WO2013180085A1 - 血圧測定装置 - Google Patents

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WO2013180085A1
WO2013180085A1 PCT/JP2013/064685 JP2013064685W WO2013180085A1 WO 2013180085 A1 WO2013180085 A1 WO 2013180085A1 JP 2013064685 W JP2013064685 W JP 2013064685W WO 2013180085 A1 WO2013180085 A1 WO 2013180085A1
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WO
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measurement
blood pressure
pulse wave
time difference
value
Prior art date
Application number
PCT/JP2013/064685
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English (en)
French (fr)
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広明 石澤
祐樹 宮内
祥平 児山
真輝 川村
Original Assignee
国立大学法人信州大学
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01L—MEASURING FORCE, STRESS, TORQUE, WORK, MECHANICAL POWER, MECHANICAL EFFICIENCY, OR FLUID PRESSURE
    • G01L11/00—Measuring steady or quasi-steady pressure of a fluid or a fluent solid material by means not provided for in group G01L7/00 or G01L9/00
    • G01L11/02—Measuring steady or quasi-steady pressure of a fluid or a fluent solid material by means not provided for in group G01L7/00 or G01L9/00 by optical means
    • G01L11/025—Measuring steady or quasi-steady pressure of a fluid or a fluent solid material by means not provided for in group G01L7/00 or G01L9/00 by optical means using a pressure-sensitive optical fibre
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
    • A61B5/02108—Measuring pressure in heart or blood vessels from analysis of pulse wave characteristics
    • A61B5/02125—Measuring pressure in heart or blood vessels from analysis of pulse wave characteristics of pulse wave propagation time
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
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    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/024—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate
    • A61B5/02444—Details of sensor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/026—Measuring blood flow
    • A61B5/0295—Measuring blood flow using plethysmography, i.e. measuring the variations in the volume of a body part as modified by the circulation of blood therethrough, e.g. impedance plethysmography

Definitions

  • the present invention relates to a blood pressure measurement device using a fiber Bragg grating (FBG) sensor.
  • FBG fiber Bragg grating
  • Sphygmomanometers used for blood pressure measurement are invasive sphygmomanometers using an invasive measurement method and non-invasive sphygmomanometers using a noninvasive measurement method such as a sphygmomanometer that measures by pressing the measurement site with a cuff. Broadly divided.
  • the invasive blood pressure monitor measures a blood pressure continuously by inserting a catheter or a sensor into a blood vessel.
  • Non-invasive sphygmomanometers are based on intermittent measurement using cuffs such as Korotkoff, oscillometric, ultrasonic, and electronic, as well as those capable of continuous measurement such as tonometry and volume compensation. is there.
  • the Korotkoff method uses a sensor to detect the Korotkoff sound that occurs in the process of gradually reducing the cuff pressure from the state where the blood flow is stopped by pressing the measurement site with the cuff, and when the Korotkoff sound occurs and the Korotkoff sound disappears.
  • the blood pressure value is obtained based on the time point (for example, Patent Document 1).
  • blood pressure is calculated from pressure pulse wave information obtained in the process of reducing cuff pressure (for example, Patent Document 2).
  • the tonometry method is a method in which the pressure plate is pressed against the skin surface so that the blood vessel wall becomes flat, and the blood pressure is obtained by estimating the intravascular pressure from the reaction force of the pressure plate (for example, Patent Document 3).
  • the volume compensation method measures the internal volume of the artery when a reference cuff pressure is applied, and controls the cuff pressure so that the internal volume of the artery does not change even if the internal pressure of the artery changes. This is a method of detecting the cuff pressure when it is maintained to obtain blood pressure (for example, Patent Document 4).
  • the sphygmomanometer is capable of continuously measuring blood pressure, but it is based on an invasive measurement method, and thus is limited to clinically particularly necessary cases.
  • the method of measuring using a cuff is that there is a problem of stress due to cuff pressure because the measurement site is compressed by the cuff, and the blood pressure value at intermittent temporary points is known, but the blood pressure There is a problem that the transition of the blood pressure cannot be seen, and it does not indicate the maximum / minimum blood pressure value at the same heart rate.
  • the tonometry method enables continuous measurement with a non-invasive blood pressure monitor.
  • this method it is difficult to set the pressure receiving plate in alignment with the blood vessel, the output waveform greatly fluctuates due to slight displacement of the pressure receiving plate, and it is difficult to measure accurately, and the apparatus is complicated. There is a problem that it is expensive.
  • the volume compensation method also enables continuous measurement, but since this method measures while continuously pressing with a cuff, venous return is inhibited, pain occurs in long-term measurement, There has been a problem that the measurement accuracy is lowered due to discoloration due to cyanosis, and that the apparatus is enlarged.
  • the present invention has been made to solve these problems, and enables non-invasive methods to be examined with as little stress as possible on a subject and to continuously measure blood pressure.
  • An object is to provide a blood pressure measurement device.
  • the blood pressure measurement device measures a fiber Bragg grating sensor disposed at each of a plurality of measurement sites where a pulse wave of a subject is detected, and a signal accompanying the pulse wave at the measurement site of the fiber Bragg grating sensor
  • An optical fiber sensor system that detects each part separately and a measurement unit that detects a blood pressure value of a subject based on a time difference between pulse waves at the plurality of measurement parts.
  • a pulse wave propagation velocity that propagates through an artery using a fiber Bragg grating sensor (FBG sensor) from a time difference ( ⁇ T) of a pulse wave at a plurality of measurement sites of a subject and a distance (L) between the measurement sites.
  • FBG sensor fiber Bragg grating sensor
  • ⁇ T time difference
  • L distance
  • PWV L / ⁇ T
  • blood pressure is detected from the pulse wave velocity.
  • the blood pressure value can be detected with higher accuracy by increasing the number of measurement sites.
  • E Young's modulus (an index of wall hardness)
  • h the wall thickness
  • ⁇ the blood density. That is, factors that increase PWV include a hard blood vessel wall, a thick blood vessel wall, a small blood vessel radius, and a low blood density.
  • FIG. 1 shows the correlation between blood vessel hardness, pulse wave velocity, and blood pressure. The hardness of the blood vessel greatly affects the blood pressure, that is, the blood pressure value. If the blood vessel is hard, the pulse wave propagation speed is high and the blood pressure is high.
  • a fiber Bragg grating sensor (FBG sensor) is used for pulse wave detection, and the pulse rate and the like can be known by detecting the period of the pulse wave signal (Non-Patent Documents 3 and 4). 5, 6).
  • Fig. 2 shows a schematic diagram of the FBG sensor.
  • ⁇ is the period of the refractive index grating, and neff is the effective refractive index of the propagation mode.
  • FBBG sensor is used to detect extremely small distortions.
  • a tensile (compression) strain occurs in the length direction of the FBG sensor, the period of the refractive index grating changes, and the Bragg wavelength shifts to the long wavelength (short wavelength) side. Since this wavelength shift amount is proportional to the strain applied to the optical fiber, the strain amount can be derived by detecting the wavelength shift amount.
  • an FBG sensor with medical tape on the skin surface of the measurement site where it is easy to detect arterial expansion and contraction, such as wrist, finger, upper arm, ear, neck, chest, calf, ankle, and temple. Paste and detect with optical fiber sensor system.
  • the FBG sensor can detect a pulse wave by detecting a slight displacement (distortion) of the skin surface due to the expansion and contraction of the artery.
