JPWO2015115114A1 - Blood pressure measurement system and pulse wave sensor - Google Patents
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Abstract
本発明の血圧測定システムは、日常生活での違和感を軽減しかつ低消費電力で、連続的な血圧の測定を行うことが可能とするため、磁力線を横切る被検者の血流によって発生する起電力の電圧を時系列に検出する脈波検出手段と、前記電圧に基づいて血圧を算出する処理手段と、を備え、前記脈波検出手段は、前記磁力線を発生する永久磁石と、前記電圧を検出する電極とを有する。The blood pressure measurement system of the present invention reduces the sense of incongruity in daily life and enables continuous blood pressure measurement with low power consumption. Pulse wave detection means for detecting the voltage of power in time series, and processing means for calculating blood pressure based on the voltage, the pulse wave detection means, the permanent magnet for generating the lines of magnetic force, And an electrode for detection.
Description
本発明は、日常的に常時装着可能な脈波センサ、およびこれを装着して血圧を連続的に測定する血圧測定システムに関する。 The present invention relates to a pulse wave sensor that can be always worn on a daily basis, and a blood pressure measurement system that wears the pulse wave sensor and continuously measures blood pressure.
非侵襲的に血圧を測る方法として、カフと呼ばれる袋状のベルトを主に上腕などに巻きつけて、体外から動脈に圧力を加える方法(以下、カフ法と称する)が普及している。このカフ法には、コロトロフ音を利用するコロトロフ法、脈波振動を利用するオシロメトリック法、容量補償法などがある。しかしながら、カフ法では、カフを腕や指先などに装着して加圧や減圧を行うために、装置を小型化することができず、測定時の違和感が大きい。このため、日常生活を送りながら常時、血圧を測定するには不向きであるという問題がある。また、カフ法の中でも広く使われているコロトロフ法やオシロメトリック法は、最高血圧、最低血圧、平均血圧といった代表的な血圧指標を間欠的に測ることしかできないという問題がある。 As a method for measuring blood pressure non-invasively, a method of wrapping a bag-like belt called a cuff mainly around the upper arm and applying pressure to an artery from the outside of the body (hereinafter referred to as a cuff method) has become widespread. The cuff method includes a Korotrov method using Korotrov sound, an oscillometric method using pulse wave vibration, and a capacitance compensation method. However, in the cuff method, since the cuff is attached to an arm or a fingertip to perform pressurization or decompression, the apparatus cannot be reduced in size, and a sense of incongruity during measurement is great. For this reason, there is a problem that it is not suitable for measuring blood pressure constantly while living daily life. Further, the Korotrov method and the oscillometric method, which are widely used among the cuff methods, have a problem that only representative blood pressure indexes such as the maximum blood pressure, the minimum blood pressure, and the average blood pressure can be measured intermittently.
血圧の連続波形を得る非侵襲的方法として、トノメトリ法が知られている。この方法を応用した例が特許文献1、特許文献2に開示されている。しかしながら、この方法は、圧力センサをある程度の圧力で動脈に押し当てなければならないため、やはり違和感が大きいという問題がある。また、カフ法やトノメトリ法は、ともに体の動きによる外乱の影響を受けやすいため、この点でも日常生活を送りながらの血圧の常時測定には向かない。
The tonometry method is known as a non-invasive method for obtaining a continuous blood pressure waveform. Examples of applying this method are disclosed in
違和感が少なくある程度連続的に血圧測定を行える方法として、図12に示す脈波伝搬遅延を測定する方法が、非特許文献1に提案されている。被検者100には、脈波センサ101Aと101Bが装着される。脈波センサ101Aと101Bは、脈波の到達時間が異なる場所たとえば手首と足首にそれぞれ装着され、各場所の脈波を測定する。あるいは、胸部につけた心電センサ102と、一つの脈波センサ、たとえば、脈波センサ101Aまたは101Bの一方とを使用するようにしてもよい。
Non-patent
図13に、心電センサ102によって測定された心電信号(Electrocardiogram、ECG)の例と、脈波センサ101Aまたは101Bによって測定された脈波信号(Photoplethysmograph、PPG)の例を示す。tは時間である。ECGのピーク時刻とPPGの立ち上がり時刻の時間差Tを求め、このTを基に血圧(Blood pressure、P)を算出する方法が、非特許文献1に開示されている。時間差Tとしては、2つの脈波センサ101Aと101Bにおける脈波の到達時間差を用いてもよい。
FIG. 13 shows an example of an electrocardiogram (Electrocardiogram, ECG) measured by the
このとき、心電センサとしては、コンパクトで装着時の違和感がなく測定することのできるセンサが既に開発されている。一方、脈波センサとしては、特許文献3に開示された光電脈波センサが開発されている。
At this time, as an electrocardiographic sensor, a sensor that is compact and can be measured without a sense of incongruity at the time of wearing has already been developed. On the other hand, as a pulse wave sensor, a photoelectric pulse wave sensor disclosed in
図14は、この光電脈波センサの原理を説明する図である。光電脈波センサは、皮膚表面16に装着された光源30から、体内の動脈20に向けて赤外線の照射光40を照射し、動脈20内の血液23によって反射された反射光41を受光器31で受けて、反射光41の強度の変化を測定する方法である。脈波に応じて反射光41の強度が変化することを利用して脈波を測定できる。この光電脈波センサは比較的小型なため、装着時の違和感が少ないという利点がある。また、脈波伝搬遅延を用いるため、脈波のピークや立ち上がりなどの時刻がわかればよく、波高の多少の変動には影響されないという利点がある。
FIG. 14 is a diagram for explaining the principle of this photoelectric pulse wave sensor. The photoelectric pulse wave sensor emits
しかしながら、特許文献3に開示された光電脈波センサを用いた脈波伝搬遅延時間による血圧測定方法には次のような課題がある。すなわち、光電脈波センサは、LED(Light Emitting Diode)などの光源を使用するため消費電力が大きく、電池の頻繁な交換や充電を必要とするという課題がある。また、1心拍ごとに一つの血圧値しか得られないため、連続的な血圧の波形が得られないという課題がある。
However, the blood pressure measurement method based on the pulse wave propagation delay time using the photoelectric pulse wave sensor disclosed in
本発明は、上記の課題に鑑みてなされたものであり、その目的は、日常生活での違和感を軽減しかつ低消費電力で、連続的な血圧の測定を実現することにある。 The present invention has been made in view of the above problems, and an object of the present invention is to realize continuous blood pressure measurement with reduced power consumption and low power consumption.
