍ間隔をあけて配置した。光の駆動部２１は光送信用素子２０１に10ms周期で5ms幅のパルスで2.5Vの電圧を加え発光させている。受信部２２ではフォトダイオードの微小電流変化を１０００倍の電圧変化になるように変換し、その後さらにアンプで3〜5倍に増幅している。これで十分な感度で受信部２２では信号を受信できている。
【００４０】
この装置を用いて実際に血圧測定を行った。図８に血流速度を測定した一例を示す。血流速度は脈拍に応じて変化し、心臓の収縮期では流速が速くなりピークを示し、拡張期では速度が遅くなりほぼ０となる。図９に容積脈波強度の一例を示す。図８に示した血流速度変化に対応した容積脈波強度変化である。血流速度と同様に脈拍に応じて強度が変化している。この容積脈波強度が動脈径ｄの変化を表すものとして測定を行った。実施の形態１では手首に半日装着して３０分毎に１５秒間血流速度と容積脈波強度を測定し下記の方法で血圧を算出した。また、確認のために、カフを用いる従来の血圧計も装着し同時に測定を行っている。血圧をあらわす場合、一般に心臓の収縮期血圧と拡張期血圧を指標としてあらわしている。そこで本発明においても、収縮期血圧と拡張期血圧を血圧の指標値として算出した。
【００４１】
先ず、動脈径ｄの最大値ｄｍａｘと血流速度ｖの最大値ｖｍａｘから、２式を用いて最大血流量Ｑｍａｘを計算した。次にｄｍａｘから、３式を用いて血管抵抗Ｒｍｉｎを計算した。そして、１式を用いて最大血流量Ｑｍａｘと血管抵抗Ｒｍｉｎを掛け合わすことにより収縮期血圧のＶｍａｘを求めた。また、動脈径ｄの最小値ｄｍｉｎと血流速度ｖの最小値ｖｍｉｎから、２式を用いて最小血流量Ｑｍｉｎを計算した。次にｄｍｉｎから、３式を用いて血管抵抗Ｒｍａｘを計算した。そして、１式を用いて最小血流量Ｑｍｉｎと血管抵抗Ｒｍａｘを掛け合わすことにより拡張期血圧のＶｍｉｎを求めた。次に、カフを用いた従来の血圧計により測定した収縮期実血圧Ｖｒｍａｘと拡張期実血圧Ｖｒｍｉｎを用いて、係数項に当たる補正係数を求めた。求め方は最小二乗近似を用いて最も誤差が小さくなるようにして求めている。例えば、カフを用いる従来の血圧計と同時に測定した本発明の収縮期血圧をＶｍａｘ、拡張期血圧をＶｍｉｎとし、１２、１３式を作成する。
【００４２】
Ｖｒｍａｘ＝Ａ1＋Ａ２×Ｖｍａｘ （式１２）
Ｖｒｍｉｎ＝Ａ３＋Ａ４×Ｖｍｉｎ （式１３）
ここで、Ａ１、Ａ２、Ａ３、Ａ４が補正係数である。この２つの式により求めた補正係数を１４、１５式に代入することで収縮期血圧と拡張期血圧を導出する。
【００４３】
収縮期血圧＝Ａ１＋Ａ２×Ｖｍａｘ （式１４）
拡張期血圧＝Ａ３＋Ａ４×Ｖｍｉｎ （式１５）
そして、この装置を手首につけて半日間データを取り、精度の確認を行った。このようにして求めた収縮期血圧について、例えばカフ実測値116mmHgに対して本発明114.9mmHg、カフ実測値129mmHgに対して本発明130.28mHgと近い値を示し、結果的には相関係数R2=0.8と良好な結果を示した。
【００４４】
次に、もう一つの異なる方法を用いて拡張期血圧を求める方法を説明する。前記の方法で用いた補正係数Ａ１、Ａ２はそのまま用いる。次にカフによる測定値の収縮期実血圧Ｖｒｍａｘと拡張期実血圧Ｖｒｍｉｎの差を求める。そして１６式を用いて補正係数を最小二乗法により求める。
Ｖｒｍａｘ−Ｖｒｍｉｎ＝Ｂ１＋Ｂ２×（Ｖｍａｘ−Ｖｍｉｎ） （式１６）
ここで、Ｂ１、Ｂ２が補正係数である。そしてこの式により求めた補正係数を用いて拡張期血圧を求める式を１７式に示す。
【００４５】
拡張期血圧＝Ａ１＋Ａ２×Ｖｍａｘ−Ｂ１＋Ｂ２×（Ｖｍａｘ−Ｖｍｉｎ） （式１７）
前記の補正方法との違いは、拡張期血圧を求めるときに計測により求めたＶｍｉｎを用いずに、ＶｍａｘとＶｍｉｎの差を用いて補正係数を計算しているところである。この方法を用いたほうが収縮期血圧と拡張期血圧の差分を近似できるので補正精度が上がる。前記方法と同様に半日間の血圧変化を測定し、精度の確認を行っ結果、カフによる実測値と本方法による血圧測定値の相関は相関係数R2=0.85と良好な結果を示した。
【００４６】
（実施の形態２）
実施の形態２では血流速度センサ１を手首に装着してとう骨動脈５１の血流を測定し、血圧を求めた例を示す。図１０に説明図を示す。手首の内側のとう骨動脈５１に対して超音波を照射できる位置に血流速度センサ１を取り付ける。血流速度センサ１は前記したようにとう骨動脈５１中を流れる血流に対して超音波を送受信し、信号演算部４３により血流速度を求める。このときの超音波の送信周波数は９．６ＭＨｚを用いた。ドップラシフト周波数は最高で４Ｋ〜５ＫＨｚあり、血流速度は最高で１．０〜１．５m/s程度であった。血流速度センサ１としては実施の形態１に使用したものと同様の圧電素子を用いたセンサであるため、測定される血流速度は図８に示す例と同様のものである。信号の変化の様子も同様で、脈拍に応じて変化し、心臓の収縮期では流速が速くなりピークを示し、拡張期では速度が遅くなりほぼ０となる。
【００４７】
次に血流速度センサ１の信号より容積脈波強度に比例する信号を分離する処理を行う。受信部４２では血流速度センサの信号を２０ＫＨｚの信号でサンプリングを行っている。このサンプリング信号に対して、２５．６ｍｓ分のデータ(５１２個）を高速フーリエ変換(FFT)を行う。このとき計算されたパワースペクトルが２５．６ｍｓ間に流れるそれぞれの速度成分ということになる。そこで、このパワースペクトルの和をとって、それを強度スペクトルＰとした。この強度スペクトルＰを２５．６ｍｓ間隔でプロットすると、脈拍波形に同期した波形が得られ、しかも容積変化に対応する信号波形が得られていた。
