JP7235120B2

JP7235120B2 - 血圧計

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Publication number: JP7235120B2
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Inventors: 明雄登倉
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Description

本発明は、血圧計に関する。

家庭用および医療用として広く用いられている従来の血圧計は、オシロメトリック法を用いたものが大多数を占めている。このような従来の血圧計は、ユーザの上腕等にカフ（腕帯）を巻いたうえで、カフを通じて加圧や減圧しながら圧力脈波を測定し、その脈波の特徴点から収縮期血圧（最高血圧）と拡張期血圧（最低血圧）とを求める。

一般的にオシロメトリック法は、全自動計測やデジタル計測との親和性が高い。そのため、従来の血圧計では、ユーザがカフを腕に巻いて、計測ボタンを押すと、カフによる加圧や減圧、血圧の測定や演算、および結果のデジタル表示が自動で行われる利便性の高い製品が多い。

しかしながら、オシロメトリック法を用いた従来の血圧計は、カフによる加圧や減圧が必要であるので、ユーザの睡眠時やリラックス時など、圧力刺激が望まれない状況では、血圧を計測することが困難となる。

そこで、従来からユーザの腕などに対する加圧を伴わない血圧計として、光計測を用いた光学式血圧計が研究されている（非特許文献１および非特許文献２参照）。

光学式で有力とされる血圧計測技術では、ＬＥＤなどからの非可干渉光を末梢血管に照射して、反射光もしくは透過光を受光素子にて検出し、受光量の変動から血管の脈波波形を得て利用する。赤血球のヘモグロビン等において吸収される特定の波長の光を末梢血管に照射すると、吸収されずに受光素子で検出される受光量は血管内の血液量、すなわち、血管容積の変動を反映したものとなる。このように、受光素子で検出された受光量に基づいて、脈波波形（以下、「光電脈波（ｐｈｏｔｏｐｌｅｔｈｙｓｍｏｇｒａｐｈｙ）」ともいう。）を得ることができる。また、このような計測方式を、光電変換式容積脈波計測（ｐｈｏｔｏｐｌｅｔｈｙｓｍｏｐｈｒａｍ）という。

Ｔａｋａｚａｗａ，Ｋｅｎｊｉｅｔａｌ． "Ａｓｓｅｓｓｍｅｎｔｏｆｖａｓｏａｃｔｉｖｅａｇｅｎｔｓａｎｄｖａｓｃｕｌａｒａｇｉｎｇｂｙｔｈｅｓｅｃｏｎｄｄｅｒｉｖａｔｉｖｅｏｆｐｈｏｔｏｐｌｅｔｈｙｓｍｏｇｒａｍｗａｖｅｆｏｒｍ．" Ｈｙｐｅｒｔｅｎｓｉｏｎ３２２（１９９８）：３６５－７０．Ｗａｔａｎａｂｅ，Ｎａｏｋｉｅｔａｌ． "ＤｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔａｎｄＶａｌｉｄａｔｉｏｎｏｆａＮｏｖｅｌＣｕｆｆ－ＬｅｓｓＢｌｏｏｄＰｒｅｓｓｕｒｅＭｏｎｉｔｏｒｉｎｇＤｅｖｉｃｅ．" ＪＡＣＣ．Ｂａｓｉｃｔｏｔｒａｎｓｌａｔｉｏｎａｌｓｃｉｅｎｃｅ（２０１７）．

しかし、従来の光学式の血圧計では、光電脈波のみに基づいて血圧変動を求めるため、例えば、ユーザの血管の動きが小さいような場合、精度良く血圧を計測することが困難な場合があった。特に、糖尿病などの疾病により、血管の動脈硬化あるいは石灰化が進んでいる患者などにおいては、血管の動きが小さく、血圧の計測が困難となる場合がある。

本発明は、上述した課題を解決するためになされたものであり、より精度良く血圧を計測する血圧計を提供することを目的とする。

上述した課題を解決するために、本発明に係る血圧計は、カフによる加圧をせずに末梢血管での血流速度を計測する第１計測計と、前記カフによる加圧をせずに末梢血管での脈波波形を計測する第２計測計と、前記カフによる加圧をせずに心臓の拍動に関するデータを計測する第３計測計と、前記心臓の拍動に関するデータから、拍動に関する特徴点を抽出する特徴点抽出部と、前記特徴点を用いて、前記脈波波形から脈波伝搬速度を求める第１演算部と、前記脈波伝搬速度と、前記血流速度とに基づいて、血圧を求める第２演算部とを備える。
さらに、前記第２演算部は、血圧の変動量ΔＰを下記の式（Ａ）により求める。
ΔＰ＝ｋ・ρＣ ² ・（ΔＵ／Ｕ）・・・（Ａ）
ただし、ｋは、比例定数、ρは、血液密度、Ｃは、脈波伝搬速度、Ｕは、血流速度、ΔＵは、血流速度Ｕの変動量である。
また、前記第１計測計は、可干渉光を末梢血管の血液へ向けて出射する第１光源と、前記可干渉光が血液に照射されて生じた散乱光を受光して、電気信号に変換する第１受光素子とを有し、前記第１受光素子によって変換された電気信号に基づいて、前記血流速度を計測する。

本発明によれば、心臓の拍動に関するデータから抽出された特徴点を用いて、末梢血管での脈波波形から脈波伝搬速度を求め、この脈波伝搬速度と、末梢血管での血流速度とに基づいて血圧を求めるので、より精度良く血圧を計測することができる。