本発明による血圧測定システムは、磁力線を横切る被検者の血流によって発生する起電力の電圧を時系列に検出する脈波検出手段と、前記電圧に基づいて血圧を算出する処理手段と、を備え、前記脈波検出手段は、前記磁力線を発生する永久磁石と、前記電圧を検出する電極とを有する。 A blood pressure measurement system according to the present invention includes: a pulse wave detection unit that detects in time series a voltage of an electromotive force generated by a blood flow of a subject crossing a magnetic field line; and a processing unit that calculates a blood pressure based on the voltage. The pulse wave detection means includes a permanent magnet that generates the lines of magnetic force, and an electrode that detects the voltage.
本発明による脈波センサは、磁力線を発生する永久磁石と、前記磁力線を横切る血流によって発生する起電力の電圧を検出する電極と、を備える。 The pulse wave sensor according to the present invention includes a permanent magnet that generates a line of magnetic force, and an electrode that detects a voltage of an electromotive force generated by a blood flow across the line of magnetic force.
本発明によれば、日常生活での違和感を軽減しかつ低消費電力で、連続的な血圧の測定を行うことができる。 ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the discomfort in everyday life can be reduced, and a continuous blood pressure measurement can be performed with low power consumption.
以下、図を参照しながら、本発明の実施形態を詳細に説明する。但し、以下に述べる実施形態には、本発明を実施するために技術的に好ましい限定がされているが、発明の範囲を以下に限定するものではない。
(第1の実施形態)
図1は、本発明の第1の実施形態の血圧測定システムの構成を示す図である。血圧測定システム1は、磁力線を横切る被検者の血流によって発生する起電力の電圧を時系列に検出する脈波検出手段2と、前記電圧に基づいて血圧を算出する処理手段3と、を備える。さらに、前記脈波検出手段2は、前記磁力線を発生する永久磁石と、前記電圧を検出する電極とを有する。Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. However, the preferred embodiments described below are technically preferable for carrying out the present invention, but the scope of the invention is not limited to the following.
(First embodiment)
FIG. 1 is a diagram showing a configuration of a blood pressure measurement system according to a first embodiment of the present invention. The blood
本実施形態によれば、日常生活での違和感を軽減しかつ低消費電力で、連続的な血圧の測定を行うことができる。
(第2の実施形態)
図2は、本発明の第2の実施形態の血圧測定システムの構成を示す図である。血圧測定システム1は、脈波センサである脈波検出手段2と、前記脈波に基づいて血圧を算出する処理手段3とを備える。According to the present embodiment, it is possible to perform continuous blood pressure measurement with reduced discomfort in daily life and low power consumption.
(Second Embodiment)
FIG. 2 is a diagram showing a configuration of a blood pressure measurement system according to the second embodiment of the present invention. The blood
脈波検出手段2は、磁力線を横切る被検者の血流によって発生する電圧を時系列に検出することにより、脈波を検出するセンサ部4を備える。さらに、センサ部4で検出された前記電圧を時系列のデジタルデータとする回路部5と、回路部5で得られた前記デジタルデータを処理手段3に送信する通信部6とを備える。前記送信は無線で行うことができる。
The pulse wave detection means 2 includes a
処理手段3は、脈波検出手段2の通信部6から送信された前記デジタルデータを受信する通信部9を備える。さらに、前記デジタルデータから血圧を算出する際に較正を行うために、予め別の方法で得られた被検者の血圧値などを保存する記憶部7と、前記血圧値などを入力する入力部10とを備える。さらに、前記デジタルデータと前記血圧値に基づいて、血圧の時系列データである連続血圧波形を算出する算出部8と、算出結果を表示する表示部11とを備える。
The
処理手段3は、例えばサーバ装置を用いることができる。サーバ装置の中央演算処理装置(Central Processing Unit、CPU)の計算機能により、算出部8を実現することができる。また、サーバ装置のメモリなどの記憶機能により記憶部7を、無線通信などの通信機能により通信部9を、キーボードなどの入力機能により入力部10を、ディスプレイなどの表示機能により表示部11を、各々実現することができる。
For example, a server device can be used as the
処理手段3はまた、スマートフォンなどの携帯端末を用いることができる。処理手段3を携帯端末とすることで、被検者が移動した場合でも、血圧の測定を継続して行うことが可能である。 The processing means 3 can also use a portable terminal such as a smartphone. By using the processing means 3 as a portable terminal, blood pressure can be continuously measured even when the subject moves.