  • the time difference of the pulse wave between at least two measurement sites is obtained, and the pulse wave velocity is calculated from the distance between the measurement sites. It needs to be detected.
  • the positions to be measured apart from each other such as the neck and ankle and the wrist and ankle.
  • the FBG sensor is extremely sensitive, the measurement site does not necessarily have to be a location where pulse waves can be easily detected. However, select a site that can eliminate external noise as much as possible and does not stress the subject. It is good.
  • An optical fiber sensor system is a light source that enters an FBG sensor, an interferometer that detects the amount of wavelength shift of reflected light from the FBG sensor, and a light detector that includes a light receiving element that detects light intensity. This means a system including an optical system and a control system used in the above. There are various methods for detecting the wavelength shift amount of the reflected light from the FBG sensor, and the detection method is not limited.
  • the measurement unit includes data processing means for detecting the blood pressure value of the subject from the time difference between the pulse waves of a plurality of measurement sites detected from the optical signal of the FBG sensor.
  • the data processing means the pulse from the correlation between the measurement result of the time difference of the pulse wave at a plurality of measurement sites and the monitor value obtained by monitoring the blood pressure value of the subject using an existing blood pressure monitor in parallel with this measurement.
  • a correlation formula (calibration formula) between the wave time difference and the blood pressure value is constructed, and the blood pressure of the subject is detected (predicted) based on the pulse wave signal from the FBG sensor according to the calibration formula.
  • the measurement unit includes a means for detecting a pulse rate from the measurement result of the pulse wave, a correction value obtained by correcting the time difference of the pulse wave at a plurality of measurement sites by the pulse rate, and the measurement of the pulse wave in parallel.
  • the data processing means for detecting the blood pressure value of the subject from the measurement result of the correction value, the time difference of the pulse wave and the pulse rate By using the method of detecting the blood pressure value based on the measurement result of the correction value corrected by the above, more accurate detection can be performed.
  • the correction value a value obtained by dividing the time difference between pulse waves by the pulse rate can be used.
  • a method of constructing a calibration formula by detecting a time difference between measurement sites from a peak position of a waveform obtained by first-order differential processing of pulse wave measurement waveforms at a plurality of measurement sites is effective.
  • the measurement accuracy can be further improved by smoothing the measurement waveform by the filter process before the primary differentiation process.
  • the time difference (pulse wave propagation speed) of the pulse wave between the measurement sites is detected and converted into a blood pressure value.
  • the blood pressure may appear differently depending on the physical condition of the person. In the case of different subjects, blood pressure values are not always the same even if the pulse wave velocity is the same.
  • the blood pressure measurement device according to the present invention is used to continuously measure blood pressure over a long period of time, the blood pressure value is predicted from the absolute value of the pulse wave velocity by accumulating the measurement data of the subject. Can be obtained with a certain degree of reliability.
  • blood pressure can be easily measured by a method of attaching a fiber Bragg grating sensor to a subject, and it is easy to continuously measure the blood pressure of a subject. It becomes possible.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a blood pressure measurement device according to the present invention. It is the measurement data about the wavelength shift amount of the FBG sensor in the measurement site
  • 5 is an enlarged graph showing measurement data for 0 to 2 seconds in FIG. It is a graph after a filter process.
  • 7 is a graph showing enlarged data of 0 to 2 seconds in FIG. It is a graph which shows the correlation with the average value of time difference (DELTA) T, and the monitor value of a blood pressure.
  • DELTA time difference
  • FIG. 13 is a graph obtained by subjecting the filtered data of FIG. 12 to first-order differentiation processing.
  • FIG. It is a graph which shows the correlation with the average value of time difference (DELTA) T between the measurement parts calculated
  • DELTA time difference
  • FIG. 3 is a block diagram illustrating a configuration example of the blood pressure measurement device according to the present invention.
  • This blood pressure measuring device includes FBG sensors 10 and 12 that are attached to a plurality of locations for measuring a subject's pulse wave, a reference light source 14 that is incident on the FBG sensors 10 and 12, and reflected light from the FBG sensors 10 and 12, respectively.
  • the light detector 20 which detects the amount of shifts, and the measurement part 30 which measures a blood pressure value from the detection result of the light detector 20 are provided.
  • the FBG sensors 10 and 12 are formed by forming a diffraction grating structure at a predetermined interval in one optical fiber.
  • the length of the sensor portion of the FBG sensors 10 and 12 is 5 mm.
  • the FBG sensors 10 and 12 are attached with the neck and ankle as measurement sites.
  • the FBG sensors 10 and 12 can be attached by a method in which the FBG sensors 10 and 12 are attached to the skin surface with a medical tape in accordance with the measurement site. When there is a possibility that the FBG sensor may be displaced, the FBG sensor may be brought into contact with the skin and attached with a bandage through a cushioning material such as a sponge.
  • the light source 14 a semiconductor laser having a wavelength of 1480 nm was used, and an ASE light source was used in which the laser light was incident on an erbium-doped fiber to obtain a band light of 1525 nm to 1570 nm.
  • Light emitted from the light source 14 is incident on the FBG sensors 10 and 12 via the circulator 16. Reflected light from the FBG sensors 10 and 12 is guided through a circulator 16 to a Mach-Zehnder interferometer 18.
  • the Mach-Zehnder interferometer 18 separates two optical paths having a difference in optical path by a beam splitter and overlaps them again by the beam splitter to generate interference light. In order to provide an optical path difference, the length of one optical fiber is increased in this example. Since coherent light generates interference fringes according to the optical path difference, the displacement of the FBG sensor, that is, the pulse wave can be detected by measuring the interference fringe pattern.
  • the photodetector 20 detects each signal (displacement: pulse wave) by separating reflected light from each FBG sensor using WDM (wavelength division multiplexing) technology.
  • the first FBG sensor 10 has a center reflection wavelength of 1550 nm
  • the second FBG sensor 12 has a center reflection wavelength of 1560 nm. Note that instead of using reflected light as a method of detecting a pulse wave with an FBG sensor, it is also possible to detect using transmitted light.
  • means for detecting the wavelength shift amount (distortion amount) of the FBG sensor is referred to as an optical fiber sensor system.
  • the optical fiber sensor system includes means for making broadband light, a circulator 16, a Mach-Zehnder interferometer 18, an optical system such as a beam splitter, a light receiving sensor and a wavelength provided in the photodetector 20.
  • Detection means for analyzing and detecting the shift amount is included.
  • the optical fiber sensor system selects and uses a light source and band light according to the characteristics of the FBG sensor to be used, and various methods can be employed for analysis means such as a detection method.
  • the present invention does not particularly limit the functions and methods of the optical fiber system, and is appropriately designed, selected and used.
  • the measuring unit 30 detects a time difference (pulse wave propagation speed) of the pulse wave based on the detection result of the optical signal from the FBG sensors 10 and 12 by the photodetector 20, and detects the blood pressure value based on the detection result. .
  • a time difference pulse wave propagation speed
  • the blood pressure of the subject can be continuously measured by continuously monitoring the pulse wave velocity of the subject.
  • the correlation between the pulse wave velocity of the subject and the blood pressure is measured in advance, and based on this measurement result, the time difference between the pulse waves detected by the FBG sensor (pulse The blood pressure value is converted from the wave propagation velocity) and detected.
  • the measurement unit 30 is a data processing unit that converts the blood pressure value from the pulse wave velocity of the subject, a recording unit that records the blood pressure value of the subject, a display unit that displays the blood pressure value, and various control units. Necessary control means such as an input unit for performing operations and an output unit for measurement data are provided.