図１は、本発明の実施の形態に係る光学式血圧計の構成を示すブロック図である。図２は、本発明の実施の形態に係る光学式血圧計の概要を説明するための図である。図３は、本発明の実施の形態に係る光学式血圧計の概要を説明するための図である。図４は、本発明の実施の形態に係る光学式血圧計の概要を説明するための図である。図５は、本発明の実施の形態に係る光学式血圧計の概要を説明するための図である。図６は、第１の実施の形態に係る光学式センサ装置を側面からみた模式図である。図７は、第１の実施の形態に係る光学式センサ装置の構成を示すブロック図である。図８は、第１の実施の形態に係るドップラー血流計の構成を示すブロック図である。図９は、第１の実施の形態に係る光電脈波計の構成を示すブロック図である。図１０は、第１の実施の形態に係る心電計の構成を示す外観模式図である。図１１は、第１の実施の形態に係る演算装置の機能構成を示すブロック図である。図１２は、第１の実施の形態に係る演算装置のハードウェア構成の一例を示すブロック図である。図１３は、第１の実施の形態に係る光学式血圧計の動作を説明するフローチャートである。図１４は、第１の実施の形態の変形例に係る光学式センサ装置を側面からみた模式図である。図１５は、第２の実施の形態に係る光学式血圧計の構成を示すブロック図である。図１６は、第２の実施の形態に係る光学式センサ装置を側面からみた模式図である。図１７は、第３の実施の形態に係る光学式血圧計の構成を示すブロック図である。図１８は、第３の実施の形態に係る光電脈波計の構成を示すブロック図である。

以下、本発明の好適な実施の形態について、図１から図１８を参照して詳細に説明する。
［発明の概要］
本発明に係る血圧計は、光計測を用いる光学式血圧計１である。以下、本実施の形態に係る光学式血圧計１の概要について説明する。
血圧変動と脈波との関係は次のように記述できる（参考文献１参照）。
Ｃ²＝ΔＰ／ρ・（Ｖ／ΔＶ）・・・（１）
ここで、Ｃ：脈波伝搬速度、Ｐ：血圧、ρ：血液密度、Ｖ：血管の体積であり、Δは変動量を表す。

また、Ｌを血管の長さ、Ｄを血管の直径とした、関係式Ｖ＝πＬ（Ｄ／２）²から展開して、上式（１）を次式（２）で記述できる。
Ｃ²＝ΔＰ／２ρ・（Ｄ／ΔＤ）・・・（２）

血液密度ρの変動は大きくない場合が多いため、脈波伝搬速度Ｃと関係式［Ｖ／ΔＶ］、あるいは関係式［Ｄ／ΔＤ］が分かれば血圧（血圧変動）が求められる。例えば、前述の従来例では脈波波形（光電脈波）を利用して脈波伝搬速度Ｃと関係式［Ｖ／ΔＶ］あるいは関係式［Ｄ／ΔＤ］を求めている（非特許文献１、非特許文献２参照）。

ここで、上式（１）および（２）に示される脈波伝搬速度Ｃは比較的求め易い。しかし、例えば、ユーザが糖尿病等により血管の動脈硬化あるいは石灰化が非常に進んでいる患者などである場合には、血管の動きが比較的小さい。このような場合、光電脈波のみを用いた場合では、関係式［Ｖ／ΔＶ］あるいは関係式［Ｄ／ΔＤ］を精度よく検出することは困難になる。

例えば、糖尿病の患者は、腎機能が低下していることも多く、人工透析が必要な場合もある。人工透析は長時間にわたるため、患者は人工透析中に睡眠をとる場合もある。そのため、患者の安静を阻害しないように加圧を伴わずに、患者が人工透析を行っている間の急激な血圧低下をモニタするための連続血圧モニタリングが望まれる。しかし、従来例の光電脈波のみを用いた光学式の血圧計測では、精度良く血圧をモニタリングすることができない場合があった。

本実施の形態に係る光学式血圧計１は、図１に示すように、ユーザの手指などに配置される光学式センサ装置１０と、ユーザの心電波形を計測する心拍計（第３計測計）１１、および演算装置１２を備える。光学式センサ装置１０は、図６に示すように、レーザドップラー血流計（第１計測計）１３、および光電脈波計（第２計測計）１４を備える。

レーザドップラー血流計１３は、可干渉光を用いて、ユーザの皮膚表面に近い毛細血管の血流を測定する装置であり、光が運動する物体に照射された場合に、物体の移動速度に応じて散乱光の周波数が変化するドップラー効果を利用して血流量や血流速度を求める。

レーザドップラー計測による血流計測では、血流量をＱ、散乱光の周波数をｆ、周波数ｆでの受光信号のパワースペクトルをｐとすると、血流量Ｑは、次式（３）で表される。
Ｑ＝Σｆｐ・・・（３）

ここで、血液量をＢＶとすると、血液量ＢＶはΣｐで求まるため、血流速度Ｕは、次式（４）から求めることができる。
Ｕ＝Ｑ／ＢＶ＝Σｆｐ／Σｐ・・・（４）

上述した式（２）の血管の直径の関係式［Ｄ／ΔＤ］と、血流計測との関係としては、血管が拡張すると血管の断面積が増えるため、血流速度Ｕが低下し、血管が収縮すると血管の断面積の減少により、血流速度Ｕが上昇する。このとき、関係式［Ｄ／ΔＤ］は、血流速度Ｕを用いた関係式［－２Ｕ／ΔＵ］に置き換えられる。

上述した式（２）の血圧変動と脈波との関係は、次の式（５）で表される。
Ｃ²∝ΔＰ／ρ・（Ｕ／ΔＵ）・・・（５）

上式（５）を書き直すと、次式（６）で表される。ただし、ｋは比例定数である。
ΔＰ＝ｋ・ρＣ²・（ΔＵ／Ｕ）・・・（６）

レーザドップラー計測を利用した血流計測は精度が良いが、計測値を求める際に大量のデータをフーリエ変換する必要があるので、時間の応答性が抑制される場合がある。そこで、本実施の形態に係る光学式血圧計１では、光電変換式容積脈波計測を利用した光電脈波計１４により、脈波伝搬速度Ｃを求める。

脈波伝搬速度Ｃを求めるには、脈波の伝搬時間差を計測するが、その起点としては、例えば、心電波形や心音波形が用いられる。図２から図５は、心電波形（ａ）、心音波形（ｂ）、および脈波波形（ｃ）の関係性を示す模式図である。