図3は、本実施形態の脈波センサである脈波検出手段2を被検者に装着する例を示す斜視図である。脈波検出手段2は、被検者の腕12の皮膚表面上に貼り付けるなどの方法で装着される。脈波検出手段2の下には動脈が通っており、血流方向25に、すなわち心臓から手13の方向に血液が流れる。
FIG. 3 is a perspective view showing an example in which the pulse wave detecting means 2 which is a pulse wave sensor of the present embodiment is attached to a subject. The pulse
図4は、図3における脈波検出手段2の身体の断面14に沿った断面図である。脈波検出手段2は、皮膚表面16上に配置された永久磁石50と電極61と電極62とを有するセンサ部4、配線71および配線72で電極61および電極62と接続された回路部5、通信部6を有する。
4 is a cross-sectional view taken along the
センサ部4において、永久磁石50は、たとえば、皮膚表面16に面した下面をN極、上面をS極とすると、磁力線55を発生する。永久磁石50の下には動脈20が通っており、この場合、紙面奥から手前方向に血液23が流れる。血液23は電気伝導体であるので、磁力線55を横切って流れることで、フレミングの法則として知られる起電力が血液23の中に発生する。このため、動脈20の左右の血管壁21と血管壁22との間に電圧が生じる。この電圧を電極61と電極62とで検出することができる。この電圧は、血流速度Vに比例するため、この電圧を時系列に測定することによって、血流速度に対応する時系列データが得られる。
In the
センサ部4で得られた電圧は、回路部5によって処理される。図5は、回路部5の構成を示す図である。回路部5は、前記電圧を増幅する増幅部17、前記電圧からノイズを除去するフィルタ部18、前記電圧をアナログ−デジタル変換(Analog−to−Digital Converter、ADCと略す)して時系列のデジタルデータd(t)(tは時間)とするADC部19とを備える。回路部5で時系列のデジタルデータとされた前記電圧は、通信部6から、処理手段3の通信部9に送信される。
The voltage obtained by the
図6は、センサ部4を図4の下側から見た図である。永久磁石50のN極から出た磁力線55は、動脈20の中の血液23を紙面手前に向かって貫く。磁力線55の方向と血流方向25とに垂直な方向に電圧が生じ、電極61と電極62とで検出される。検出された電圧は、回路部5でデジタルデータd(t)とされ、通信部6および通信部9を介して、算出部8に送られる。
6 is a view of the
以下に、算出部8における処理を説明する。
Below, the process in the
まず、血流速度V(t)は、デジタルデータd(t)に比例するため、比例定数uを使って
V(t)=u×d(t) (数式1)
と表すことができる。この数式1と、血流速度V(t)と血圧P(t)の関係式を使い、デジタルデータd(t)から血圧P(t)を求めることができる。First, since the blood flow velocity V (t) is proportional to the digital data d (t), V (t) = u × d (t) (equation 1) using the proportionality constant u.
It can be expressed as. The blood pressure P (t) can be obtained from the digital data d (t) by using
血流速度V(t)と血圧P(t)の関係式として、下記の数式2は簡単で扱いやすいため好ましい例である。
V(t)=C×dP(t)/dt+P(t)/r (数式2)
これは血圧P(t)に関する常微分方程式であり、これを解くことで連続血圧波形を得ることができる。Cは血管コンプライアンス、rは血管抵抗と呼ばれる。たとえば、図7Aに示すように、デジタルデータd(t)から得られたV(t)を使い、数式2を解いて図7Bの連続血圧波形P(t)を得る。As a relational expression between the blood flow velocity V (t) and the blood pressure P (t), the following
V (t) = C × dP (t) / dt + P (t) / r (Formula 2)
This is an ordinary differential equation for blood pressure P (t), and a continuous blood pressure waveform can be obtained by solving this. C is called vascular compliance and r is called vascular resistance. For example, as shown in FIG. 7A, the continuous blood pressure waveform P (t) of FIG. 7B is obtained by solving
実際にはデジタルデータd(t)は離散的なサンプリング時刻でのデータであり、これから求められる血圧P(t)も同じく離散的なサンプリング時刻における時系列データである。しかしながら、1心拍中に十分な数のサンプル数があれば、図7Aおよび図7Bに示すような連続波形を十分な精度で近似できる。微分方程式を数値的に解くことは高い計算能力と多くの消費電力を要する。このため、デジタルデータd(t)からの血圧P(t)の算出は、処理手段3で行うのが望ましい。 Actually, the digital data d (t) is data at discrete sampling times, and the blood pressure P (t) obtained from this is also time-series data at discrete sampling times. However, if there is a sufficient number of samples in one heartbeat, a continuous waveform as shown in FIGS. 7A and 7B can be approximated with sufficient accuracy. Solving differential equations numerically requires high computing power and a lot of power consumption. For this reason, it is desirable that the processing means 3 calculates the blood pressure P (t) from the digital data d (t).