【００４８】
そこで、強度スペクトルＰを容積脈波強度に比例する信号として、動脈径ｄの変化に置き換えて血圧の測定を行った。本実施の形態では血流速度センサを手首に半日装着して３０分毎に１５秒間血流速度と強度スペクトルＰを測定し血圧を算出した。また、実施の形態１と同様に確認のために、カフを用いる従来の血圧計も装着し同時に測定を行っている。そして、収縮期血圧と拡張期血圧を血圧の指標値として算出し相関関係を比較した。
【００４９】
算出方法は実施の形態１と同じである。最初にカフを用いて測定した実測値の収縮期血圧Ｖｒｍａｘと拡張期血圧Ｖｒｍｉｎを用いて補正係数Ａ1〜Ａ４を求めた。そして、３０分毎に半日間測定して、カフを用いた従来の血圧計により求めた収縮期血圧と拡張期血圧と本発明により求めた血圧値との相関係数を求めた。その結果、相関係数R2=0.78とたいへん良好な結果を示した。このことから、血流速度センサ１だけで測定しても十分血圧が測定できることがわかった。
【００５０】
次に、実施の形態１にも示したもう一つの異なる方法を用いて拡張期血圧を求める。前記の方法で用いた補正係数Ａ１、Ａ２はそのまま用いて、カフによる測定値の収縮期実血圧Ｖｒｍａｘと拡張期血圧Ｖｒｍｉｎの差を求め、１６式を用いて補正係数Ｂ１、Ｂ２を求める。そして１７式を用いて拡張期血圧を求めた。この方法を用いて、前記方法と同様に半日間の血圧変化を測定し、精度の確認を行っ結果、カフによる実測値と本方法による血圧測定値の相関は相関係数R2=0.83と良好な結果を示した。先程と同様に、この方法においても、血流速度センサ１だけで測定しても十分血圧が測定できることがわかった。
【００５１】
また、今回の実施の形態では、血流速度センサ１及び容積脈波センサ２をとう骨動脈５１を狙って手首に装着しているが、生体のどの動脈を狙って測定しても良い。カフを用いた血圧計により補正することにより、正確な血圧を求めることができる。また、今回は血流速度センサを１対用いているが、複数個用いても測定精度が上がるので多いほうが良い。また、容積脈波センサも光送信素子１個と光受信素子２個用いているが、素子数を増やすと測定精度が上がっていくので多いほうが良い。
【００５２】
【発明の効果】
以上のように、本発明の血圧測定装置及び血圧測定法によれば、最初にカフを用いて測定した血圧値によって補正係数を求めておくだけで、その後はカフを使用すること無く精度良く血圧を測定することができ、常時装着可能な血圧測定装置の提供ができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態１の回路ブロック図である。
【図２】血流速度センサの説明図である。
【図３】容積脈波センサの説明図である。
【図４】動脈内部の血流容積と径変化モデル図である。
【図５】本発明の実施の形態２の回路ブロック図である。
【図６】動脈内部の血流速度成分分布と径変化モデル図である。
【図７】本発明の実施の形態１の各センサの装着説明断面図である。
【図８】血流速度センサが検出した血流速度変化グラフである。
【図９】容積脈波センサが検出した容積脈波強度変化グラフである。
【図１０】本発明の実施の形態２の血流速度センサの装着説明断面図である。
【符号の説明】
1 血流速度センサ部
10 血流速度センサ
2 容積脈波センサ部
201 光送信用素子
202 光受信用素子
11 血流速度センサ駆動部
12 血流速度センサ受信部
13 信号演算部
21 容積脈波センサ駆動部
22 容積脈波センサ受信部
23 信号演算部
33 血圧信号演算部
41 血流速度センサ駆動部
42 血流速度センサ受信部
43 信号演算部
44 信号分離部
45 血圧信号演算部
4 生体
5 動脈
51 とう骨動脈
【発明の属する技術分野】
本発明は、人間の血圧を測定する方法の技術分野に属するものである。
【０００２】
【従来技術】
今日、血圧を測定する方法として、カフ（圧迫帯）を用いないで常時測定する方法が提唱されている。このものは、一対の心電位電極と、該心電位電極からの心電位信号を処理する心電位処理手段と、指尖光電脈波検出センサと、該脈波信号を処理する脈波処理手段と、該処理された脈波をさらに二次微分する二次微分処理手段と、これら処理された心電位信号、脈波信号、脈波の二次微分信号に基づいて血圧を演算する演算手段と、この演算結果を表示する表示手段とを備えて構成し、そして演算手段が、心電位波形と脈波波形とから脈波伝播時間、脈波インターバル、そして心拍数を求め、これに基づいて血圧を演算するようにしている（例えば、特許文献１参照。）。
【０００３】
また、人体の血液循環により生じる脈波を検出する脈波検出手段と、該検出された脈波信号から脈波伝播時間、脈波伝播速度の少なくとも一つを特徴量として演算する特徴量演算手段と、該演算された特徴量から血圧を演算する血圧演算手段とを備えて構成し、脈波を微分（一次微分）して脈波速度を演算し、さらにこれを微分（二次微分）して加速度脈波を演算し、ここから得られたデータを元に血圧を演算するようにしたものが提唱されている（例えば、特許文献２参照。）。
【０００４】