図２に示すように、心電波形（ａ）のＲ波のピークと、ＳＴ接合部までの間隔に心音波形（ｂ）のＩ音が存在する。また、心電波形（ａ）のＴＵ間に心音波形（ｂ）においてＩＩ音が生ずる。本実施の形態では、例えば、ＳＴ接合部の開始時刻を、起点となる時間、すなわち特徴点として用いる。

図２に示す脈波波形（ｃ）において心電波形（ａ）および心音波形（ｂ）の少なくともいずれかに基づいて抽出された脈波波形（ｃ）の特徴点の時刻を基準として、図３に示す脈波波形（ｃ’）の特徴点の時刻との時刻差Δｔから、脈波伝搬時間が求まる。図３は、心電波形（ａ）に基づいて脈波波形（ｃ）の特徴点を抽出した例を示している。また、図４は、心音波形（ｂ）に基づいて脈波波形（ｃ）の特徴点を抽出した例を示している。

図４の例では、Ｉ音の終了時点と、ＩＩ音の開始時点とに対応する時刻を、脈波波形（ｃ）の特徴点として用いている。また、心電波形（ａ）や心音波形（ｂ）を用いる代わりに、図５に示すように、心臓から距離が一定以上離れた２点の脈波波形（ｃ）（ｃ’’）の比較から特徴点の時刻差Δｔを求めることもできる。

このように、脈波波形における特徴点間の時刻差Δｔを求め、脈波が伝搬する血管長を一定、すなわち、計測地点を固定すれば、伝搬時間の逆数から脈波伝搬速度Ｃが求められる。

また、血圧を算出するためには血液密度ρを計測する必要があるが、血液密度ρの変化は上式（６）に含まれる他のパラメータと比較して小さいため、一連の計測ではほぼ一定と見なせる。そこで、本実施の形態に係る光学式血圧計１を用いた計測が開始される前に、計測値（血圧値）の校正を行い、血液密度ρおよび比例定数ｋの値を求めることでより精度の高い血圧や血圧変動を計測することができる。

このように、本実施の形態に係る光学式血圧計１は、レーザドップラー計測を用いて計測された血流速度Ｕと、光電脈波計測により計測された脈波波形から求められた脈波伝搬速度Ｃとに基づいて血圧を求めることがその特徴の一つである。

［第１の実施の形態］
次に、本実施の形態に係る光学式血圧計１について図１から図１３を参照して説明する。
図１に示すように、光学式血圧計１は、光学式センサ装置１０、心拍計１１、および演算装置１２を備える。本実施の形態では、ユーザの心臓の拍動に関するデータを計測する心拍計１１として、心電計が用いられる。また、光学式センサ装置１０は、図１および図６に示すように、ユーザの手指に装着されるリング型のウェアラブル端末に設けられる。

［光学式センサ装置の構成］
光学式センサ装置１０は、図７に示すように、レーザドップラー血流計１３、光電脈波計１４、通信Ｉ／Ｆ１５、およびメモリ１６を備える。

図６は、光学式センサ装置１０を側面からみた模式図である。光学式センサ装置１０はリング部材Ｂに収容される。リング部材Ｂは、図６に示すように筒状に形成されている。具体的には、図６においてレーザドップラー血流計１３および光電脈波計１４は、リング部材Ｂのユーザの手指の腹側に収容される。また、本実施の形態では、レーザドップラー血流計１３および光電脈波計１４は、図６に示すように、一体的に構成されている。

リング部材Ｂは、布地などでバンド状に形成することができる。例えば、面ファスナーによりユーザの手指の周囲に固定されることができる。あるいは、伸縮性を有する布地などの素材を用いてユーザの手指の周囲に固定される構成とすることができる。この場合、レーザドップラー血流計１３および光電脈波計１４は、バンド状のリング部材Ｂのユーザの手指側の面に接着剤などにより固定することができる。

別の例としては、リング部材Ｂは、プラスチックやエラストマーなどの合成樹脂、アルミやステンレスなどの非磁性金属で構成することができる。この場合、例えば、リング部材Ｂに凹部が形成され、レーザドップラー血流計１３および光電脈波計１４が凹部と嵌合する構成とすることができる。

まず、光学式センサ装置１０が備える通信Ｉ／Ｆ１５およびメモリ１６について説明する。

通信Ｉ／Ｆ１５は、通信ネットワークＮＷを介して各種外部電子機器との通信を行うための通信制御回路である。レーザドップラー血流計１３および光電脈波計１４で計測されたデータは、通信Ｉ／Ｆ１５から、通信ネットワークＮＷを介して後述の演算装置１２に送信される。

通信Ｉ／Ｆ１５としては、例えば、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）、ＢｌｕｅｔｏｏｔｈＬｏｗＥｎｅｒｇｙ、ＬＴＥ、３Ｇ、４Ｇ、５Ｇ、無線ＬＡＮ、などの無線データ通信規格あるいは有線データ通信規格に対応した通信インターフェース回路およびアンテナが用いられる。

メモリ１６は、半導体メモリなどが用いられる。メモリ１６は、レーザドップラー血流計１３の後述する演算部３３、および光電脈波計１４の演算部４３が各種制御や演算を行うためのプログラムが予め格納されている。また、メモリ１６はレーザドップラー血流計１３および光電脈波計１４の校正データを記録する領域を有する。

［レーザドップラー血流計の構成］
レーザドップラー血流計１３は、図６および図８に示すように、半導体レーザ（第１光源）ＬＤ３０と、フォトダイオード（第１受光素子）ＰＤ３１と、信号処理部３２と、演算部３３とを備える。

ＬＤ３０は、図８の矢印で示すように、ユーザの皮膚表面Ｈ付近の末梢血管を流れる血液へ向けて可干渉光を出射する。本実施の形態では、ＬＤ３０として、赤外波長のレーザビームを出射する光源を用いる。

ＰＤ３１は、可干渉光が血液に照射されて生じた散乱光を受光して、光電変換により電気信号に変換する。

信号処理部３２は、ＰＤ３１から出力された電気信号の増幅、フィルタリングによるノイズの除去、および所定のサンプリング周波数を用いて、アナログの電気信号をデジタル信号に変換する。信号処理部３２は、例えば、アンプ回路、フィルタ、およびＡＤコンバータを有する。