  • Example of sitting position measurement Hereinafter, an example in which the measurement posture of the subject is measured as a resting position will be described.
  • a subject is seated on a chair, and one FBG sensor 10 is fixed with a medical tape at the position of the carotid artery of the subject's neck and the other FBG sensor 12 is fixed at the position of the posterior tibial artery of the ankle.
  • the vibration is captured from the body surface as distortion of the FBG sensors 10 and 12.
  • the measurement was performed 30 times at a sampling frequency of 1000 Hz and a measurement time of 10 seconds.
  • the systolic blood pressure was measured by an automatic sphygmomanometer (TERUMO: ES-P2000), and the correlation between the pulse wave velocity and the blood pressure was examined.
  • TERUMO automatic sphygmomanometer
  • FIG. 4 shows measurement data of wavelength shift amounts of the FBG sensor 10 (neck) and the FBG sensor 12 (ankle). Comparing the neck and ankle waveforms, it can be seen that the ankle waveform is slightly delayed compared to the neck waveform.
  • FIG. 5 is an enlarged view of the data of 0 to 2 seconds shown in FIG. It can be clearly seen that there is a time difference in the pulse wave between the neck and ankle.
  • FIG. 6 shows the waveform after filtering.
  • FIG. 7 is an enlarged view of 0 to 2 seconds.
  • the time difference ⁇ T of the pulse wave is obtained from the difference between the peak positions of the neck and ankle waveforms in FIG. A time difference was obtained for each peak of the waveform, and a value obtained by averaging the time difference was compared with a blood pressure value (systolic blood pressure) measured by an automatic sphygmomanometer.
  • FIG. 8 is a graph showing the relationship between the average value of the time difference ⁇ T and the monitor value of blood pressure. The measurement points on the graph are 30 measurement points at which the measurement was performed.
  • the graph shown in FIG. 8 shows that the time difference ⁇ T decreases (lowers to the right) as the blood pressure value increases. Since the measurement points of the neck and ankle are fixed, the pulse wave velocity (PWV) increases and the time difference decreases as the blood pressure increases.
  • the correlation coefficient with the approximate straight line calculated based on the data of FIG. 8 is 0.37, and the standard error is 13 mmHg. This measurement result indicates that the blood pressure value can be estimated from the time difference between the pulse waves.
  • the above-described method for obtaining the time difference ⁇ T using the pulse wave peak position as a guideline is not necessarily appropriate as an index of the pulse wave propagation speed because it is actually affected by the reflected wave.
  • Another problem is that the pulse wave changes when propagating from the center to the periphery. The reason for this is that the viscoelastic properties of the arterial wall change in the process from the center to the periphery, the velocities of several waves that make up the pulse wave are different, the vibrations that occur naturally in the arterial system, and the compliance of the peripheral arterial system. There are things that are smaller than the center.
  • An objective marker is required to accurately measure the velocity of the pulse wave, but as this marker, the rise region of the systole from the bottom of the pulse wave is not easily affected by the reflected wave. There is a possibility that it can be used effectively.
  • FIG. 9 is a graph obtained by first-order differentiation processing of the measured waveform after the filter processing shown in FIG.
  • FIG. 10 shows a graph subjected to second order differential processing as a reference example.
  • the data subjected to the second order differential processing shown in FIG. 10 has a very small maximum amplitude and a poor S / N ratio compared to the data subjected to the first order differential processing, and is not suitable for peak detection.
  • FIG. 11 is a graph showing the average of the pulse wave time difference ⁇ T from the maximum peak position of the first-order differential waveform shown in FIG. 9 and the correlation between the time difference ⁇ T and the monitored blood pressure value (systolic blood pressure). It is. FIG. 11 also shows the result of FIG. As shown in FIG. 11, the correlation between the pulse wave propagation speed and the blood pressure value appears more clearly as compared with the data obtained by performing the first-order differential processing on the pulse wave measurement waveform.
  • the correlation function with the approximate straight line calculated based on the data subjected to the first derivative processing is 0.42, and the standard error is 12 mmHg, both of which are improved compared to those obtained by the filter processing.
  • the result of this measurement is that the pulse wave measurement waveform is filtered and the time difference of the pulse wave between the measurement sites is detected from the peak position (maximum value point) of the waveform obtained by the primary differentiation process. It is effective as a method for suppressing measurement and obtaining stable measurement results.
  • a method of identifying using a rhythm change of the pulse wave may be used. For example, it can be identified by measuring how the peak interval of the pulse waveform of the neck and the peak interval of the pulse waveform of the ankle fluctuate and comparing the fluctuation state (rhythm) with each other. In the experiment, measurements were made for the neck, ankle, and wrist, respectively, and in all cases, it was confirmed that the fluctuations in adjacent peak intervals appeared in the same rhythm.
  • the blood pressure value obtained using the FBG sensor is a blood pressure value accompanying the same pulsation.
  • FIG. 12 shows a waveform obtained by smoothing the wavelength shift amount measurement waveform of the FBG sensors 10 and 12 by filtering.
  • FIG. 13 shows a waveform obtained by subjecting the filtered data to a first-order differentiation process.
  • FIG. 14 is a graph showing the correlation between the average value of the time difference ⁇ T between measurement sites and the monitor value (systolic blood pressure) of the automatic sphygmomanometer from the peak value of the waveform after filtering.
  • FIG. 15 is a graph in which the average value of the time difference ⁇ T is obtained from the peak value of the waveform subjected to the first-order differentiation process and compared with the monitor value of the automatic blood pressure monitor. The measurement points in the graph correspond to the measurement results obtained 80 times.
  • the correlation coefficient with the approximate line calculated from the measurement data in FIG. 14 is 0.65
  • the standard error is 8 mmHg
  • the correlation coefficient with the approximate line calculated from the measurement data in FIG. 15 is 0.75
  • the standard error is 7 mmHg.
  • a higher correlation is obtained and the error is smaller than the measurement at the sitting position.
  • the superiority of the first-order differential processing was confirmed compared with the filter processing.
  • FIG. 16 shows a result obtained by substituting the average value of the time difference ⁇ T, which is a calculated value, for x in the equation (1) and comparing the result of obtaining the systolic blood pressure with the monitor value of the automatic sphygmomanometer.
  • the correlation coefficient is 0.75 and the standard error is 7 mmHg.
  • a technique for predicting a blood pressure value (systolic blood pressure value) based on a time difference ⁇ T (pulse wave propagation velocity) at different measurement locations can be effectively used as a method for quantitatively measuring the blood pressure value. .
  • the calibration curve for predicting the blood pressure value (systolic blood pressure value) based on the time difference ⁇ T of the pulse wave differs for each subject, when measuring blood pressure using an FBG sensor, the predicted blood pressure value for each subject It is necessary to construct a calibration curve for.
  • the calibration curve can be obtained by acquiring the data of the pulse wave time difference ⁇ T based on the pulse wave waveform obtained from the FBG sensor while monitoring the blood pressure with an automatic sphygmomanometer, and processing the data.
  • a blood pressure measurement apparatus using an FBG sensor assumes blood pressure measurement over a long period of time or in days. Therefore, at the start of measurement of blood pressure using the FBG sensor, an operation for constructing a calibration curve may be performed in advance before proceeding to blood pressure measurement. Since a calibration curve needs to be constructed for about 10 minutes, it can be understood as a series of measurement preparation operations such as attaching an FBG sensor to a subject.