数式1と数式2に含まれるパラメータu、r、Cは、予め別の方法、たとえばカフ法やトノメトリ法などで得た被検者の血圧値に、本実施形態によって算出される血圧値が合うように定める。この工程を較正と呼ぶ。較正を行うのに使用するカフ法やトノメトリ法などの血圧測定機器は携帯性に乏しいが、一度較正を行えば、これで得たパラメータをしばらくの期間使うことができる。たとえば、診療所や病院もしくは自宅で較正を行い、そこで得たパラメータを使って、本実施形態により日常生活を送りながら何日かの血圧の連続測定を行うことができる。
The parameters u, r, and C included in
図8に、本実施形態による血圧算出のフローチャートを示す。 FIG. 8 shows a flowchart of blood pressure calculation according to the present embodiment.
ステップS101では、数式1および数式2に含まれるパラメータu、r、Cを較正する。このためには、まず、予めカフ法などの別の方法で、被検者の血圧値を測定し、測定した血圧値を入力部10から入力し記憶部7に保存する。一方、脈波検出手段2により、同じ被検者の脈波に相当する電圧の時系列データを検出する。検出された電圧の時系列データは、回路部5でデジタルデータd(t)とされ、通信部6および通信部9を介して、算出部8に送られる。このデジタルデータd(t)から、数式1および数式2によって得られた血圧値が、例えばカフ法で予め得た血圧値に合うように、パラメータu、r、Cを定める。以上のようにして定められたパラメータは記憶部7に保存され、以降のステップで血圧値を算出する際に使用される。
In step S101, the parameters u, r, and C included in
以上のパラメータの較正に際して、脈波検出手段2による測定と、カフ法などの別の方法による測定とは、できるだけ近い時間に、同じ条件下で行うことが望ましい。また、較正の精度を高めるために、双方の方法による測定と結果の合わせこみを複数回にわたって行うことが望ましい。また、測定を高精度で行うために、病院や診療所もしくは自宅などで体を動かさない状態で測定を行うことが望ましい。 When calibrating the above parameters, it is desirable that the measurement by the pulse wave detection means 2 and the measurement by another method such as the cuff method be performed under the same conditions at the closest time possible. Further, in order to increase the accuracy of calibration, it is desirable to perform measurement and result matching by both methods a plurality of times. In order to perform measurement with high accuracy, it is desirable to perform measurement without moving the body in a hospital, clinic, home, or the like.
ステップS102では、脈波検出手段2により脈波に相当する電圧の時系列データを取得する。このときの時系列データは、1つの心拍の中で複数の電圧を時系列に取得した時系列データとすることができる。また、この時系列データを複数の心拍分とすることもできる。このステップ以降は、通常の日常生活を送りながら行うことができる。なお、ステップS102以降における脈波検出手段2は、ステップS101での装着状態を保つ必要がある。これは、数式1のパラメータuは脈波検出手段2の装着状態によって変わるためである。
In step S102, the
ステップS103では、ステップS102で取得した電圧のデータを回路部5でデジタルデータd(t)とし、処理手段3に送信する。通信部6から通信部9への送信は、日常生活での違和感がないようにするために、無線通信とすることが望ましい。また、送信時の低消費電力化のために、ある程度の分量のデータをまとめて送信することが望ましい。たとえば、1心拍分のデータごとにまとめて送信することが望ましい。
In step S103, the voltage data acquired in step S102 is converted into digital data d (t) by the
ステップS104では、ステップS103で送信された電圧データのデジタルデータd(t)と、ステップS101で定めたパラメータu、r、Cと、数式1および数式2から、たとえば1心拍分の血圧を算出する。この血圧を算出する手続きは数式2を解くこと、すなわち積分することで行われる。このとき、デジタルデータd(t)に基づく血流速度V(t)は被積分関数に含まれる。一般に積分はノイズを低減する効果があるため、このような手法によって血圧を算出することで、低ノイズの血圧値を得ることができる。
In step S104, for example, blood pressure for one heartbeat is calculated from the digital data d (t) of the voltage data transmitted in step S103, the parameters u, r, and C determined in step S101, and
ステップS105では、脈波検出手段2によるセンシングを終了するか否かを判定する。この判定は、たとえば処理手段が処理を終了する動作に移行したか否かによって行われる。終了する場合(YES)、フローチャートは終了する。終了しない場合(NO)、ステップS102以降を繰り返す。以上により、連続的に血圧が算出される。 In step S105, it is determined whether or not the sensing by the pulse wave detection means 2 is to be terminated. This determination is made based on, for example, whether or not the processing means has shifted to an operation for ending the processing. If the process ends (YES), the flowchart ends. If not finished (NO), step S102 and subsequent steps are repeated. As described above, the blood pressure is continuously calculated.
本実施形態の脈波センサである脈波検出手段2は、永久磁石を使った電磁脈波センサであるため低消費電力である。たとえば、図14の光電脈波センサのように消費電力を必要とする光源を有しない。よって、小型の電池でも十分長い期間動作し続けることができる。また、本電磁脈波センサは、構造が簡単なため小型化が容易である。よって、皮膚表面に小型の電磁脈波センサを貼るだけでよいため、違和感なく日常生活を送ることができる。 Since the pulse wave detection means 2 which is a pulse wave sensor of this embodiment is an electromagnetic pulse wave sensor using a permanent magnet, it consumes low power. For example, it does not have a light source that requires power consumption like the photoelectric pulse wave sensor of FIG. Therefore, even a small battery can continue to operate for a sufficiently long period. In addition, since the electromagnetic pulse wave sensor has a simple structure, it can be easily downsized. Therefore, since it is only necessary to attach a small electromagnetic pulse wave sensor to the skin surface, it is possible to live daily life without a sense of incongruity.