演算部３３は、ＭＰＵなどのプロセッサを備える。演算部３３は、信号処理部３２によって得られた、散乱光のデジタル信号に基づいて、末梢血管での血流速度を求める。具体的には、演算部３３は、上述した式（３）から血流量Ｑ、血液量ＢＶを算出し、式（４）を用いて、血流速度Ｕを算出する。演算部３３により得られた血流速度は、通信Ｉ／Ｆ１５から通信ネットワークＮＷを介して演算装置１２に送出される。

レーザドップラー血流計１３は、図示されないセンサ駆動制御回路を備え、ＬＤ３０の発光を制御したり、ＬＤ３０の発光タイミングを示す同期信号を信号処理部３２に供給する。

［光電脈波計の構成］
光電脈波計１４は、図９に示すように、例えば、ＬＥＤ（第２光源）４０、フォトダイオード（第２受光素子）ＰＤ４１、信号処理部４２、および演算部４３を備える。

ＬＥＤ４０は、図９の矢印で示すように、ユーザの皮膚表面Ｈ付近の末梢血管を流れる血液へ向けて非可干渉光を出射する。本実施の形態では、ＬＥＤ４０は、可視光波長の光を出射する光源が用いられる。

ＰＤ４１は、非可干渉光が血液に照射されて生じた反射光や散乱光を、またはＰＤ４１が透過計測配置にある場合には透過光を、受光して、光電変換により電気信号に変換する。本実施の形態では、図６に示すように、一体的に構成されたレーザドップラー血流計１３と光電脈波計１４とがリング部材Ｂに収容される。この場合、ＰＤ４１は、レーザドップラー血流計１３と光電脈波計１４とで共通して用いられる構成とすることができる。

なお、１つのＰＤがレーザドップラー血流計１３および光電脈波計１４に共通して用いられることで、光学的計測が同時に行えない場合には、設定された時間差でそれぞれのセンサでの光学的計測が実行される構成とすることができる。

信号処理部４２は、信号処理部３２と同様の構成を有し、ＰＤ４１で得られた電気信号の増幅、フィルタリング、ＡＤ変換を行い、反射光や散乱光、または透過光を示すデジタル信号を出力する。

演算部４３は、上述した演算部３３と同様のＭＰＵなどのプロセッサを備える。演算部４３は、信号処理部４２で得られた反射光などを示すデジタル信号の変動量等から脈波波形を求める。演算部４３によって得られた末梢血管での脈波波形は、通信Ｉ／Ｆ１５から通信ネットワークＮＷを介して演算装置１２に送出される。なお、演算部４３は、レーザドップラー血流計１３の演算部３３と共通のプロセッサを用いることができる。

光電脈波計１４は、図示されないセンサ駆動制御回路を備え、ＬＥＤ４０の発光を制御したり、ＬＥＤ４０の発光タイミングを示す同期信号を信号処理部４２に供給する。

光電脈波計１４は、透過型計測あるいは反射型計測のいずれを用いることもできる。透過型の光電脈波計１４を採用する場合には、ＬＥＤ４０からの光が生体の組織を透過しやすい指先や耳たぶであることが好ましい。

［心拍計の構成］
次に、本実施の形態に係る心拍計１１について説明する。図１０に示すように、心拍計１１は、シャツ型のウェアラブルデバイスＷが用いられる。ウェアラブルデバイスＷは、例えば、導電性高分子を繊維表面にコーティングした布がシャツに配置された構成を有する。このような、布帛型の生体電極を有するウェアラブルデバイスＷがユーザに着用されて、ユーザの皮膚表面と接することで、ユーザの心電波形が計測される。

また、心拍計１１は、トランスミッタ１１ａを備え、計測されたユーザの心電波形を通信ネットワークＮＷを介して後述の演算装置１２に送信する。トランスミッタ１１ａは、例えば、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）、ＢｌｕｅｔｏｏｔｈＬｏｗＥｎｅｒｇｙなどの通信規格に適合する通信Ｉ／Ｆ回路、メモリ、演算回路等を備える図示されない制御基板および電池を有する。なお、心拍計１１は、無線通信を行う場合に限らず、有線により演算装置１２との通信を行うこともできる。

［演算装置の機能ブロック］
次に、演算装置１２の機能構成について、図１１のブロック図を用いて説明する。
図１１に示すように、演算装置１２は、例えば、取得部２０、特徴点抽出部２１、第１演算部２２、第２演算部２３、記憶部２４、および出力部２５を備える。

取得部２０は、無線あるいは有線通信により、光学式センサ装置１０および心拍計１１の各々で計測されたデータを取得する。具体的には、取得部２０は、レーザドップラー血流計１３から血流速度を取得する。また、取得部２０は、光電脈波計１４から脈波波形を取得する。また、取得部２０は、心拍計１１から心電波形を取得する。取得部２０が取得したデータは、記憶部２４に蓄積される。

特徴点抽出部２１は、心拍計１１で計測されたユーザの心電波形から、心拍に関する特徴点を抽出する。より詳細には、特徴点抽出部２１は、例えば、図２および図３に示すように、心電波形（ａ）のＳＴ接合部の開始時刻を、起点となる時間、すなわち特徴点として抽出する。

第１演算部２２は、特徴点抽出部２１により抽出された心電波形の特徴点を用いて、光電脈波計１４によって計測された脈波波形から脈波伝搬速度を求める。より詳細には、第１演算部２２は、図３に示すように、心電波形のＳＴ接合部の開始時刻を起点として、脈波波形における対応する時刻の時刻差Δｔから、脈波伝搬時間を求める。さらに、第１演算部２２は、脈波が伝搬する血管長を一定にして、脈波伝搬時間の逆数から脈波伝搬速度を求める。得られた脈波伝搬速度は記憶部２４に保持される。

第２演算部２３は、脈波伝搬速度と、レーザドップラー血流計１３によって計測された血流速度とに基づいて、血圧を求める。具体的には、第２演算部２３は、上述した式（６）を用いて、脈波伝搬速度Ｃ、血流速度Ｕ、予め求められた血液密度ρおよび比例定数ｋを代入し、血圧（血圧変動）ΔＰを求める。