  • FIG. 18 shows the relationship between the blood pressure monitor value and the pulse wave time difference PTT without correcting the pulse rate.
  • the measurement was performed by attaching one FBG sensor 10 of the measuring device to the subject's wrist and the other FBG sensor 12 to the position of the back of the foot with medical tape.
  • blood pressure was monitored with an automatic sphygmomanometer.
  • the measurement conditions are a sampling frequency of 1000 Hz, a measurement time of 10 seconds, and a measurement count of 80 times.
  • the number of data is 60.
  • the time difference PTT was determined based on the first derivative value of the measurement data. According to this analysis result, the correlation coefficient between PTT and blood pressure was -0.46.
  • FIG. 19 shows the relationship between the result of correcting the pulse rate and the blood pressure value for the measurement data shown in FIG. That is, FIG. 19 shows the relationship between the correction value as PTT / PR (time difference divided by pulse rate) and the blood pressure monitor value.
  • the correlation between the correction value (PTT / PR) and the blood pressure value is ⁇ 0.66, and it can be seen that the correlation is improved by correcting the pulse rate.
  • the analysis result described above shows that the method of measuring the pulse rate at the same time when measuring the time difference PTT and predicting the blood pressure based on the time difference PTT between the pulse rate and the pulse wave simply calculates the blood pressure based on the time difference PTT. It shows that it is superior to the prediction method. That is, if a calibration curve for predicting a blood pressure value based on the pulse wave time difference corrected by the pulse rate is constructed in advance, the blood pressure value is predicted based on the pulse wave time difference PTT and the pulse rate PR (detection). can do. Since the pulse wave is simultaneously detected when measuring the time difference of the pulse wave, it is easy to detect the pulse rate together with the time difference of the pulse wave. By providing means for detecting the pulse rate in addition to the time difference between the pulse waves in the measurement unit 30 of the blood pressure measurement device, the blood pressure value corrected with the pulse rate can be detected.
  • the correlation between blood pressure value and pulse rate is said to be positively correlated during exercise and mental state fluctuations. Therefore, the reason why the correlation with the blood pressure value is improved by performing the correction based on the pulse rate is to calculate the blood pressure value by taking the product of the time difference of the pulse wave that is negatively correlated with the blood pressure value and the reciprocal of the pulse rate. It is thought that the negative correlation with was strengthened.
  • the mechanism of the pulse rate dependency of the time difference of the pulse wave it is considered that the mechanical characteristics of the artery are determined not only by the elastic component of the blood vessel but also by the viscous component, and the viscosity is dependent on the frequency.
  • a blood pressure measurement device using an FBG sensor has a function of continuously monitoring blood pressure by recording data by converting it into a blood pressure value while continuously acquiring measurement data. Therefore, when measuring blood pressure continuously, it is possible to perform blood pressure measurement for reference such as an automatic sphygmomanometer at any time and review the calibration curve to correct the blood pressure conversion error to be small. .
  • Data processing such as blood pressure conversion using the FBG sensor and data processing such as review of blood pressure conversion can be efficiently and accurately controlled by automating by program control.
  • the FBG sensor acquires a biological signal by attaching an optical fiber so as to follow the skin surface of the measurement site, it does not press the measurement site like blood pressure measurement using a cuff. It is also possible to move arms and legs or change the direction of the body during measurement. Therefore, even when the blood pressure is continuously measured over a long time, the stress applied to the subject can be effectively reduced. It is also advantageous not to use an invasive operation such as embedding a blood pressure measurement sensor in a blood vessel. Thus, since the measurement which does not give stress to a subject is possible, it can be used conveniently as a blood pressure measuring device for children. Blood pressure measurement using an FBG sensor is also characterized by accurate blood pressure measurement in that it is blood pressure measurement with the same pulsation.
  • inspection devices and treatment devices based on various usage conditions are used.
  • it is often performed to examine, treat, and operate while monitoring the physiological state (blood pressure, pulse rate, respiratory rate) of the subject.
  • the physiological state blood pressure, pulse rate, respiratory rate
  • the blood pressure of the subject is continuously monitored, it is very effective to be able to easily monitor the blood pressure without using a noninvasive operation.
  • monitoring the blood pressure it can be used to detect a sudden rise or fall in blood pressure and issue an alarm.
  • medical examination devices or treatment devices include devices that cause electromagnetic influences, such as MRI, and devices that are used in specific environments such as high oxygen concentration chambers. Under such specific conditions, it is not possible to use a measuring instrument whose measurement result is influenced by an electromagnetic influence such as a photoelectric pulsometer or an electrocardiograph or a measuring instrument that may ignite.
  • a measuring instrument whose measurement result is influenced by an electromagnetic influence such as a photoelectric pulsometer or an electrocardiograph or a measuring instrument that may ignite.
  • the blood pressure measurement device according to the present invention uses an FBG sensor that is not affected electromagnetically by the sensor portion, the measurement result is not influenced by the external environment, and there is an advantage that safety can be secured. .
  • By extending the optical fiber of the FBG sensor from the detection device to the measurement position of the subject it is possible to isolate the sensor unit and the detection unit side and eliminate the influence of the measurement environment acting on the detection unit It is.
  • the correlation between the pulse wave time difference and the blood pressure in the embodiment is a correlation between the pulse wave time difference and the systolic blood pressure (maximum blood pressure).
  • the correlation between the pulse wave time difference and the blood pressure is not limited to the correlation with the systolic blood pressure, and a correlation between the diastolic blood pressure (minimum blood pressure) and the pulse wave time difference is also conceivable. That is, the blood pressure measurement device according to the present invention can also be used for the measurement of the diastolic blood pressure based on the correlation between the pulse wave time difference and the diastolic blood pressure.
  • the pulse wave velocity (PTT) is used as an index for quantitatively diagnosing arteriosclerosis, and the present technique can be used as a technique for diagnosing arteriosclerosis in addition to the blood pressure value.