また、血液循環によって生じる脈波から実測した実血圧値と、脈波検出手段から検出された脈波のセンサ値とを、異なる複数の血圧状態でそれぞれ測定してこれを標準関数として算出し、以降は、脈波検出手段で検出されるセンサ値を標準関数に代入して血圧値を算出するようにしたことを特徴とする血圧測定方法及び、血液循環によって生じる脈波から実測した実血圧値、並びに脈波検出をする脈波検出手段からのセンサ値を、異なる複数の血圧状態でそれぞれ測定したものについて算出した標準関数を記憶する記憶手段と、脈波検出手段で検出したセンサ値を前記記憶される標準関数に代入して血圧値を算出する血圧算出手段とを備えて構成されることを特徴とする血圧測定装置を用いて、標準関数を予め求めておくことで、脈波を検出して血圧測定をするようなものもある（例えば、特許文献３参照。）。
【０００５】
【特許文献１】
特開平８−１４０９４８号公報 （第２−３頁）
【０００６】
【特許文献２】
特開平１０−２９５６５７号公報 （第２−３頁）
【０００７】
【特許文献３】
特開２００１−２７５９９８号広報 （第２−３頁）
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来例にしめすような電位波形と脈波波形とから脈波伝播時間、脈波インターバル、そして心拍数を求め、これに基づいて血圧を演算する方法では、脈波伝播時間は血管の硬さにより伝播速度が変わってしまい、また、脈波とは血液の容積脈波強度を測定しているだけであり、血圧をあらわすために必要な血流速度を測定できていない。これでは正確な血圧を測定することが出来ない。また、脈波伝播時間、脈波伝播速度の少なくとも一つを特徴量として演算する特徴量演算手段と、該演算された特徴量から血圧を演算する血圧演算手段とを備えて構成し、脈波を微分（一次微分）して脈波速度を演算し、さらにこれを微分（二次微分）して加速度脈波を演算して、ここから得られたデータを元に血圧を求める方法も、脈波伝播時間、脈波伝播速度ともに血管表面を進む脈波であり、血管の硬さの影響を大きく受けてしまう。また、脈波を一次微分、二次微分したとしても、元々脈波とは血液の容積脈波強度を測定しているだけであり、すなわち血管径変化だけを捕らえていて、血圧をあらわすために必要な血流速度を測定できていない。また、異なる複数の血圧状態でそれぞれ測定して標準関数を算出して、脈波だけを検出して標準関数を用いて血圧を測定する場合においても、結局、脈波は血液の容積脈波強度を測定しているだけであるため、血圧をあらわすために必要な血流速度を測定できていない。
【０００９】
従って、どの方法および装置においても、血圧の測定における測定時バラツキや人毎のバラツキが大きくなり正確な測定が困難である。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
本発明は、上記の課題を解決するために、容積脈波強度と血流速度成分を測定し、血圧を求める方法及び装置を考えた。血圧Ｖは血流量Ｑと血流抵抗Ｒの積により表される（式１）。
【００１１】
血圧Ｖ＝血流量Ｑ×血流抵抗Ｒ （式１）
このうち、血流量Ｑは２式に表すような動脈径ｄと血流速度ｖの積のかたちで表される。
【００１２】
血流量Ｑ＝（π×動脈径ｄ×動脈径ｄ×血流速度ｖ）／８ （式２）
また、血流抵抗Ｒは動脈の中を流れる血液の粘度と動脈の径の比によって決まり、動脈径ｄが大きいほど血流抵抗Ｒが小さくなるという関係が成り立つ（式３）。
【００１３】
血流抵抗Ｒ＝ρ×Ｃ／ｄ４ （式３）
ここで、ρは血液の粘度成分、Ｃは定数、ｄは動脈径である。これらの関係式を考慮して血圧を導き出そうとすると、脈波と呼ばれる容積脈波の強度変化は、実際には血液が脈動するときの動脈径の変化が容積変化として捕らえられているものであり、容積脈波を測定することにより動脈径ｄと相関した値を測定することができ、血管抵抗Ｒに相関する値を測定することが出来る。そして、動脈内の血流速度ｖを測定することにより血流量Ｑに相関する値も求めることができ、従って、血圧Ｖを測定することが出来る。
【００１４】
そこで、本発明では生体表面から生体内部の血液に波動を送受信して、生体内部の血液の流れを検出する血流速度センサと、血流速度センサを駆動させる駆動部１１と、血流速度センサからの信号の受信部１２と、駆動部１１と受信部１２とを制御し血流速度を求める処理プログラムを実行する信号演算部１３とを有し、
生体表面から生体内部の血液に光を送受信して、生体内部の血液の容積変化を検出する容積脈波センサと、容積脈波センサを駆動させる駆動部２１と、容積脈波センサからの信号の受信部２２と、駆動部２１と受信部２２とを制御し容積脈波強度を求める処理プログラムを実行する信号演算部２３とを有し、
信号演算部１３と信号演算部２３からの演算結果を用いて血圧を求める信号演算部３３を有する血圧測定装置を提供する。
【００１５】
また、生体表面から生体内部の血液に波動を送受信して、生体内部の血液の流れを検出する血流速度センサと、血流速度センサを駆動させる駆動部４１と、血流速度センサからの信号の受信部４２と、駆動部４１と受信部４２とを制御し血流速度を求める処理プログラムを実行する信号演算部４３と血流速度成分から強度スペクトルを分離し求める処理プログラムを実行する信号分離部４４とを有し、
信号演算部４３と信号分離部４４からの演算結果を用いて血圧を求める血圧信号演算部４５を有する血圧測定装置を提供する。
【００１６】
また、血流速度センサは、送信用素子と受信用素子から構成し、しかも送信用素子と受信用素子の対は複数対あり、送受信する波動の進行方向と血液の流れる方向とのなす角度が対ごとに異なる血圧測定装置を提供する。
【００１７】
また、前記対が2対である血圧測定装置を提供する。