記憶部２４は、取得部２０が光学式センサ装置１０および心拍計１１から取得したデータを記憶する。また、記憶部２４は、特徴点抽出部２１によって抽出された心拍に関する特徴点、第１演算部２２によって求められた脈波伝搬速度、および第２演算部２３によって求められた血圧を記憶する。また、記憶部２４は、血圧を求めるための上述した式（６）を格納している。

出力部２５は、第２演算部２３によって求められた血圧（血圧変動）を出力する。例えば、出力部２５は、後述の表示装置１０８に血圧値を表示させることができる。また、出力部２５は、図示されない外部の通信端末装置などに、求められた血圧値を送信することができる。

［演算装置のハードウェア構成］
次に、上述した機能を有する演算装置１２のハードウェア構成の一例について、図１２のブロック図を参照して説明する。

図１２に示すように、演算装置１２は、例えば、バス１０１を介して接続されるプロセッサ１０２、主記憶装置１０３、通信Ｉ／Ｆ１０４、補助記憶装置１０５、入出力Ｉ／Ｏ１０６、入力装置１０７、表示装置１０８を備えるコンピュータと、これらのハードウェア資源を制御するプログラムによって実現することができる。

主記憶装置１０３は、例えば、ＳＲＡＭ、ＤＲＡＭ、およびＲＯＭなどの半導体メモリによって実現される。主記憶装置１３には、プロセッサ１０２が各種制御や演算を行うためのプログラムが予め格納されている。プロセッサ１０２と主記憶装置１０３とによって、図１１に示した特徴点抽出部２１、第１演算部２２、第２演算部２３を含む演算装置１２の各機能が実現される。

通信Ｉ／Ｆ１０４は、通信ネットワークＮＷを介して各種外部電子機器との通信を行うためのインターフェース回路である。演算装置１２は、通信Ｉ／Ｆ１０４を介して、光学式センサ装置１０および心拍計１１で計測されたデータを受信する。通信Ｉ／Ｆ１０４により図１１に示した取得部２０が実現される。

通信Ｉ／Ｆ１０４としては、例えば、ＬＴＥ、３Ｇ、４Ｇ、５Ｇ、無線ＬＡＮ、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）、ＢｌｕｅｔｏｏｔｈＬｏｗＥｎｅｒｇｙなどの無線データ通信規格に対応したインターフェースおよびアンテナが用いられる。通信ネットワークＮＷは、例えば、ＷＡＮ（ＷｉｄｅＡｒｅａＮｅｔｗｏｒｋ）やＬＡＮ（ＬｏｃａｌＡｒｅａＮｅｔｗｏｒｋ）、インターネット、専用回線、無線基地局、プロバイダなどを含む。なお通信Ｉ／Ｆ１０４は有線通信を行う通信制御回路を有することもできる。

補助記憶装置１０５は、読み書き可能な記憶媒体と、その記憶媒体に対してプログラムやデータなどの各種情報を読み書きするための駆動装置とで構成されている。補助記憶装置１０５には、記憶媒体としてハードディスクやフラッシュメモリなどの半導体メモリを使用することができる。補助記憶装置１０５によって図１１で説明した記憶部２４が実現される。

補助記憶装置１０５は、演算装置１２が特徴点の抽出処理、脈波伝搬速度の算出、および血圧の算出を行うためのプログラムを格納するプログラム格納領域を有する。補助記憶装置１０５は、血圧を求めるための式（６）に関する情報を記憶している。さらには、補助記憶装置１０５は、例えば、上述したデータやプログラムやなどをバックアップするためのバックアップ領域などを有していてもよい。

入出力Ｉ／Ｏ１０６は、外部機器からの信号を入力したり、外部機器へ信号を出力したりするＩ／Ｏ端子により構成される。

入力装置１０７は、キーボードやタッチパネルで構成され、キー入力やタッチ装置に応じた信号を生成し出力する。例えば、入力装置１０７は、血液密度ρや比例定数ｋなどを求めるために、予め計測された血圧値(校正値)の入力を受け付けることができる。

表示装置１０８は、液晶ディスプレイなどの表示画面を有する。表示装置１０８によって、図１１で説明した出力部２５が実現される。

なお、演算装置１２は、１つのコンピュータによって実現される場合だけでなく、互いに通信ネットワークＮＷで接続された複数のコンピュータによって分散されていてもよい。また、プロセッサ１０２は、ＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ－ＰｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅＧａｔｅＡｒｒａｙ）、ＬＳＩ（ＬａｒｇｅＳｃａｌｅＩｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ）、ＡＳＩＣ（ＡｐｐｌｉｃａｔｉｏｎＳｐｅｃｉｆｉｃＩｎｔｅｇｒａｔｅｄＣｉｒｃｕｉｔ）等のハードウェアによって実現されていてもよい。

［光学式血圧計の動作］
次に、上述した構成を有する光学式血圧計１の動作について図１３のフローチャートを用いて説明する。以下において、事前にオシロメトリック法などの加圧式血圧計により、血圧値の校正が行われ、血液密度ρ、および比例定数ｋが求められているものとする。

また、ユーザは予め心拍計１１として心電計を備えるシャツ型のウェアラブルデバイスＷを着用し、リング型のウェアラブル端末に設けられた光学式センサ装置１０を手指に装着した状態で以下の処理が実行される。

まず、レーザドップラー血流計１３は、ユーザの手指の末梢血管での血流速度を計測する（ステップＳ１）。次に、光電脈波計１４は、ユーザの手指の末梢血管での脈波波形を計測する（ステップＳ２）。次に、心拍計１１は、ユーザの心電波形を計測する（ステップＳ３）。なお、ステップＳ２とステップＳ３は同時に行っても良い。

その後、取得部２０は、ステップＳ１、ステップＳ２、およびステップＳ３で計測された血流速度、脈波波形、および心電波形を取得する（ステップ４）。次に、特徴点抽出部２１は、心電波形から心拍に関する特徴点を抽出する（ステップＳ５）。例えば、心電波形のＳＴ接合部の開始時刻を特徴点として抽出することができる。