また、脈波伝達遅延を用いる常時装着用血圧計の場合は、高々1心拍ごとに1つの血圧値が得られるのみである。それに対して、本実施形態によれば、連続的な血圧波形、すなわち、1心拍内の複数の血圧値を得ることができる。それは、電磁脈波センサにより1心拍内で複数の血流速度に対応する脈波データを取得し、このデータを基に血流速度と血圧の関係式を使って、1心拍内の複数のサンプリングポイントに対応した連続的な血圧波形を得ることができるためである。 Further, in the case of a sphygmomanometer that is always worn using a pulse wave transmission delay, only one blood pressure value can be obtained for each heartbeat at most. On the other hand, according to this embodiment, a continuous blood pressure waveform, that is, a plurality of blood pressure values within one heartbeat can be obtained. It acquires pulse wave data corresponding to a plurality of blood flow velocities within one heartbeat by an electromagnetic pulse wave sensor, and uses a relational expression between blood flow velocity and blood pressure based on this data to perform a plurality of samplings within one heartbeat. This is because a continuous blood pressure waveform corresponding to the point can be obtained.
また、脈波伝達遅延を用いる場合は、図12に示したように、少なくとも心電センサ102と一つの脈波センサ101Aまたは101B、もしくは2つの脈波センサ101Aと101Bを必要とした。しかしながら、本実施形態によれば、一つの電磁脈波センサのみで血圧を算出できる。
Further, when using the pulse wave transmission delay, as shown in FIG. 12, at least the
以上のように、本実施形態によれば、日常生活での違和感を軽減しかつ低消費電力で、連続的な血圧の測定を行うことができる。
(第3の実施形態)
図9は、本発明の第3の実施形態の脈波センサである脈波検出手段2のセンサ部4’の断面構造を示す図である。図9における身体の断面15は、図3における身体の断面14に対して垂直な断面であり、血流方向25に沿う断面である。皮膚表面16の上に配置された永久磁石50’は馬蹄形を有する。As described above, according to this embodiment, it is possible to perform continuous blood pressure measurement with reduced discomfort in daily life and low power consumption.
(Third embodiment)
FIG. 9 is a diagram showing a cross-sectional structure of the
永久磁石50’のN極からS極に向かって磁力線55’が発生する。N極の直下では、磁力線55’は上から下へ血液23を貫き、S極の直下では下から上へ血液23を貫く。N極の下とS極の下との血流方向25は同じであるため、フレミングの法則により、N極近傍に生じる電圧と、S極近傍に生じる電圧の極性は互いに反対方向になる。
図10は、図9の構造を下側から見た底面図を示す。N極である磁極51直下の磁力線55Nは血液23を紙面手前方向に貫き、S極である磁極52直下の磁力線55Sは血液23を紙面奥に向かって貫く。このため、電極62’と電極61の間に生じる電圧と、電極62’と電極63の間に生じる電圧の極性は逆方向となる。電極62’は磁極51と磁極52とで共有している。よって、電極62’を基準にして電極61と電極63には互いに反対方向の極性を有する電圧が生じる。これは、磁極51と磁極52の近傍に生じる電圧を直列接続することに相当する。電極62’を計装アンプの基準入力、電極61と電極63をそれぞれ計装アンプのプラス入力とマイナス入力に接続することで、低雑音で好感度の増幅をすることができる。この計装アンプは、図5の回路部5の増幅部17として組み込まれる。
FIG. 10 shows a bottom view of the structure of FIG. 9 as viewed from below. The
生体信号は、商用交流電源からのいわゆるハムノイズの影響を受けやすい。本実施形態の電磁脈波センサによれば、ハムノイズなどの同相ノイズ、すなわち、計装アンプのプラス入力とマイナス入力の両方に同相で加わるノイズを除去できる利点がある。 The biological signal is easily affected by so-called hum noise from a commercial AC power supply. According to the electromagnetic pulse wave sensor of this embodiment, there is an advantage that in-phase noise such as hum noise, that is, noise added in phase to both the positive input and the negative input of the instrumentation amplifier can be removed.
本実施形態のセンサ部4’を有する脈波検出手段は、図2に示す血液測定システムの脈波検出手段2として使用することができる。また、本実施形態のセンサ部4’を有する脈波検出手段は、図3に示すように、被検者の腕12に貼り付けることによって、日常的に連続的に血圧を測定することができる。なお、図9および図10に示す構造において、永久磁石50’の磁極の配置の方向、すなわち、磁力線55の方向は、反対方向であっても良い。
The pulse wave detection means having the
以上のように、本実施形態によれば、日常生活での違和感を軽減しかつ低消費電力で、連続的な血圧の測定を行うことができる。
(第4の実施形態)
次に、本発明の第4の実施形態について説明する。本実施形態では、第2の実施形態または第3の実施形態の血液測定システムおよび脈波センサと、脈波伝達遅延を測定する方法とを組み合わせる。すなわち、図12に示したように、一つの心電センサ102と一つの脈波センサ101A、もしくは二つの脈波センサ101Aと101Bによって脈波伝達遅延を測定し、これにより心拍ごとに血圧値を算出する。この血圧値を使って、第2の実施形態または第3の実施形態の血液測定システムによって算出される血圧値を心拍ごとに較正する。As described above, according to this embodiment, it is possible to perform continuous blood pressure measurement with reduced discomfort in daily life and low power consumption.