【００１８】
また、血流速度センサは、圧電素子を用いて構成する血圧測定装置を提供する。
【００１９】
また、容積脈波センサは、光送信用素子と光受信用素子から構成し、光受信用素子が複数個ある血圧測定装置を提供する。
【００２０】
また、光送信用素子の波長がヘモグロビンへの吸収率が高い波長である血圧測定装置を提供する。
【００２１】
また、光送信用素子の光の波長が６６０ｎｍにピークを持つ血圧測定装置を提供する。
【００２２】
また、生体表面から生体内部の血液に波動を送受信して、生体内部の血液の流れを検出する血流速度センサと、血流速度センサの受信信号から血流速度を求める処理プログラムを実行する信号演算部１３を有し、
生体表面から生体内部の血液に光を送受信して、生体内部の血液の容積変化を検出する容積脈波センサと、容積脈波センサの受信信号から容積脈波強度を求める処理プログラムを実行する信号演算部２３を有し、
信号演算部１３では血液の流れに反射することによって生じる波動のドップラシフト周波数から血流速度ｖを求め、信号演算部２３では血液中のヘモグロビンに吸収される光の量から容積脈波強度を求め、容積脈波強度の変化は流れている動脈の径変化に相関することから動脈径ｄを求め、動脈径ｄと血流速度ｖから動脈の血流量Ｑを求め、動脈径ｄが血管抵抗Ｒに逆比例することから血管抵抗Ｒを求め、血流量Ｑと血管抵抗Ｒを用いて血圧Ｖを求める血圧測定方法を提供する。
【００２３】
また、生体表面から生体内部の血液に波動を送受信して、生体内部の血液の流れを検出する血流速度センサと、血流速度センサを駆動させる駆動部４１と、血流速度センサからの信号の受信部４２と、駆動部４１と受信部４２とを制御し血流速度を求める処理プログラムを実行する信号演算部４３と血流速度成分から強度スペクトルを分離し求める処理プログラムを実行する信号分離部４４とを有し、
信号演算部４３では血液の流れに反射することによって生じる波動のドップラシフト周波数から血流速度ｖを求め、信号分離部４４では前記ドップラシフト周波数の強度分布から血流速度の強度スペクトルＰを求め、血流速度の強度スペクトルＰは動脈を流れる血流の容積変化と比例することから容積脈波強度を求め、容積脈波強度の変化は流れている動脈の径変化に相関することから動脈径ｄを求め、動脈径ｄと血流速度ｖから動脈の血流量Ｑを求め、動脈径ｄが血管抵抗Ｒに反比例することから血管抵抗Ｒを求め、血流量Ｑと血管抵抗Ｒを用いて血圧Ｖを求める血圧測定方法を提供する。
【００２４】
また、動脈径ｄが脈動に応じて径変化しているときの最大径ｄｍａｘと、血流速度Ｖが脈動に応じて速度変化しているときの最大速度ｖｍａｘとから最大血流量Ｑｍａｘを求め、
最大径ｄｍａｘからもとめた血管抵抗Ｒｍｉｎと最大血流量Ｑｍａｘを用いて収縮期血圧のＶｍａｘを求める血圧測定方法を提供する。
【００２５】
また、動脈径ｄが脈動に応じて径変化しているときの最小径ｄｍｉｎと、血流速度Ｖが脈動に応じて速度変化しているときの最小速度ｖｍｉｎとから最小血流量Ｑｍｉｎを求め、
最小径ｄｍｉｎからもとめた血管抵抗Ｒｍａｘと最小血流量Ｑｍｉｎを用いて拡張期血圧のＶｍｉｎを求める血圧測定方法を提供する。
【００２６】
また、カフを用いる従来の血圧計を用いて収縮期実血圧Ｖｒｍａｘと拡張期実血圧Ｖｒｍｉｎを測定し、その測定と同時期に前記血流速度センサや前記容積脈波センサを用いて前記収縮期血圧Ｖｍａｘと拡張期血圧Ｖｍｉｎを求め、収縮期血圧Ｖｍａｘから収縮期実血圧Ｖｒｍａｘを計算する補正係数と、拡張期血圧Ｖｍｉｎから拡張期実血圧Ｖｒｍｉｎを計算する補正係数をそれぞれ求め、
カフを用いる血圧計を使用しないで、血流速度センサのみや血流速度センサと容積脈波センサのみを用いて測定したときには、収縮期血圧Ｖｍａｘと補正係数を用いて収縮期実血圧を求め、拡張期血圧Ｖｍｉｎと補正係数を用いて拡張期実血圧を算出する血圧測定方法を提供する。
【００２７】
また、カフを用いる従来の血圧計を用いて収縮期実血圧Ｖｒｍａｘと拡張期実血圧Ｖｒｍｉｎを測定し、その測定と同時期に血流速度センサや容積脈波センサを用いて収縮期血圧Ｖｍａｘと拡張期血圧Ｖｍｉｎを求め、収縮期血圧Ｖｍａｘから収縮期実血圧Ｖｒｍａｘを計算する補正係数と、収縮期血圧Ｖｍａｘと拡張期血圧Ｖｍｉｎの差（Ｖｍａｘ−Ｖｍｉｎ）から収縮期実血圧Ｖｒｍａｘと拡張期実血圧Ｖｒｍｉｎの差（Ｖｒｍａｘ−Ｖｒｍｉｎ）を計算する補正係数を求め、
カフを用いる血圧計を使用しないで、血流速度センサや血流速度センサと容積脈波センサのみを用いて測定したときには、
収縮期血圧Ｖｍａｘと補正係数を用いて収縮期実血圧を求め、収縮期血圧Ｖｍａｘと拡張期血圧Ｖｍｉｎの差と補正係数を用いて拡張期実血圧を算出する血圧測定方法を提供する。
【００２８】
【発明の実施の形態】
次に、本発明の実施の形態について、図面に基づいて説明する。図１は本発明の血圧測定手段をあらわす回路ブロック図である。本発明の血圧測定原理は血流速度ｖと容積脈波強度を用いて血流量Ｑに相関する値を導き出し、容積脈波強度から血流抵抗に相関する値を導き出し、血流量Ｑと血流抵抗Ｒの積から血圧Ｖに相関する値を導き出すものである。そこで、血流速度と容積脈波強度を求めるために図1に示すようなセンサと回路構成を用いる。血流速度センサ及びその回路ブロックについて説明する（図１及び図２参照）。血流速度は超音波を利用して測定する。先ず、生体４の表面である皮膚面から超音波の波動を駆動部１１から血流速度センサ１０を駆動して送信する。そして動脈５を流れる血液より反射してくる超音波を血流速度センサ１０を通して受信部１２で受信する。この受信信号には血流速度が送信波動のドップラシフト信号となって存在する。そこで、駆動部１１の基本波動と受信部１２の受信波動をミキシングして信号演算部１３で検波を行うことによりドップラシフト周波数成分のみを抽出する。さらに、信号演算部１３ではこのドップラ周波数成分Δｆと、波動と動脈５のなす角 θより４式を用いて血流速度を求める。