次に、第１演算部２２は、ステップＳ５で抽出された心電波形の特徴点に対応する脈波波形の時刻を起点として、脈波波形から、脈波伝搬速度を算出する（ステップＳ６）。次に、第２演算部２３は、ステップＳ６で算出された脈波伝搬速度Ｃ、末梢血管での血流速度、予め求められている血液密度ρ、および比例定数ｋを式（６）に代入して、血圧（血圧変動）を算出する（ステップＳ７）。

その後、出力部２５は、得られた血圧値を、例えば、表示装置１０８に表示させる（ステップＳ８）。

以上説明したように、第１の実施の形態に係る光学式血圧計１によれば、心電波形の特徴点を用いて、脈波波形から脈波伝搬速度を求め、脈波伝搬速度と、末梢血管での血流速度とに基づいて血圧を算出するので、光電脈波のみに基づく場合より精度の高い血圧計測を実現できる。

また、第１の実施の形態に係る光学式血圧計１は、ユーザの腕などの体の部位への加圧を行わずに精度よく血圧を計測できるので、例えば、ユーザが動脈硬化などにより血管の動きが小さい場合であっても、高精度の血圧計測をユーザに提供することができる。

また、第１の実施の形態に係る光学式血圧計１は、人工透析中などのユーザにおいて、加圧式の血圧計測が望ましくない状況であっても、加圧を行わずに血圧変動をモニタリングすることができる。

また、第１の実施の形態に係る光学式血圧計１は、一体的に構成されたレーザドップラー血流計１３と光電脈波計１４とがリング部材Ｂに収容されるので、光学式センサ装置１０をより小型化できる。

なお、説明した実施の形態では、心拍計１１は、ウェアラブル電極を有するシャツ型のウェアラブルデバイスＷである場合を例に挙げて説明した。しかし、心拍計１１は、例えば１２リード（１２チャネル）の心電計（ＥＣＧ）や、パッチ電極を用いた心電計を用いることもできる。

［第１の実施の形態の変形例］
次に、第１の実施の形態の変形例について、図１４を参照して説明する。

図１４は、変形例に係る光学式センサ装置１０を側面からみた模式図である。上述した第１の実施の形態では、光学式センサ装置１０に含まれるレーザドップラー血流計１３と光電脈波計１４とは、一体的にリング部材Ｂに収容されていた。これに対して本変形例では、レーザドップラー血流計１３と光電脈波計１４とは、リング部材Ｂにおいて分離して収容される。

具体的には、レーザドップラー血流計１３は、リング部材Ｂにおけるユーザの手指の腹側に収容される。毛細血管密度がより高い手指の腹側にレーザドップラー血流計１３が配置されることで、レーザドップラー計測が容易かつ高精度となる。

光電脈波計１４は、リング部材Ｂにおいてユーザの手指の背側に収容される。例えば、レーザドップラー血流計１３および光電脈波計１４の各々が、ＰＤ３１、ＰＤ４１を有する。

なお、透過型の光電脈波計１４を用いる場合には、分離されたＰＤ３１、ＰＤ４１の代わりに、共通する１つのＰＤ３１を用いることができる。

このように、レーザドップラー血流計１３および光電脈波計１４をリング部材Ｂにおいて、分離して設けた場合であっても、第１の実施の形態と同様に、精度良く血圧を計測することができる。

［第２の実施の形態］
次に、本発明の第２の実施の形態について説明する。なお、以下の説明では、上述した第１の実施の形態と同じ構成については同一の符号を付し、その説明を省略する。

第１の実施の形態では、光学式センサ装置１０をリング型のウェアラブル端末に設ける場合について説明した。これに対して、第２の実施の形態では、光学式センサ装置１０は、リストバンド型のウェアラブル端末に設けられる。また、心拍計１１として、心音センサ１１Ａが用いられる。以下において、第１の実施の形態と異なる構成を中心に説明する。

図１５は、本実施の形態に係る光学式血圧計１Ａの概要を示すブロック図である。光学式血圧計１Ａは、リストバンド型の光学式センサ装置１０、心音センサ１１Ａ、および演算装置１２を備える。

［光学式センサ装置の構成］
光学式センサ装置１０は、例えば、スマートウォッチなどのリストバンド型のウェアラブル端末に設けられる。図１６は、光学式センサ装置１０を側面からみた模式図である。図１６に示すように、光学式センサ装置１０は、ユーザの手首に装着される本体１００に収容されている。また、本体１００は、バンドＢ１によって、ユーザの手首に固定される。

本体１００は、ディスプレイ１００ａを備える。光学式センサ装置１０は、本体１００においてディスプレイ１００ａが設けられている表面に対向する、手首側の裏面に配設される。

光学式センサ装置１０は、第１の実施の形態と同様の構成を有し、レーザドップラー血流計１３および光電脈波計１４は一体的な構成を有する。すなわち、光学式センサ装置１０は、センサ素子としてＬＥＤ４０、ＰＤ（ＰＤ３１、ＰＤ４１）、およびＬＤ３０を備える。

また、本実施の形態では、レーザドップラー血流計１３のＬＤ３０は、赤外波長のレーザビームを出射する。光電脈波計１４のＬＥＤ４０は、赤外波長の光を出射する。また、本実施の形態では、光学式センサ装置１０がユーザの手首に配置されるため、生体内を反射した光を計測する反射型の光電脈波計１４が用いられる。

レーザドップラー血流計１３および光電脈波計１４の各々で計測された末梢血管での血流速度および脈波波形は、通信Ｉ／Ｆ１５からＢｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）、ＢｌｕｅｔｏｏｔｈＬｏｗＥｎｅｒｇｙなどの無線通信により演算装置１２に送信される。