Abstract

　FBGセンサを利用して非侵襲的方法により、連続的にかつ被検者に与えるストレスを軽減した血圧測定装置を提供する。　被検者の脈波が検出される複数の測定部位にそれぞれ配置するファイバブラッググレーティングセンサ１０、１２と、ファイバブラッググレーティングセンサ１０、１２の前記測定部位における脈波に伴う信号を測定部位ごとに分離して検出する光ファイバセンサシステム１４、１８、２０と、前記複数の測定部位における脈波の時間差に基づいて被検者の血圧値を検知する計測部３０とを備える。

Description

血圧測定装置
　本発明は、ファイバブラッググレーティング(FBG)センサを利用する血圧測定装置に関する。
　血圧は人の健康状態を示す生理情報としてしばしば測定される。血圧測定に使用される血圧計は、侵襲的な計測方法による観血血圧計と、カフにより測定部位を圧迫して測定する血圧計のような非侵襲的な計測方法による非観血血圧計に大別される。観血血圧計は、血管内にカテーテルあるいはセンサを挿入して測定するもので、連続的に血圧を測定することができる。非観血血圧計には、コロトコフ式、オシロメトリック式、超音波式、電子式といったカフを用いた間欠的な計測によるものと、トノメトリ式、容積補償式といった連続的な測定が可能なものがある。
　コロトコフ式は、測定部位をカフにより圧迫して血流を止めた状態から、徐々にカフ圧を減少させる過程で発生するコロトコフ音をセンサにより検出し、コロトコフ音が発生した時点とコロトコフ音が消失した時点に基づいて血圧値を求めるものである（例として、特許文献１）。オシロメトリック法では、カフ圧を減少させる過程で得られる圧脈波情報から血圧を算出する（例として、特許文献２）。
　トノメトリ法は、血管壁が平坦となるように受圧板を皮膚表面に押し付け、受圧板の反力から血管内圧を推定して血圧を求める方法である（例として、特許文献３）。容積補償法は、基準となるカフ圧を加えたときの動脈の内容積を測定しておき、動脈内圧が変動していても動脈内容積が変化しないようにカフ圧を制御し、この状態を維持したときのカフ圧を検出して血圧とする方法である（例として、特許文献４）。
特開２０１０－１５４９０３号公報 特開２０１０－２１３９５９号公報 特開平１０－２４３９２９号公報 特開２０１１－２０６３２０号公報 特開２０１１－２３４８８４号公報 特開２０１１－１４９８７５号公報
David J. Farrar, Harold D. Green, M. Gene Bond, William D. Wagner,and Roberto A. Gobbee「Aoritic Pulse Wave Velocity,Elasticity, and Composition in a Nonhuman Primate Model of Atherosclerosis」, 『Cirxulation Research』, vol. 43, No. 1, pp 52-62, (1978) J McLaughlin, M McNeill, B Braun and P D McCormack: 「Piezoelectric sensor determination of arterial pulse wave velocity」, 『Physiological Measurement』,24, pp  693-702, (2003) M.Kawamura, H. Ishizawa, S. Sato, S. Koyama, 「Application toVital Signs by Fiber Bragg Grating Sensing」, 『SICE Annual Conference 2011』, Sab01-04,(2011) 服部陽，佐藤慎吾，川村真輝，宮内祐樹，石澤広明："FBGセンサによる脈拍測定の最適部位",「計測自動制御学会中部支部シンポジウム2011」，pp. 73-74，(2011) 佐藤 慎吾，服部 陽，川村 真輝，宮内 祐樹，石澤 広明："FBGセンサによるバイタルサインの同時多点計測",「計測自動制御学会中部支部シンポジウム2011」，pp. 71-72，(2011) 佐藤 慎吾，川村 真輝，宮内 祐樹，児玉祥平，石澤 広明："FBGセンサによる脈拍数・呼吸数の同時計測法の基礎的検討",「第28回センシングフォーラム―センシング技術の新たな発展と融合―」pp. 97-100，(2011）
　上述したように、観血血圧計は、連続的に血圧を測定することが可能であるが、侵襲的な測定方法によるため、臨床的に特に必要な場合に限定される。非観血血圧計のうち、カフを使用して測定する方法は、カフにより測定部位を圧迫するためカフの圧力によるストレスがあるという問題と、間欠的な一時点における血圧値はわかるものの、血圧の推移をみることはできないし、同一心拍での最高／最低血圧値を示すものではないという問題がある。
　トノメトリ法は、非観血血圧計で連続的な計測を可能としたものである。しかしながら、この方法においては、血管に位置合わせして受圧板をセットすることが難しく、受圧板のわずかな変位で出力波形が大きく動揺し、正確に測定することが難しいという問題や、装置が複雑で高価であるといった問題がある。また、容積補償法も連続的な計測を可能にするものであるが、この方法では連続的にカフで圧迫しながら計測するから、静脈還流が阻害され、長時間の測定では痛みが生じたり、チアノーゼによる変色で計測精度が低下するという問題や、装置が大型化するという問題があった。
　本発明はこれらの課題を解決すべくなされたものであり、非侵襲的方法により被検者にできるだけストレスを与えることなく検査することができ、また連続的に血圧を計測することを可能にする血圧測定装置を提供することを目的とする。
　本発明に係る血圧測定装置は、被検者の脈波が検出される複数の測定部位にそれぞれ配置するファイバブラッググレーティングセンサと、該ファイバブラッググレーティングセンサの前記測定部位における脈波に伴う信号を測定部位ごとに分離して検出する光ファイバセンサシステムと、前記複数の測定部位における脈波の時間差に基づいて被検者の血圧値を検知する計測部とを備えることを特徴とする。
　本発明では、ファイバブラッググレーティングセンサ（FBGセンサ）を利用し被検者の複数の測定部位における脈波の時間差（ΔT）と測定部位間の距離（L）から動脈内を伝播する脈波伝播速度（PWV=L/ΔT）を検出し、脈波伝播速度から血圧を検出する。脈波を測定する部位は、首と足首といったように、少なくとも２個所あればよい。測定部位を増やすことでさらに精度よく血圧値を検出することができる。
　Moens-Kortewegの式（非特許文献１、２）によれば、動脈壁の性状が均一、流速が脈波速度に比べて小さい、圧脈波の振幅が十分に小さく、動脈の長さに比べ半径が十分に小さいとすると、脈波伝播速度PWV=（E・h／2r・ρ）1/2と表される。Eはヤング率（壁の硬さの指標）、ｈは壁の厚さ、ρは血液の密度である。すなわち、PWVを大きくする因子としては、血管壁が硬い、血管壁が厚い、血管の半径が小さい、血液の密度が小さいことがあげられる。図１は、血管の硬さ、脈波伝播速度、血圧の相関関係を示したものである。血管の硬さは血液の圧力、すなわち血圧値に大きく影響し、血管が硬いと脈波伝播速度が速く、血圧が高くなる。
　ファイバブラッググレーティングセンサ（FBGセンサ）を脈波の検出に利用することについては知られており、脈波信号の周期を検知することにより脈拍数等を知ることができる（非特許文献３、４、５、６）。図２にFBGセンサの摸式図を示す。FBGセンサは、光ファイバのコア中に回折格子を形成したもので、広帯域の波長をもつ光をFBGセンサに入射させると、ブラッグ波長λB＝ｎeffΛと呼ばれる特定の波長成分のみを反射し、それ以外の波長の光を透過させる作用を有する。Λは屈折率格子の周期、ｎeffは伝搬モードの実行屈折率である。