【００２９】
ｖ＝ε・Δｆ／（２ｆ・cosθ） (式４)
ここで、εは生体内の音速、ｆは入力した波動の周波数、ｖは血流速度、θは動脈と波動のなす角である。前記の方法で４式を用いて血流速度を求めるためには、動脈と波動のなす角θが既知である必要がある。しかしながら、動脈の位置が正確に把握できている場合は少ないので、図２に示すような複数個の血流速度センサを用いてθが未知な場合についても血流速度が求められるように、２個の血流速度センサを用いて測定する血流の流れる方向に対して角度θと角度θ−αの２つの超音波波動が送受信できるセンサを作製した。すなわち、生体表面から内部に波動を送受信する血流速度センサ１０は１対となる。血流速度センサがそれぞれ受信するドップラシフト信号Δf0及びΔf1、そして２個の血流速度センサのなす角をαとすると５式を用いてθを求めることができる。
【００３０】
θ=tan-1(Δf1/Δf0−cosα)/sinα （式５）
そして、ここで求めたθとΔｆ0をΔｆ＝Δｆ0として４式に代入することにより、血流速度ｖを求めることができる。また、ここで、血流速度センサを２個以上にし、θを数多く算出して平均をとる方法を用いても、θの測定精度が上がるのでさらに良い。
【００３１】
次に、容積脈波強度の測定するための容積脈波センサ及びその回路ブロックについて説明する（図1と図３参照）。容積脈波強度は光を利用して測定する。先ず、生体４の皮膚面から光の駆動部２１から光送信用素子２０１を駆動して光を送信する。そして生体内部を伝わる光は生体組織や動脈５を流れる血液により吸収され、反射してきた光が光受信用素子２０２を通して受信部２２に入る。この受信信号には血液によって吸収された成分と生体組織によって吸収された信号が混在する。そこで、受信部２２から得られた信号を信号演算部２３では血液成分によって吸収された量を抽出し、その吸収量変化が血液量変化と比例することから血液の容積脈波強度を算出している。演算方法について図３を用いて説明する。光送信用素子は血液に大きく吸収されるように、血液中のもっもと多くの成分であるヘモグロビンに吸収率の大きい波長にピークを持つ光を生体内部の動脈血に向けて照射する。今回の実施の形態では６６０ｎｍにピークを持つＬＥＤを用いた。そして、入射した光は生体組織を通過し動脈内に進入する。そして、血液中のヘモグロビンに大きく吸収され、そのうちの反射波が光受信用素子２０２に到達する。ここで、血液の吸収成分だけを捕らえるために光源の同心円状に数ｍｍずらして２個の光受信用素子２０２を設置する。このときの生体組織の吸収係数μ0、ヘモグロビンの吸収係数μ1とすると、数ｍｍずらして置いた２個の光受信用素子２０２のに到達するまでの吸収量の総和は、６式と７式で表される。
【００３２】
(入射航路L1＋反射航路L5)×μ0＋(入射航路L2＋反射航路L4)×μ1 （式６）
(入射航路L1＋反射航路L7)×μ0＋(入射航路L2＋入射航路L3＋反射航路L6)×μ1（式７）
ここでL1〜L7は光路長である。そして、２個の光受信用素子２０２はほぼ同じ場所に位置するため、反射航路L5と反射航路L7はほとんど同じ長さであると考えられる。そこで、L7=L5とおいて７式を書き直すと８式となる。
(入射航路L1＋反射航路L5)×μ0＋(入射航路L2＋入射航路L3＋反射航路L6)×μ1（式８）
今、光の信号の中のヘモグロビンに吸収された量だけが必要で、生体組織に吸収された強度は測定誤差となる。測定誤差を無くすには生体組織の吸収係数μ0の項を消去すればよい。それは６式から８式を引くことにより実現できる。
(入射航路L2＋反射航路L4)×μ1−(入射航路L2＋入射航路L3＋反射航路L6)×μ1（式９）
これを変形して、
(反射航路L4−入射航路L3−反射航路L6)×μ1 （式１０）
この１０式は純粋に血液中のヘモグロビンによって吸収された量だけを表す式となっている。すなわち、容積脈波強度は１０式で表される。
【００３３】
また、容積脈波強度の測定精度を上げていくためには、光源を複数用意してそれぞれの光源に対して前記方法を用い、それらの結果を平均していくことにより精度を上げていくことができる。
【００３４】
信号演算部１３からの血流速度信号と信号演算部２３からの容積脈波強度信号が血圧信号演算部３３に入力される。血圧信号演算部３３ではこれらの信号から血圧信号を演算する。演算の方法を下記に示す。図４は動脈内部を血液が血流となって流れる様子のモデル図である。動脈内では脈拍に応じて動脈径が拡大と収縮を繰り返している。動脈径ｄの拡大が生じるとその部分の容積が増加する。そして動脈径ｄが収縮するとその部分の容積が減少する。すなわち、前記容積脈波強度は動脈径ｄの変化を見ていることになる。そこで、血圧信号演算部３３では容積脈波強度を動脈径ｄに置き換えて処理が行われる。血圧は１式に２式と３式を代入した１１式より求められる。
【００３５】
血圧Ｖ＝Ｃ・ρ・π／８×ｖ／ｄ２ （式１１）