［心音センサの構成］
次に、心音センサ１１Ａの構成について説明する。心音センサ１１Ａは、心音マイクを備え、例えば、検知された心音を電気信号に変換する。心音センサ１１Ａは、例えば、ユーザの胸部の体表面に装着される。また、心音センサ１１Ａは、通信Ｉ／Ｆを備え、計測した心音波形を、有線通信またはＢｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）、ＢｌｕｅｔｏｏｔｈＬｏｗＥｎｅｒｇｙなどの無線通信により演算装置１２に送信する。

演算装置１２が備える各機能部は、図１１で説明した構成と同様である。
特徴点抽出部２１は、心音センサ１１Ａで計測された心音波形から心拍に関する特徴点を抽出する。具体的には、図４に示すように、心音波形に含まれるＩ音の終了時点やＩＩ音の開始時点を特徴点として抽出することができる。

第１演算部２２は、特徴点抽出部２１が抽出した心音波形の特徴点に対応する時刻に基づいて、光電脈波計１４が計測した脈波波形における脈波伝搬速度を算出する。

以上説明したように、第２の実施の形態に係る光学式血圧計１Ａは、リストバンド型のウェアラブル端末に設けられた光学式センサ装置１０がユーザの手首に装着されて、計測した末梢血管での血流速度および脈波波形に基づいて、ユーザの血圧を求める。このような構成を用いた場合においても、精度良く血圧を計測することができる。

また、第２の実施の形態に係る光学式血圧計１Ａによれば、心音センサ１１Ａで計測された心音波形から心拍に関する特徴点を抽出して、脈波波形より脈波伝搬速度を算出した。このように、心音波形を用いても、脈波伝搬速度を求めることができる。

［第３の実施の形態］
次に、本発明の第３の実施の形態について説明する。なお、以下の説明では、上述した第１の実施の形態と同じ構成については同一の符号を付し、その説明を省略する。

第１の実施の形態では、心臓の拍動に関するデータを計測するセンサとして、心電波形を計測する心拍計１１を用いた。また、第２の実施の形態では、心音波形を計測する心音センサ１１Ａを用いた場合について説明した。これに対して、第３の実施の形態では、心臓の拍動に関するデータを計測するセンサとして光電脈波計１１Ｂを用いる。

図１７は、本実施の形態に係る光学式血圧計１Ｂの概要を示すブロック図である。光学式血圧計１Ｂは、リストバンド型のウェアラブル端末に設けられた光学式センサ装置１０と、光電脈波計１１Ｂと、演算装置１２とを備える。光学式センサ装置１０および演算装置１２の構成は、第１および第２の実施の形態と同様である。

図１８は、光電脈波計１１Ｂの構成を示すブロック図である。光電脈波計１１Ｂは、第１および第２の実施の形態で説明した光学式センサ装置１０が備える光電脈波計１４と同様である。すなわち、光電脈波計１１Ｂは、ＬＥＤ５０とＰＤ５１とを有するセンサ素子を備える。ＬＥＤ５０は、非可干渉光をユーザの皮膚表面付近の末梢血管へ向けて出射する。ＰＤ５１は、非可干渉光が血液に照射されて生じた反射光や散乱光、または透過光を受光して、光電変換により電気信号に変換する。

また、光電脈波計１１Ｂは、ＰＤ５１から出力された電気信号を増幅、フィルタリング、およびＡＤ変換する信号処理部５２を備える。また、光電脈波計１１Ｂは、信号処理部５２によって得られたデジタルの信号に基づいて、脈波波形を求める演算部５３を備える。

光電脈波計１１Ｂは、図１７に示すように、ユーザの耳たぶなど、心臓から一定の距離が離れた位置であり、かつ、ユーザの手首に配置される光電脈波計１４とは異なる位置に配置することができる。

この場合、図５に示すように、特徴点抽出部２１は、光電脈波計１１Ｂによって計測された脈波波形と、リストバンド型のウェアラブル端末に設けられている光電脈波計１４によって計測された脈波波形との比較により、脈波伝搬時間の起点とする特徴点を抽出する。このように、拍動に関するデータとして脈波波形を計測する光電脈波計１１Ｂと、光学式センサ装置１０が備える光電脈波計１４とは、ユーザの体において、互いに一定の距離離れた位置に配置されることで、より正確に脈波伝搬速度が算出される。

また、光電脈波計１１Ｂは、図示されない通信Ｉ／Ｆを備え、有線通信または無線通信により演算装置１２に計測した脈波波形を送信することができる。

なお、光電脈波計１１Ｂをリストバンド型のウェアラブル端末に設けられた光電脈波計１４により代用することも可能である。この場合、光電脈波計１４によって計測された脈波波形に対して、例えば、公知のアルゴリズムを適用して、１つの脈波波形から特徴点を抽出することができる。

このような構成とした場合、光学式血圧計１Ｂは、１つの光電脈波計１４を備えることになり、光学式血圧計１Ｂにおいてセンサの数をより少なくすることができる。

以上説明したように、第３の実施の形態に係る光学式血圧計１Ｂによれば、心臓の拍動に関するデータを計測するセンサとして、光電脈波計１１Ｂを用いた場合でも、精度良く血圧を計測することができる。

なお、説明した実施の形態では、光学式センサ装置１０の具体的な配置例として、リング型およびリストバンド型のウェアラブル端末に設けられる場合について例示した。しかし、光学式センサ装置１０は、ユーザの手指や手首に配置される場合に限らず、例えば、ユーザの上腕に配置されることができる。

この場合、例えば、カフ型のウェアラブル端末に光学式センサ装置１０が設けられる。なお、ユーザの上腕において光学式センサ装置１０が配置される場合、レーザドップラー血流計１３は、毛細血管密度がより高い部位に接して配置される。

また、光電脈波計１１Ｂはユーザの足指に配置されることができる。

また、説明した実施の形態では、レーザドップラー血流計１３および光電脈波計１４は、ＬＤ３０、ＬＥＤ４０、およびＰＤ（ＰＤ３１、ＰＤ４１）を備えるセンサ素子と、信号処理部３２、４２と演算部３３、４３とが一体的に構成されている場合について説明した。しかし、信号処理部３２、４２と演算部３３、４３とは、演算装置１２が備える構成としてもよい。この場合、リング部材Ｂあるいは、リストバンド型のウェアラブル端末の本体１００は、センサ素子のみを備える構成とすることができる。