　FBGセンサはきわめて微小な歪みの検出に利用される。FBGセンサの長さ方向に引張（圧縮）歪みが生じると、屈折率格子の周期 が変化し、ブラッグ波長が長波長（短波長）側にシフトする。この波長シフト量は光ファイバに加わった歪みと比例するため、波長シフト量を検出することで歪み量を導き出すことができる。
　脈波を検出するには、手首、指、上腕、耳、首、胸部、ふくらはぎ、足首、こめかみ等の、動脈の伸縮を検出しやすい測定部位の皮膚表面に、医療用テープ等でFBGセンサを貼り付け、光ファイバセンサシステムにより検出する。皮膚表面に添わせるようにFBGセンサを取り付けることにより、動脈の伸縮による皮膚表面のわずかな変位（歪み）をFBGセンサがとらえて脈波を検出することができる。
　血圧は脈波伝播速度と関連するから、FBGセンサを用いて血圧を予測するには、少なくとも２個所以上の測定部位間の脈波の時間差を求め、測定部位間の距離から脈波伝播速度を検出する必要がある。脈波伝播速度の誤差を小さくするには、測定部位を首と足首、手首と足首といったように、相互に離れた位置を選択するのがよい。FBGセンサはきわめて感度がよいから、測定部位は、必ずしも、脈波を感知しやすい個所でなければならないわけではないが、できるだけ外因ノイズが排除でき、被検者にストレスを与えない部位を選択するのがよい。
　FBGセンサを用いて複数個所の脈波を検出するには、複数のFBGセンサを直列に配置した光ファイバを使用し、それぞれのFBGセンサを測定部位に取り付け、FBGセンサの光信号を検知することによってなされる。光ファイバに形成するFBGセンサを、各々の中心波長（ブラッグ波長）が相互に異なるように設定し、光ファイバへ入射させる光をこれらのFBGセンサの中心波長を包含する帯域光とすることにより、各々のFBGセンサの光信号を分離して検出することができる。光ファイバセンサシステムとは、FBGセンサへ入射させる光源、FBGセンサからの反射光の波長シフト量を検知するための干渉計、光強度を検出する受光素子を備える光検出器等の光信号の検知に用いる光学系と制御系を包含するシステムの意味である。FBGセンサからの反射光の波長シフト量を検知する方法には種々の方法があり、検知方法について限定されるものではない。
　計測部は、FBGセンサの光信号から検出される複数の測定部位の脈波の時間差から被検者の血圧値を検知するデータ処理手段を備える。データ処理手段では、複数の測定部位における脈波の時間差についての測定結果と、この測定と並行して既存の血圧計を用いて被検者の血圧値をモニターしたモニター値との相関関係から脈波の時間差と血圧値との相関関係式（検量式）を構築し、この検量式にしたがって、FBGセンサからの脈波信号に基づいて被検者の血圧を検知する（予測する）。
　また、前記計測部を、脈波の計測結果から脈拍数を検出する手段と、複数の測定部位における脈波の時間差を前記脈拍数により補正した補正値と、前記脈波の計測と並行して計測した血圧のモニター値との相関関係から構築した検量式に基づき、前記補正値の測定結果から被検者の血圧値を検知するデータ処理手段とを備える構成とし、脈波の時間差と脈拍数により補正した補正値についての計測結果に基づいて血圧値を検知する方法を利用することにより、さらに正確な検知が可能になる。前記補正値としては、脈波の時間差を脈拍数で除した値を使用することができる。
　血圧値を予測する（検知する）場合は、測定部位間の時間差を精度よく検出する必要がある。この方法として、複数の測定部位における脈波の測定波形を１次微分処理して得られる波形のピーク位置から測定部位間の時間差を検出して検量式を構築する方法が有効である。また、１次微分処理を行う前にフィルタ処理により測定波形を円滑化することで、さらに測定精度を向上させることができる。
　なお、FBGセンサを用いる血圧測定では測定部位間の脈波の時間差（脈波伝播速度）を検知して血圧値に換算するものであるから、脈波伝播速度が等しい場合であっても被検者の体調によって血圧値のあらわれ方が相違する可能性がある。また、異なる被検者の場合は、脈波伝播速度が同じであっても必ずしも血圧値が同じになるとは限らない。しかしながら、本発明に係る血圧測定装置は血圧を長時間にわたって連続的に計測するといった使い方をするから、被検者の測定データを集積することにより、脈波伝播速度の絶対値から血圧値を予測することが一定の信頼度で得ることができる。また、異なる被検者についても、一定程度の確度で脈波伝播速度から血圧値の絶対値を予測することが可能である。
　本発明に係る血圧測定装置によれば、ファイバブラッググレーティングセンサを被検者に装着する方法によって簡単に血圧を測定することができ、被検者の血圧を連続的に測定するといったことが容易に可能となる。
血管の硬さ、脈波伝播速度、血圧の相関関係を示す図である。 ファイバブラッググレーティングセンサの構成を示す図である。 本発明に係る血圧測定装置の構成を示すブロック図である。 首と足首の測定部位におけるFBGセンサの波長シフト量についての測定データである。 図４の０～２秒の測定データを拡大して示すグラフである。 フィルタ処理後のグラフである。 図６の０～２秒のデータを拡大して示すグラフである。 時間差ΔTの平均値と血圧のモニター値との相関関係を示すグラフである。 フィルタ処理後の測定波形を１次微分処理したグラフである。 フィルタ処理後の測定波形を２次微分処理したグラフである。 １次微分処理した波形から得られた脈波の時間差ΔＴと血圧のモニター値との相関を示すグラフである。 FBGセンサの波長シフト量の測定波形をフィルタ処理したグラフである。 図１２のフィルタ処理したデータを1次微分処理したグラフである。 フィルタ処理後の波形のピーク値から求めた測定部位間の時間差ΔTの平均値と血圧のモニター値との相関を示すグラフである。 １次微分処理した波形のピーク値から求めた時間差ΔTの平均値と血圧のモニター値との相関を示すグラフである。 検量式と脈波の時間差ΔTから算出した予測血圧値と、血圧のモニター値との相関を示すグラフである。 検量式と脈波の時間差ΔTから算出した予測血圧値と血圧のモニター値との相関を示すグラフである。 血圧値と、脈波の時間差PTTの測定結果についての相関関係を示すグラフである。 血圧値と、脈波の時間差を脈拍数で除した補正値（PTT/PR)についての相関関係を示すグラフである。
（血圧測定装置の構成）
　図３は、本発明に係る血圧測定装置の構成例を示すブロック図である。この血圧測定装置は、被検者の脈波を測定する複数個所にそれぞれ取り付けるFBGセンサ１０、１２と、FBGセンサ１０、１２に入射させるレファレンス用の光源１４と、FBGセンサ１０、１２の反射光のシフト量を検知する光検出器２０と、光検出器２０の検出結果から血圧値を計測する計測部３０とを備える。
　FBGセンサ１０、１２は１本の光ファイバ内に所定間隔をあけて回折格子構造を形成したものである。FBGセンサ１０、１２のセンサ部分の長さは５ｍｍである。後述する測定例では首と足首を測定部位としてFBGセンサ１０、１２を取り付けた。FBGセンサ１０、１２は測定部位に合わせて医療用テープにより皮膚の表面に貼り付ける方法で取り付けることができる。FBGセンサが位置ずれするおそれがある場合は、FBGセンサを皮膚に接触させ、スポンジなどの緩衝材を介して包帯で巻いて取り付けるといったことも可能である。
　光源１４には、1480nmの波長を有する半導体レーザを使用し、このレーザ光をエルビウムドープファイバに入射させ1525nm～1570nmの帯域光としたASE光源を使用した。光源１４からの出射光は、サーキュレータ１６を介してFBGセンサ１０、１２に入射させる。