動脈径ｄと血流速度ｖを１１式に代入することにより血圧Ｖを算出する。ここで、Ｃ・ρ・π／８は定数となり、カフを用いて測定した血圧に対する係数項となる。この係数項は実際にカフを用いた従来の方法で血圧を実測して求めることができる。
【００３６】
次に、もう一つの血圧測定手段を図面に基づいて説明する。図５は本発明の血圧測定手段をあらわすブロック図である。本発明のもう一つ血圧測定原理は血流速度ｖだけを用いて血流量Ｑに相関する値と血流抵抗に相関する値を導き出し、血流量Ｑと血流抵抗Ｒの積から血圧Ｖに相関する値を導き出すものである。そこで、血流速度から血圧を求めるために図５に示すようなセンサと回路構成を用いる。血流速度は超音波を利用して測定する。これは前記したドップラ周波数から求める方法と同じである。先ず、生体４の皮膚面から超音波の波動を駆動部４１から血流速度センサ１０を駆動して送信する。そして動脈５を流れる血液より反射してくる超音波を血流速度センサ１０を通して受信部４２で受信する。この受信信号には血流速度が送信波動のドップラシフト信号となって存在する。そこで、駆動部４１の基本波動と受信部４２の受信波動をミキシングして信号演算部４３で検波を行うことによりドップラシフト周波数成分のみを抽出する。さらに、信号演算部４３ではこのドップラ周波数成分Δｆと５式を用いて血流速度を求める。このようにして求めた血流速度信号は直接血圧信号演算部４５に入力される。
【００３７】
また信号演算部４３ではドップラシフト波形を信号分離部４４に送信する。ドップラシフト波形とは、もともとドップラシフト周波数はいろいろな成分を持っている。すなわち、この周波数成分の中には大小さまざまな速度成分が含まれていることになる（図６）。そこで信号分離部４４ではこのドップラ周波数成分から大小さまざまな速度成分を代表する速度成分として、血流速度成分を高速フーリエ変換することにより血流速度の強度スペクトルＰを求める。図６に動脈中の血流速度成分が分布するモデル図を示す。動脈内では脈拍に応じて血流速度が変化すると同時に血流速度成分量も変化し、強度スペクトルＰも変化する。血流速度の強度スペクトルＰが増加するということは、血流速度成分が増えているということであり、血流速度成分が増えるということは図６にも示すように、動脈の容積が増加していることになる。即ち、血流速度の強度スペクトルＰとは動脈の容積に比例するものと考えることができ、つまり容積脈波強度に比例する信号と考えることができる。そこで、信号分離部４４では血流速度の強度スペクトルＰを求めることにより、ドップラシフト波形から容積脈波強度に比例する信号を分離する。そしてその信号を血圧信号演算部４５に送信する。
【００３８】
信号演算部４３からの血流速度信号と信号分離部４４からの容積脈波強度に比例する信号が血圧信号演算部４５に入力される。血圧信号演算部４５ではこれらの信号から血圧信号を演算する。演算の方法は前記の方法と同様である。容積脈波強度の比例する信号は動脈径ｄの変化に相関する。そこで、血圧信号演算部４５では容積脈波強度の比例する信号を動脈径ｄに置き換えて処理が行われる。動脈径ｄと血流速度ｖを１１式に代入することにより血圧Ｖを算出する。ここで、Ｃ・ρ・π／８は定数となり、カフを用いて測定した血圧に対する係数項となる。この係数項も実際にカフを用いた従来の方法で血圧を実測して求めることができる。
【００３９】
（実施の形態１）
実施の形態１では血流速度センサ１と容積脈波センサ２を手首に装着してとう骨動脈５１の血流を測定し、血圧を求めた。図７に説明図を示す。手首の内側のとう骨動脈５１に対して超音波、及び光を照射できるような位置に血流速度センサ１と容積脈波センサ２を取り付ける。血流速度センサ１は前記したようにとう骨動脈５１中を流れる血流に対して超音波を送受信し、信号演算部１３により血流速度を求める。このとき、超音波の送受信部にはＰＺＴからなる圧電素子を用いた。圧電素子のサイズは0.5×8ｍｍで厚さ0.2ｍｍのものをそれぞれ送信用と受信用に合計４個搭載した。また、超音波の送信周波数は９．６ＭＨｚを用いた。ドップラシフト周波数は最高で４Ｋ〜５ＫＨｚあり、血流速度は最高で１．０〜１．５m/s程度であった。容積脈波センサ２は光送信用素子２０１として１つのLEDと光受信用素子２０２として２つのフォトダイオードを用いた。光送信用素子２０１は660nmにピークを持つ光を出すものを採用した。これはヘモグロビンの吸収係数が660nm付近で高くなるためである。そして、光送信用素子２０１と光受信用素子２０２の間を５ｍｍ離して配置し、２つの光受信素子２０２間は２ｍｍ間隔をあけて配置した。光の駆動部２１は光送信用素子２０１に10ms周期で5ms幅のパルスで2.5Vの電圧を加え発光させている。受信部２２ではフォトダイオードの微小電流変化を１０００倍の電圧変化になるように変換し、その後さらにアンプで3〜5倍に増幅している。これで十分な感度で受信部２２では信号を受信できている。
【００４０】
この装置を用いて実際に血圧測定を行った。図８に血流速度を測定した一例を示す。血流速度は脈拍に応じて変化し、心臓の収縮期では流速が速くなりピークを示し、拡張期では速度が遅くなりほぼ０となる。図９に容積脈波強度の一例を示す。図８に示した血流速度変化に対応した容積脈波強度変化である。血流速度と同様に脈拍に応じて強度が変化している。この容積脈波強度が動脈径ｄの変化を表すものとして測定を行った。実施の形態１では手首に半日装着して３０分毎に１５秒間血流速度と容積脈波強度を測定し下記の方法で血圧を算出した。また、確認のために、カフを用いる従来の血圧計も装着し同時に測定を行っている。血圧をあらわす場合、一般に心臓の収縮期血圧と拡張期血圧を指標としてあらわしている。そこで本発明においても、収縮期血圧と拡張期血圧を血圧の指標値として算出した。