(Fourth embodiment)
Next, a fourth embodiment of the present invention will be described. In the present embodiment, the blood measurement system and the pulse wave sensor of the second or third embodiment are combined with a method for measuring a pulse wave transmission delay. That is, as shown in FIG. 12, the pulse wave transmission delay is measured by one
図11に、本実施形態による血圧算出のフローチャートを示す。ここでは、第1と第2の2つの電磁脈波センサを使用する例で説明するが、電磁脈波センサの一方を心電センサとしてもよい。 FIG. 11 shows a flowchart of blood pressure calculation according to the present embodiment. Here, an example in which the first and second electromagnetic pulse wave sensors are used will be described, but one of the electromagnetic pulse wave sensors may be an electrocardiographic sensor.
ステップS201では、数式1および数式2に含まれるパラメータu、r、Cを較正する。この工程は図8のフローチャートのステップS101と同様である。
In step S201, the parameters u, r, and C included in
ステップS202では、第1の電磁脈波センサ(脈波検出手段2)で、脈波に相当する電圧の時系列データを取得する。さらに、取得した電圧のデータを回路部5でデジタルデータd(t)とし、処理手段3に送信する。ステップS202の工程は、図8のステップS102およびステップS103の工程と同様である。なお、脈波に相当する電圧の時系列データから、処理手段3の算出部8の計算機能を用いて、第1の電磁脈波センサでの脈波到達時刻を得る。
In step S202, the first electromagnetic pulse wave sensor (pulse wave detecting means 2) acquires time-series data of the voltage corresponding to the pulse wave. Further, the acquired voltage data is converted into digital data d (t) by the
ステップS203では、第2の電磁脈波センサ(脈波検出手段2)で、脈波に相当する電圧の時系列データを取得する。これを処理手段3に送信し、処理手段3の算出部8の計算機能を用いて、第2の電磁脈波センサでの脈波到達時刻を得る。ここでの脈波到達時刻は、第2の電磁脈波センサの代わりに心電センサを使って求めることもできる。
In step S203, the second electromagnetic pulse wave sensor (pulse wave detecting means 2) acquires time-series data of the voltage corresponding to the pulse wave. This is transmitted to the processing means 3, and the pulse wave arrival time at the second electromagnetic pulse wave sensor is obtained using the calculation function of the
ステップS204では、処理手段3にて、第1と第2の電磁脈波センサでの脈波伝達遅延を求め、これに基づいて血圧値を算出する。脈波伝達遅延から血圧値を算出する方法は、非特許文献1の方法を用いることができる。
In step S204, the processing means 3 obtains pulse wave transmission delays in the first and second electromagnetic pulse wave sensors, and calculates a blood pressure value based on this. As a method for calculating the blood pressure value from the pulse wave transmission delay, the method of
ステップS205では、ステップS202で送信された電圧データのデジタルデータd(t)と、ステップS201で定めたパラメータu、r、Cと、数式1および数式2から、たとえば1心拍分の血圧を算出する。ステップS205の工程は、図8のステップS104の工程と同様である。
In step S205, for example, blood pressure for one heartbeat is calculated from the digital data d (t) of the voltage data transmitted in step S202, the parameters u, r, and C determined in step S201, and
ステップS206では、ステップS204で得た血圧値と、ステップS205で得た血圧データとが整合するように、血圧データを心拍ごとに較正する。たとえば、ステップS204で心拍ごとの最高血圧を得、ステップS205で得た心拍ごとの血圧データから求めた最高血圧が、ステップS204で得た最高血圧と一致するように、ステップS205で得た血圧データを定数倍する。 In step S206, the blood pressure data is calibrated for each heartbeat so that the blood pressure value obtained in step S204 matches the blood pressure data obtained in step S205. For example, the blood pressure data obtained in step S205 is obtained so that the highest blood pressure for each heart beat is obtained in step S204, and the highest blood pressure obtained from the blood pressure data for each heart beat obtained in step S205 matches the highest blood pressure obtained in step S204. Is multiplied by a constant.
ステップS207では、センシングを終了するか否かを判定する。この判定は、たとえば処理手段3が処理を終了する動作に移行したか否かによって行われる。終了する場合(YES)、フローチャートは終了する。終了しない場合(NO)、ステップS202以降を繰り返す。以上により、連続的に血圧が算出される。 In step S207, it is determined whether or not to end sensing. This determination is made based on, for example, whether or not the processing means 3 has shifted to an operation for ending the processing. If the process ends (YES), the flowchart ends. If not finished (NO), step S202 and subsequent steps are repeated. As described above, the blood pressure is continuously calculated.
本実施形態では、心拍ごとに血圧値の較正が行われるため、体の動きや発汗などによる電磁脈波センサでの取得データの変動、具体的には数式1の定数uの変動の影響を受けにくいという利点がある。
In this embodiment, since the blood pressure value is calibrated for each heartbeat, it is affected by fluctuations in the acquired data in the electromagnetic pulse wave sensor due to body movement, sweating, etc., specifically, fluctuations in the constant u in
以上のように、本実施形態によれば、日常生活での違和感を軽減しかつ低消費電力で、連続的な血圧の測定を行うことができる。 As described above, according to this embodiment, it is possible to perform continuous blood pressure measurement with reduced discomfort in daily life and low power consumption.