　FBGセンサ１０、１２からの反射光は、サーキュレータ１６を介してマッハツェンダー干渉計１８導く。マッハツェンダー干渉計１８は、ビームスプリッタにより光路差のある２つの光路に分離し、再びビームスプリッタにより一つに重ね合わせて干渉光を作り出すためのものである。光路差をつけるため、本例では一方の光ファイバの長さを長くしている。コヒーレント光は、光路差に応じて干渉縞が生じるから、干渉縞のパターンを測定することによってFBGセンサの変位、すなわち脈波を検知することができる。
　光検出器２０は、WDM（波長分割多重）技術を利用して各々のFBGセンサからの反射光を分離してそれぞれの信号（変位：脈波）を検知する。本実施形態においては、第１のFBGセンサ１０については中心反射波長を1550nm、第２のFBGセンサ１２については中心反射波長を1560nmとしてそれぞれの反射光信号を分離して取得した。
　なお、FBGセンサにより脈波を検知する方法として反射光を利用するかわりに、透過光を利用して検知することも可能である。
　本明細書においては、FBGセンサの波長シフト量（歪み量）を検出する手段を光ファイバセンサシステムと称する。光ファイバセンサシステムはFBGセンサ１０、１２に入射させる光源１４の他に、広帯域光とする手段、サーキュレータ１６、マッハツェンダー干渉計１８、ビームスプリッタといった光学系、光検出器２０が備える受光センサや波長シフト量を解析して検知する検知手段を含む。光ファイバセンサシステムは、使用するFBGセンサの特性に応じて光源や帯域光を選択して使用するものであり、検波方法等の解析手段についても種々の方法を採用することが可能である。本発明は、光ファイバシステムの機能や方式をとくに限定するものではなく、適宜、設計、選択して使用する。
　計測部３０は、光検出器２０によるFBGセンサ１０、１２からの光信号の検出結果に基づいて脈波の時間差（脈波伝播速度）を検出し、この検出結果に基づいて血圧値を検知する。後述するように、脈波伝播速度と血圧値には相関関係があることが実験により確かめられている。したがって、被検者の脈波伝播速度を連続的にモニターすることによって、被検者の血圧を連続的に計測することができる。具体的には、被検者の脈波伝播速度と血圧（収縮期血圧）との相関関係をあらかじめ計測しておき、この計測結果に基づいて、FBGセンサにより検知される脈波の時間差（脈波伝播速度）から血圧値を換算して検知する。計測部３０は、被検者の脈波伝播速度から血圧値を換算して求めるデータ処理部、被検者の血圧値を記録する記録部、血圧値を表示する表示部、各種の制御用の操作を行うための入力部、測定データの出力部等の所要の制御手段を備える。
（座位の測定例）
　以下では、被検者の測定姿勢を安静座位として測定した例について説明する。
　被検者を椅子に座らせ、一方のFBGセンサ１０を被検者の首の頚動脈、他方のFBGセンサ１２を足首の後頚骨動脈の位置に医療用テープで貼り付けて固定し、動脈の振動を体表面からFBGセンサ１０、１２の歪みとして捉えるようにした。サンプリング周波数1000Hz、測定時間10秒で、３０回測定した。FBGセンサ１０、１２による測定と同時に自動血圧計（TERUMO:ES－P2000）により収縮期血圧を測定し、脈波伝播速度と血圧との相関関係を調べた。
　図４は、FBGセンサ１０（首）とFBGセンサ１２（足首）の波長シフト量の測定データである。
　首と足首の波形を比較すると、首の波形と比較して足首の波形が若干遅れていることがわかる。
　図５は、図４の０～２秒のデータを拡大して示したものである。首と足首とで脈波に時間差が生じていることがよくわかる。
　図４、５のデータにはノイズがあるため、バターワースフィルタによるフィルタ処理を施した。
　図６はフィルタ処理後の波形を示す。図７は、０～２秒間の拡大図である。
　図７の首と足首の波形のピーク位置の差から脈波の時間差ΔTを求める。波形のそれぞれのピークについて時間差を求め、時間差を平均した値と自動血圧計で測定した血圧値（収縮期血圧）とを比較した。
　図８が時間差ΔTの平均値と血圧のモニター値との関係を示したグラフである。グラフの測定点は、測定を行った３０回の測定ポイントである。
　図８に示すグラフは、血圧値が高くなるにしたがって時間差ΔTが小さくなる（右下がりになる）ことを示す。首と足首との測定個所は固定であるから、血圧値が高くなると脈波伝播速度（PWV)が増加し、時間差が小さくなることを示す。図８のデータに基づいて算出した近似直線との相関係数は0.37、標準誤差13mmHgである。この測定結果は、脈波の時間差から血圧値を推定し得ることを示す。
　上述した脈波のピーク位置を目安として時間差ΔTを求める方法は、実際には反射波の影響を受けるため脈波伝播速度の指標としては必ずしも適切ではない。また、脈波は中枢から末梢に伝播する際に波形が変化するという問題もある。その理由には、動脈壁の粘弾性特性が中枢から末梢に向かう過程で変化する、脈波を構成するいくつかの波の速度が異なる、動脈系に自然発生する振動、末梢動脈系のコンプライアンスが中枢に比べて小さいことなどがある。
　脈波の速度を正確に測るには客観的な目印が必要であるが、この目印として、脈波のボトムから収縮期の立ち上がり領域は反射波の影響を受けにくいことから脈波速度の指標として有効に利用できる可能性がある。
　脈波の立ち上がり点を決定する方法には、ボトムから10％の部位を立ち上がり点とする、ボトムでの水平線と収縮相の立ち上がりの曲線との交点を立ち上がり点とする、といったいくつかの方法がある。本測定では、コンピュータアルゴリズムとして簡便に用いることができる、収縮相の曲線の一次微分の最大値点を立ち上がり点とする方法を利用した。
　図９は、図６に示すフィルタ処理後の測定波形を１次微分処理したグラフである。図１０は参考例として２次微分処理したグラフを示す。図１０に示す２次微分処理したデータは１次微分処理したものと比較して最大振幅が非常に小さく、Ｓ／Ｎ比が悪く、ピークの検出には適さない。
　図１１は、図９に示した１次微分処理した波形の最大ピーク位置から脈波の時間差ΔＴの平均を求め、その時間差ΔＴと血圧のモニター値（収縮期血圧）との相関を示したグラフである。図１１では、図８の結果を合わせて示す。
　図１１に示すように、脈波の測定波形を１次微分処理したデータを使用することによりフィルタ処理したものと比較して、脈波伝播速度と血圧値との相関関係がさらに明瞭にあらわれる。１次微分処理したデータに基づいて算出した近似直線との相関関数は0.42、標準誤差は12mmHgであり、いずれもフィルタ処理によるものと比較して改善されている。この測定結果は、脈波の測定波形をフィルタ処理し、１次微分処理して得られる波形のピーク位置（最大値点）から測定部位間の脈波の時間差を検出する方法が、データのばらつきを抑え、安定した測定結果を得る方法として有効である。
　脈波の時間差を求める場合に、首と足首のように測定部位が比較的離れた位置にある場合に、脈波の測定波形にあらわれる隣接したピークが同一の拍動に起因するものであるかどうかの確証はない。これを確かめるためには、脈波のリズム変化を利用して同定する方法を利用すればよい。たとえば、首の脈波波形のピーク間隔と、足首の脈波波形のピーク間隔がどのように変動するかを測定し、その変動状態（リズム）を相互に対比することで同定することができる。実験では、首、足首、手首についてそれぞれ測定し、いずれの場合も、隣接するピーク間隔の変動が、同一のリズムであらわれることを確認した。すなわち、測定部位の波形を対比して表示させた際に隣接した位置にあらわれるピークは、心臓の同一収縮にともなう波形である。このことは、FBGセンサを用いて得られる血圧値が、同一拍動にともなう血圧値であることを示す。