【００４１】
先ず、動脈径ｄの最大値ｄｍａｘと血流速度ｖの最大値ｖｍａｘから、２式を用いて最大血流量Ｑｍａｘを計算した。次にｄｍａｘから、３式を用いて血管抵抗Ｒｍｉｎを計算した。そして、１式を用いて最大血流量Ｑｍａｘと血管抵抗Ｒｍｉｎを掛け合わすことにより収縮期血圧のＶｍａｘを求めた。また、動脈径ｄの最小値ｄｍｉｎと血流速度ｖの最小値ｖｍｉｎから、２式を用いて最小血流量Ｑｍｉｎを計算した。次にｄｍｉｎから、３式を用いて血管抵抗Ｒｍａｘを計算した。そして、１式を用いて最小血流量Ｑｍｉｎと血管抵抗Ｒｍａｘを掛け合わすことにより拡張期血圧のＶｍｉｎを求めた。次に、カフを用いた従来の血圧計により測定した収縮期実血圧Ｖｒｍａｘと拡張期実血圧Ｖｒｍｉｎを用いて、係数項に当たる補正係数を求めた。求め方は最小二乗近似を用いて最も誤差が小さくなるようにして求めている。例えば、カフを用いる従来の血圧計と同時に測定した本発明の収縮期血圧をＶｍａｘ、拡張期血圧をＶｍｉｎとし、１２、１３式を作成する。
【００４２】
Ｖｒｍａｘ＝Ａ1＋Ａ２×Ｖｍａｘ （式１２）
Ｖｒｍｉｎ＝Ａ３＋Ａ４×Ｖｍｉｎ （式１３）
ここで、Ａ１、Ａ２、Ａ３、Ａ４が補正係数である。この２つの式により求めた補正係数を１４、１５式に代入することで収縮期血圧と拡張期血圧を導出する。
【００４３】
収縮期血圧＝Ａ１＋Ａ２×Ｖｍａｘ （式１４）
拡張期血圧＝Ａ３＋Ａ４×Ｖｍｉｎ （式１５）
そして、この装置を手首につけて半日間データを取り、精度の確認を行った。このようにして求めた収縮期血圧について、例えばカフ実測値116mmHgに対して本発明114.9mmHg、カフ実測値129mmHgに対して本発明130.28mHgと近い値を示し、結果的には相関係数R2=0.8と良好な結果を示した。
【００４４】
次に、もう一つの異なる方法を用いて拡張期血圧を求める方法を説明する。前記の方法で用いた補正係数Ａ１、Ａ２はそのまま用いる。次にカフによる測定値の収縮期実血圧Ｖｒｍａｘと拡張期実血圧Ｖｒｍｉｎの差を求める。そして１６式を用いて補正係数を最小二乗法により求める。
Ｖｒｍａｘ−Ｖｒｍｉｎ＝Ｂ１＋Ｂ２×（Ｖｍａｘ−Ｖｍｉｎ） （式１６）
ここで、Ｂ１、Ｂ２が補正係数である。そしてこの式により求めた補正係数を用いて拡張期血圧を求める式を１７式に示す。
【００４５】
拡張期血圧＝Ａ１＋Ａ２×Ｖｍａｘ−Ｂ１＋Ｂ２×（Ｖｍａｘ−Ｖｍｉｎ） （式１７）
前記の補正方法との違いは、拡張期血圧を求めるときに計測により求めたＶｍｉｎを用いずに、ＶｍａｘとＶｍｉｎの差を用いて補正係数を計算しているところである。この方法を用いたほうが収縮期血圧と拡張期血圧の差分を近似できるので補正精度が上がる。前記方法と同様に半日間の血圧変化を測定し、精度の確認を行っ結果、カフによる実測値と本方法による血圧測定値の相関は相関係数R2=0.85と良好な結果を示した。
【００４６】
（実施の形態２）
実施の形態２では血流速度センサ１を手首に装着してとう骨動脈５１の血流を測定し、血圧を求めた例を示す。図１０に説明図を示す。手首の内側のとう骨動脈５１に対して超音波を照射できる位置に血流速度センサ１を取り付ける。血流速度センサ１は前記したようにとう骨動脈５１中を流れる血流に対して超音波を送受信し、信号演算部４３により血流速度を求める。このときの超音波の送信周波数は９．６ＭＨｚを用いた。ドップラシフト周波数は最高で４Ｋ〜５ＫＨｚあり、血流速度は最高で１．０〜１．５m/s程度であった。血流速度センサ１としては実施の形態１に使用したものと同様の圧電素子を用いたセンサであるため、測定される血流速度は図８に示す例と同様のものである。信号の変化の様子も同様で、脈拍に応じて変化し、心臓の収縮期では流速が速くなりピークを示し、拡張期では速度が遅くなりほぼ０となる。
【００４７】
次に血流速度センサ１の信号より容積脈波強度に比例する信号を分離する処理を行う。受信部４２では血流速度センサの信号を２０ＫＨｚの信号でサンプリングを行っている。このサンプリング信号に対して、２５．６ｍｓ分のデータ(５１２個）を高速フーリエ変換(FFT)を行う。このとき計算されたパワースペクトルが２５．６ｍｓ間に流れるそれぞれの速度成分ということになる。そこで、このパワースペクトルの和をとって、それを強度スペクトルＰとした。この強度スペクトルＰを２５．６ｍｓ間隔でプロットすると、脈拍波形に同期した波形が得られ、しかも容積変化に対応する信号波形が得られていた。
【００４８】
そこで、強度スペクトルＰを容積脈波強度に比例する信号として、動脈径ｄの変化に置き換えて血圧の測定を行った。本実施の形態では血流速度センサを手首に半日装着して３０分毎に１５秒間血流速度と強度スペクトルＰを測定し血圧を算出した。また、実施の形態１と同様に確認のために、カフを用いる従来の血圧計も装着し同時に測定を行っている。そして、収縮期血圧と拡張期血圧を血圧の指標値として算出し相関関係を比較した。
【００４９】
算出方法は実施の形態１と同じである。最初にカフを用いて測定した実測値の収縮期血圧Ｖｒｍａｘと拡張期血圧Ｖｒｍｉｎを用いて補正係数Ａ1〜Ａ４を求めた。そして、３０分毎に半日間測定して、カフを用いた従来の血圧計により求めた収縮期血圧と拡張期血圧と本発明により求めた血圧値との相関係数を求めた。その結果、相関係数R2=0.78とたいへん良好な結果を示した。このことから、血流速度センサ１だけで測定しても十分血圧が測定できることがわかった。