本発明は上記実施形態に限定されることなく、請求の範囲に記載した発明の範囲内で種々の変形が可能であり、それらも本発明の範囲内に含まれるものであることはいうまでもない。 The present invention is not limited to the above-described embodiments, and various modifications are possible within the scope of the invention described in the claims, and it goes without saying that these are also included in the scope of the present invention. Absent.
また、上記の実施形態の一部又は全部は、以下の付記のようにも記載され得るが、以下には限られない。 Moreover, although a part or all of said embodiment may be described also as the following additional remarks, it is not restricted to the following.
付記
(付記1)
磁力線を横切る被検者の血流によって発生する起電力の電圧を時系列に検出する脈波検出手段と、前記電圧に基づいて血圧を算出する処理手段と、を備え、前記脈波検出手段は、前記磁力線を発生する永久磁石と、前記電圧を検出する電極とを有する、血圧測定システム。
(付記2)
前記永久磁石は、前記被検者の皮膚表面に配置されたN極とS極とを有し、
前記電極は、
前記N極側と前記S極側とでそれぞれ発生する前記起電力の基準電位となる、前記N極側と前記S極側との共通電極と、
前記共通電極に対して、前記N極側で発生する前記起電力の第1の電位を検出する第1の電極と、前記第1の電位とは逆極性の、前記S極側で発生する前記起電力の第2の電位を検出する第2の電極と、を有し、
前記基準電位と前記第1の電位と前記第2の電位とにより前記電圧を検出する、付記1記載の血圧測定システム。
(付記3)
前記脈波検出手段は、前記共通電極と前記第1の電極と前記第2の電極とを計装アンプに接続した、付記2記載の血圧測定システム。
(付記4)
前記脈波検出手段は、少なくとも一つの心拍の中で複数の前記電圧を検出する、付記1から3の内の1項記載の血圧測定システム。
(付記5)
前記脈波検出手段は、前記電圧を前記処理手段へ無線送信する、付記1から4の内の1項記載の血圧測定システム。
(付記6)
前記処理手段は、前記血圧を時系列に算出する、付記1から5の内の1項記載の血圧測定システム。
(付記7)
前記処理手段は、前記電圧に基づいて血流速度を算出し、前記血流速度を含む微分方程式を解いて前記血圧を算出する、付記1から6の内の1項記載の血圧測定システム。
(付記8)
前記処理手段は、前記血流速度および前記血圧の算出におけるパラメータを、予め得られた血圧により較正する、付記7記載の血圧測定システム。
(付記9)
前記処理手段は、前記較正を、予めカフ法もしくはトノメトリ法で得られた血圧により行う、付記8記載の血圧測定システム。
(付記10)
前記処理手段は、前記血圧を、前記被検者の異なる部位における脈波到達時刻の差に基づいて得られる血圧により較正する、付記1から9の内の1項記載の血圧測定システム。
(付記11)
磁力線を発生する永久磁石と、前記磁力線を横切る血流によって発生する起電力の電圧を検出する電極と、を備えた脈波センサ。
(付記12)
前記永久磁石は、被検者の皮膚表面に配置されたN極とS極とを有し、
前記電極は、
前記N極側と前記S極側とでそれぞれ発生する前記起電力の基準電位となる、前記N極側と前記S極側との共通電極と、
前記共通電極に対して、前記N極側で発生する前記起電力による第1の電位を検出する第1の電極と、前記第1の電位とは逆極性の、前記S極側で発生する前記起電力による第2の電位を検出する第2の電極と、を有し、
前記基準電位と前記第1と第2の電位とにより前記電圧を検出する、付記11記載の脈波センサ。
(付記13)
前記共通電極と前記第1の電極と前記第2の電極とを計装アンプに接続した、付記12記載の脈波センサ。
(付記14)
前記電圧を時系列に検出する、付記11または13記載の脈波センサ。
(付記15)
少なくとも一つの心拍の中で複数の前記電圧を検出する、付記11から14の内の1項記載の脈波センサ。
(付記16)
前記電圧をデジタルデータに変換する回路部を備えた、付記11から15の内の1項記載の脈波センサ。
(付記17)
前記デジタルデータを無線送信する通信部を備えた、付記16記載の脈波センサ。Appendix (Appendix 1)
A pulse wave detection means for detecting in time series a voltage of an electromotive force generated by a blood flow of a subject crossing a magnetic field line; and a processing means for calculating a blood pressure based on the voltage, the pulse wave detection means A blood pressure measurement system comprising: a permanent magnet that generates the lines of magnetic force; and an electrode that detects the voltage.
(Appendix 2)
The permanent magnet has an N pole and an S pole disposed on the skin surface of the subject,
The electrode is
A common electrode for the N pole side and the S pole side, which serves as a reference potential for the electromotive force generated respectively on the N pole side and the S pole side;
A first electrode for detecting a first potential of the electromotive force generated on the N pole side with respect to the common electrode, and the polarity generated on the S pole side having a polarity opposite to the first potential A second electrode for detecting a second potential of the electromotive force,
The blood pressure measurement system according to
(Appendix 3)
The blood pressure measurement system according to
(Appendix 4)
4. The blood pressure measurement system according to
(Appendix 5)
5. The blood pressure measurement system according to
(Appendix 6)
6. The blood pressure measurement system according to
(Appendix 7)
7. The blood pressure measurement system according to
(Appendix 8)
The blood pressure measurement system according to
(Appendix 9)
The blood pressure measurement system according to
(Appendix 10)
10. The blood pressure measurement system according to one of
(Appendix 11)
A pulse wave sensor comprising: a permanent magnet that generates magnetic lines of force; and an electrode that detects a voltage of an electromotive force generated by a blood flow crossing the magnetic lines of force.