また、説明した実施の形態に係る光学式血圧計１が備える各構成や機能部は、通信ネットワークＮＷ上において分散した構成とすることができる。

なお、ここで開示された実施の形態に関連して記述された機能ブロック、モジュール、および回路は、汎用プロセッサ、ＧＰＵ、デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、ＦＰＧＡあるいはその他のプログラマブル論理デバイス、ディスクリートゲートあるいはトランジスタロジック、ディスクリートハードウェア部品、または上述した機能を実現するために設計された上記いずれかの組み合わせを用いて実行されうる。

汎用プロセッサとしてマイクロプロセッサを用いることが可能であるが、代わりに、従来技術によるプロセッサ、コントローラ、マイクロコントローラ、あるいはその他制御機器を用いることも可能である。プロセッサは、例えば、ＤＳＰとマイクロプロセッサとの組み合わせ、複数のマイクロプロセッサ、ＤＳＰコアに接続された１つ以上のマイクロプロセッサ、またはこのような任意の構成である計算デバイスの組み合わせとして実現することも可能である。

以上、本発明の血圧計における実施の形態について説明したが、本発明は説明した実施の形態に限定されるものではなく、請求項に記載した発明の範囲において当業者が想定し得る各種の変形を行うことが可能である。

［参考文献１］：ＣｒｉｇｈｔｏｎＢｒａｍｗｅｌｌｅｔａｌ．“ＴｈｅＶｅｌｏｃｉｔｙｏｆｔｈｅＰｕｌｓｅＷａｖｅｉｎＭａｎ．” ＰｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓｏｆｔｈｅＲｏｙａｌＳｏｃｉｅｔｙｏｆＬｏｎｄｏｎ．ＳｅｒｉｅｓＢ，ＣｏｎｔａｉｎｉｎｇＰａｐｅｒｓｏｆａＢｉｏｌｏｇｉｃａｌＣｈａｒａｃｔｅｒ，Ｖｏｌｕｍｅ９３，Ｉｓｓｕｅ６５２（１９２２）：２９８－３０６．

１…光学式血圧計、１０…光学式センサ装置、１１…心拍計、１１ａ…トランスミッタ、１２…演算装置、１３…レーザドップラー血流計、１４…光電脈波計、１６…メモリ、２０…取得部、２１…特徴点抽出部、２２…第１演算部、２３…第２演算部、２４…記憶部、２５…出力部、３０…ＬＤ、３１，４１…ＰＤ、３２，４２…信号処理部、３３，４３…演算部、４０…ＬＥＤ、Ｗ…ウェアラブルデバイス、Ｂ…リング部材、１０１…バス、１０２…プロセッサ、１０３…主記憶装置、１５，１０４…通信Ｉ／Ｆ、１０５…補助記憶装置、１０６…入出力Ｉ／Ｏ、１０７…入力装置、１０８…表示装置。

Claims

カフによる加圧をせずに末梢血管での血流速度を計測する第１計測計と、
前記カフによる加圧をせずに末梢血管での脈波波形を計測する第２計測計と、
前記カフによる加圧をせずに心臓の拍動に関するデータを計測する第３計測計と、
前記心臓の拍動に関するデータから、拍動に関する特徴点を抽出する特徴点抽出部と、
前記特徴点を用いて、前記脈波波形から脈波伝搬速度を求める第１演算部と、
前記脈波伝搬速度と、前記血流速度とに基づいて、血圧を求める第２演算部と、を備え、
前記第２演算部は、血圧の変動量ΔＰを下記の式（Ａ）により求める
ことを特徴とする血圧計。
ΔＰ＝ｋ・ρＣ²・（ΔＵ／Ｕ）・・・（Ａ）
ただし、ｋは、比例定数、ρは、血液密度、Ｃは、脈波伝搬速度、Ｕは、血流速度、ΔＵは、血流速度Ｕの変動量である。
カフによる加圧をせずに末梢血管での血流速度を計測する第１計測計と、
前記カフによる加圧をせずに末梢血管での脈波波形を計測する第２計測計と、
前記カフによる加圧をせずに心臓の拍動に関するデータを計測する第３計測計と、
前記心臓の拍動に関するデータから、拍動に関する特徴点を抽出する特徴点抽出部と、
前記特徴点を用いて、前記脈波波形から脈波伝搬速度を求める第１演算部と、
前記脈波伝搬速度と、前記血流速度とに基づいて、血圧を求める第２演算部と、を備え、
前記第１計測計は、
可干渉光を末梢血管の血液へ向けて出射する第１光源と、
前記可干渉光が血液に照射されて生じた散乱光を受光して、電気信号に変換する第１受光素子とを有し、
前記第１受光素子によって変換された電気信号に基づいて、前記血流速度を計測する
ことを特徴とする血圧計。
請求項１又は２に記載の血圧計において、
前記第２計測計は、
非可干渉光を末梢血管の血液へ向けて出射する第２光源と、
前記非可干渉光が血液に照射されて生じた反射光または透過光を受光して、電気信号に変換する第２受光素子とを有し、
前記第２受光素子によって変換された電気信号に基づいて、前記脈波波形を計測する
ことを特徴とする血圧計。
請求項１から３のいずれか１項に記載の血圧計において、
前記第１計測計および前記第２計測計を収容するリング部材をさらに備え、
前記リング部材は筒状に形成されている
ことを特徴とする血圧計。
請求項１から４のいずれか１項に記載の血圧計において、
手首に装着される本体と、
前記本体を手首に固定するバンドとをさらに備え、
前記第１計測計および前記第２計測計は、前記本体に収容される
ことを特徴とする血圧計。
請求項１から５のいずれか１項に記載の血圧計において、
前記第３計測計は、末梢血管での脈波波形を計測する光電脈波計を含む
ことを特徴とする血圧計。
請求項６に記載の血圧計において、
前記第３計測計は前記第２計測計である
ことを特徴とする血圧計。