【００５０】
次に、実施の形態１にも示したもう一つの異なる方法を用いて拡張期血圧を求める。前記の方法で用いた補正係数Ａ１、Ａ２はそのまま用いて、カフによる測定値の収縮期実血圧Ｖｒｍａｘと拡張期血圧Ｖｒｍｉｎの差を求め、１６式を用いて補正係数Ｂ１、Ｂ２を求める。そして１７式を用いて拡張期血圧を求めた。この方法を用いて、前記方法と同様に半日間の血圧変化を測定し、精度の確認を行っ結果、カフによる実測値と本方法による血圧測定値の相関は相関係数R2=0.83と良好な結果を示した。先程と同様に、この方法においても、血流速度センサ１だけで測定しても十分血圧が測定できることがわかった。
【００５１】
また、今回の実施の形態では、血流速度センサ１及び容積脈波センサ２をとう骨動脈５１を狙って手首に装着しているが、生体のどの動脈を狙って測定しても良い。カフを用いた血圧計により補正することにより、正確な血圧を求めることができる。また、今回は血流速度センサを１対用いているが、複数個用いても測定精度が上がるので多いほうが良い。また、容積脈波センサも光送信素子１個と光受信素子２個用いているが、素子数を増やすと測定精度が上がっていくので多いほうが良い。
【００５２】
【発明の効果】
以上のように、本発明の血圧測定装置及び血圧測定法によれば、最初にカフを用いて測定した血圧値によって補正係数を求めておくだけで、その後はカフを使用すること無く精度良く血圧を測定することができ、常時装着可能な血圧測定装置の提供ができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態１の回路ブロック図である。
【図２】血流速度センサの説明図である。
【図３】容積脈波センサの説明図である。
【図４】動脈内部の血流容積と径変化モデル図である。
【図５】本発明の実施の形態２の回路ブロック図である。
【図６】動脈内部の血流速度成分分布と径変化モデル図である。
【図７】本発明の実施の形態１の各センサの装着説明断面図である。
【図８】血流速度センサが検出した血流速度変化グラフである。
【図９】容積脈波センサが検出した容積脈波強度変化グラフである。
【図１０】本発明の実施の形態２の血流速度センサの装着説明断面図である。
【符号の説明】
1 血流速度センサ部
10 血流速度センサ
2 容積脈波センサ部
201 光送信用素子
202 光受信用素子
11 血流速度センサ駆動部
12 血流速度センサ受信部
13 信号演算部
21 容積脈波センサ駆動部
22 容積脈波センサ受信部
23 信号演算部
33 血圧信号演算部
41 血流速度センサ駆動部
42 血流速度センサ受信部
43 信号演算部
44 信号分離部
45 血圧信号演算部
4 生体
5 動脈
51 とう骨動脈
Claims (8)
- 生体表面から生体内部の血液に波動を送受信して、前記生体内部の血液の流れを検出する血流速度センサと、前記血流速度センサを駆動させる駆動部１１と、前記血流速度センサからの信号を受信する受信部１２と、前記駆動部１１と前記受信部１２とを制御し血流速度を求める信号演算部１３と、生体表面から生体内部の血液に光を送受信して、前記生体内部の血液の容積変化を検出する容積脈波センサと、前記容積脈波センサを駆動させる駆動部２１と、前記容積脈波センサからの信号を受信する受信部２２と、前記駆動部２１と受信部２２とを制御し容積脈波強度を求める信号演算部２３と、前記信号演算部１３と前記信号演算部２３の演算結果を用いて血圧を求める血圧信号演算部３３と、を有することを特徴とする血圧測定装置。
- 生体表面から生体内部の血液に波動を送受信して、前記生体内部の血液の流れを検出する血流速度センサと、前記血流速度センサを駆動させる駆動部４１と、前記血流速度センサからの信号を受信する受信部４２と、前記駆動部４１と前記受信部４２とを制御し血流速度を求める信号演算部４３、と前記血流速度成分から強度スペクトルを分離し求める信号分離部４４と、前記信号演算部４３と前記信号分離部４４からの演算結果を用いて血圧を求める血圧信号演算部４５と、を有することを特徴とする血圧測定装置。
- 請求項１又は請求項２のいずれかに記載の血圧測定装置において、前記血流速度センサは、送信用素子と受信用素子から構成し、しかも前記送信用素子と前記受信用素子の対は複数対あり、送受信する波動の進行方向と血液の流れる方向とのなす角度が対ごとに異なることを特徴とする血圧測定装置。
- 請求項３に記載の血圧測定装置において、前記送信用素子と前記受信用素子は2対であることを特徴とする血圧測定装置。
- 請求項１から請求項４のいずれかに記載の血圧測定装置において、前記血流速度センサは、圧電素子を用いて構成することを特徴とする血圧測定装置。
- 請求項１に記載の血圧測定装置において、前記容積脈波センサは、光送信用素子と光受信用素子から構成し、前記光受信用素子が複数個あることを特徴とする血圧測定装置。
- 請求項６に記載の血圧測定装置において、前記光送信用素子から送信される光の波長がヘモグロビンへの吸収率が高い波長であることを特徴とする血圧測定装置。
- 請求項６又は請求項７のいずれかに記載の血圧測定装置において、前記光送信用素子から送信される光の波長が６６０ｎｍにピークを持つことを特徴とする血圧測定装置。
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