(Appendix 12)
The permanent magnet has an N pole and an S pole disposed on the skin surface of the subject,
The electrode is
A common electrode for the N pole side and the S pole side, which serves as a reference potential for the electromotive force generated respectively on the N pole side and the S pole side;
A first electrode for detecting a first potential due to the electromotive force generated on the N pole side with respect to the common electrode, and the polarity generated on the S pole side having a polarity opposite to the first potential A second electrode for detecting a second potential due to an electromotive force,
The pulse wave sensor according to
(Appendix 13)
The pulse wave sensor according to
(Appendix 14)
14. The pulse wave sensor according to
(Appendix 15)
15. The pulse wave sensor according to one of
(Appendix 16)
16. The pulse wave sensor according to one of
(Appendix 17)
The pulse wave sensor according to appendix 16, comprising a communication unit for wirelessly transmitting the digital data.
この出願は、2014年2月3日に出願された日本出願特願2014−018432を基礎とする優先権を主張し、その開示の全てをここに取り込む。 This application claims the priority on the basis of Japanese application Japanese Patent Application No. 2014-018432 for which it applied on February 3, 2014, and takes in those the indications of all here.
本発明は、日常的に常時装着可能な脈波センサ、およびこれを装着して血圧を連続的に測定する血圧測定システムに利用可能である。 INDUSTRIAL APPLICABILITY The present invention is applicable to a pulse wave sensor that can be always worn on a daily basis, and a blood pressure measurement system that wears the pulse wave sensor and continuously measures blood pressure.
1 血圧測定システム
2 脈波検出手段
3 処理手段
4、4’ センサ部
5 回路部
6 通信部
7 記憶部
8 算出部
9 通信部
10 入力部
11 表示部
12 腕
13 手
14、15 身体の断面
16 皮膚表面
17 増幅部
18 フィルタ部
19 ADC部
20 動脈
21、22 血管壁
23 血液
25 血流方向
30 光源
31 受光器
40 照射光
41 反射光
50、50’ 永久磁石
51、52 磁極
55、55’、55N、55S 磁力線
61、62、62’、63 電極
71、72 配線
100 被検者
101A、101B 脈波センサ
102 心電センサDESCRIPTION OF
Claims (10)
前記脈波検出手段は、前記磁力線を発生する永久磁石と、前記電圧を検出する電極とを有する、血圧測定システム。A pulse wave detection means for detecting in time series the voltage of the electromotive force generated by the blood flow of the subject crossing the magnetic field lines, and a processing means for calculating blood pressure based on the voltage,
The pulse wave detection unit includes a permanent magnet that generates the magnetic lines of force, and an electrode that detects the voltage.
前記電極は、
前記N極側と前記S極側とでそれぞれ発生する前記起電力の基準電位となる、前記N極側と前記S極側との共通電極と、
前記共通電極に対して、前記N極側で発生する前記起電力の第1の電位を検出する第1の電極と、前記第1の電位とは逆極性の、前記S極側で発生する前記起電力の第2の電位を検出する第2の電極と、を有し、
前記基準電位と前記第1の電位と前記第2の電位とにより前記電圧を検出する、請求項1記載の血圧測定システム。The permanent magnet has an N pole and an S pole disposed on the skin surface of the subject,
The electrode is
A common electrode for the N pole side and the S pole side, which serves as a reference potential for the electromotive force generated respectively on the N pole side and the S pole side;
A first electrode for detecting a first potential of the electromotive force generated on the N pole side with respect to the common electrode, and the polarity generated on the S pole side having a polarity opposite to the first potential A second electrode for detecting a second potential of the electromotive force,
The blood pressure measurement system according to claim 1, wherein the voltage is detected by the reference potential, the first potential, and the second potential.
前記電極は、
前記N極側と前記S極側とでそれぞれ発生する前記起電力の基準電位となる、前記N極側と前記S極側との共通電極と、
前記共通電極に対して、前記N極側で発生する前記起電力による第1の電位を検出する第1の電極と、前記第1の電位とは逆極性の、前記S極側で発生する前記起電力による第2の電位を検出する第2の電極と、を有し、
前記基準電位と前記第1と第2の電位とにより前記電圧を検出する、請求項8記載の脈波センサ。The permanent magnet has an N pole and an S pole disposed on the skin surface of the subject,
The electrode is
A common electrode for the N pole side and the S pole side, which serves as a reference potential for the electromotive force generated respectively on the N pole side and the S pole side;
A first electrode for detecting a first potential due to the electromotive force generated on the N pole side with respect to the common electrode, and the polarity generated on the S pole side having a polarity opposite to the first potential A second electrode for detecting a second potential due to an electromotive force,
9. The pulse wave sensor according to claim 8, wherein the voltage is detected by the reference potential and the first and second potentials.
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