（仰臥位の測定例）
　次いで、被検者の測定姿勢を仰臥位として測定した例について説明する。座位での測定では被検者の心臓の高さとFBGセンサによる測定部位の高さが異なるのに対し、仰臥位では被検者の心臓とFBGセンサの測定部位とが同じ高さになる。
　座位での測定と同様に、測定装置の一方のFBGセンサ１０を被検者の首の頚動脈、他方のFBGセンサ１２を足首の後頚骨動脈の位置に医療用テープで貼り付けて測定した。同時に自動血圧計（TERUMO:ES－P2000）により血圧値をモニターした。サンプリング周波数1000Hz、１回の測定時間10秒、測定回数80回である。
　図１２は、FBGセンサ１０、１２の波長シフト量測定波形をフィルタ処理により円滑化した波形を示す。図１３はこのフィルタ処理したデータを1次微分処理した波形である。
　図１４は、フィルタ処理後の波形のピーク値から測定部位間の時間差ΔTの平均値を求め、自動血圧計のモニター値（収縮期血圧）との相関を示すグラフである。図１５は、１次微分処理した波形のピーク値から時間差ΔTの平均値を求め自動血圧計のモニター値と比較したグラフである。グラフ中の測定点は、80回行った測定結果に対応する。
　図１４の測定データから算出した近似直線との相関係数は0.65、標準誤差は8mmHg、図１５の測定データから算出した近似直線との相関係数は0.75、標準誤差は7mmHgである。いずれも、座位での測定にくらべてより高い相関関係が得られ、誤差が小さくなっている。また、フィルタ処理と比較して１次微分処理の優位性が確認できた。
（血圧値の予測方法）
　図１５から、目的変数ｙを収縮期血圧値、説明変数ｘを測定部位間の脈波の時間差ΔTの平均値として、単回帰分析により、検量線（検量式）（１）を構築した。
　ｙ＝－０．７６ｘ＋２５０　　　（１）
　この（１）式のｘに、算出値である時間差ΔTの平均値を代入し、収縮期血圧を求めた結果を、自動血圧計のモニター値と比較した結果を図１６に示す。相関係数0.75、標準誤差7mmHgである。
　図１７は、上述した実験条件とまったく同じ仰臥位で、新たに１７回、脈波を計測する測定を行い、首と足首での脈波の時間差ΔTの平均値を算出し、この算出値を式（１）のｘに代入して予測血圧値を求めた結果を自動血圧計のモニター値と比較して示したものである。この場合の相関係数は0.83、標準誤差は5mmHgである。
　図１７に示すように、予測血圧値と自動血圧計のモニター値とは高い相関関係があり、誤差も小さい値となっている。すなわち、異なる測定個所における時間差ΔT（脈波伝播速度）に基づいて血圧値（収縮期血圧値）を予測する手法は、血圧値を定量的に計測する方法として有効に利用することが可能である。
　脈波の時間差ΔTに基づいて血圧値（収縮期血圧値）を予測する検量線は被検者ごとに異なるから、FBGセンサを用いて血圧測定する場合は、被検者ごとに、予測血圧値についての検量線を構築する必要がある。
　検量線は、自動血圧計で血圧をモニターしながら、FBGセンサから得られる脈波波形に基づいて脈波の時間差ΔTのデータを取得し、データ処理することにより得ることができる。FBGセンサを用いる血圧測定装置は、時間単位あるいは日数単位での長時間での血圧測定を想定している。したがって、FBGセンサを用いて血圧を測定する測定開始時に、事前に検量線を構築する操作を行ってから血圧測定に進めばよい。検量線の構築は１０分程度あれば済むから、被検者にFBGセンサを取り付ける等の一連の測定準備作業としてとらえればよい。
（脈拍数による補正）
　脈波の時間差ΔT（PTT:Pulse Transit Time)に基づいて血圧値（収縮期血圧値）を予測する際に、血圧値と時間差PTTとの相関関係に基づいて予測するのではなく、脈波の時間差PTTと脈拍数（PR:Pulse Rate)のデータに基づいて血圧値を予測する、すなわち脈拍数による補正を行うことで血圧値の予測がさらに有効になる。
　図１８は、血圧のモニター値と脈波の時間差PTTとの関係を脈拍数の補正を行わずに示したものである。測定は、仰臥位において、測定装置の一方のFBGセンサ１０を被検者の手首、他方のFBGセンサ１２を足の甲の位置に医療用テープで貼り付けて行った。同時に自動血圧計により血圧値をモニターした。測定条件はサンプリング周波数1000Hz、１回の測定時間10秒、測定回数80回である。データ数は６０である。時間差PTTは測定データの１次微分値に基づいて求めた。この解析結果によると、PTTと血圧値との相関係数は-0.46であった。
　図１９は、図１８に示す測定データについて、脈拍数の補正を行った結果と血圧値との関係を示したものである。すなわち、図１９は、補正値をPTT／PR（時間差を脈拍数で除したもの）として、血圧のモニター値との関係を示している。この解析方法によると、補正値（PTT／PR）と血圧値との相関関係は-0.66となり、脈拍数による補正をすることにより相関関係が改善されることがわかる。
　上述した解析結果は、時間差PTTを測定する際に同時に脈拍数を測定しておき、脈拍数と脈波の時間差PTTに基づいて血圧を予測する方法の方が、単に時間差PTTに基づいて血圧を予測する方法と比較して優れていることを示している。すなわち、脈拍数による補正を施した脈波の時間差に基づいて血圧値を予測する検量線をあらかじめ構築しておけば、脈波の時間差PTTと脈拍数PRに基づいて血圧値を予測する（検知する）ことができる。
　脈波の時間差を測定する際には同時に脈波を検知しているから、脈波の時間差とともに脈拍数を検知することは容易である。血圧測定装置の計測部３０に脈波の時間差に加えて脈拍数を検知する手段を設けておくことにより、脈拍数で補正した血圧値を検知することができる。
　血圧値と脈拍数の相関関係は運動時や精神状態の変動時において正の相関にあるとされている。したがって、脈拍数による補正を施すことにより血圧値との相関関係が改善される理由として、血圧値と負の相関関係にある脈波の時間差と脈拍数の逆数の積をとることにより、血圧値との負の相関が強められたことが考えられる。脈波の時間差の脈拍数依存性のメカニズムに関しては、動脈の機械的特性は血管の弾性成分だけでなく粘性成分によって決まり、その粘性は振動数依存性があるためであると考えられている。
　FBGセンサを用いる血圧測定装置は、連続的に測定データを取得しながら血圧値に換算してデータを記録し、血圧を連続的にモニターする機能を有する。したがって、連続的に血圧を測定している際に、随時、自動血圧計等の参照用の血圧測定を行い、検量線の見直しを行って血圧の換算誤差が小さくなるように補正することもできる。FBGセンサを用いる血圧換算等のデータ処理や血圧の換算の見直しといったデータ処理は、プログラム制御により自動化することで効率的かつ高精度に制御することができる。
　FBGセンサは光ファイバを測定部位の皮膚表面に添わせるようにして取り付けることで生体信号を取得するから、カフを用いる血圧測定のように測定部位を圧迫することがない。また、測定時に腕や足を動かしたり、体の向きを変えることも可能である。したがって、長時間にわたって連続的に血圧を測定するような場合であっても被検者に与えるストレスを効果的に軽減することができる。血管内に血圧測定用のセンサを埋め込むといった侵襲的な操作によらないことも利点である。このように被検者にストレスを与えない測定が可能であることから、小児用血圧測定装置として好適に使用することができる。FBGセンサを用いる血圧測定は、同一拍動での血圧測定である点で、正確な血圧測定になるという特徴もある。
　医療現場では、さまざまな使用条件に基づく検査装置や治療装置を使用している。このような装置を使用するにあたっては、被検者の生理状態（血圧、脈拍数、呼吸数）をモニターしながら検査、治療、手術することがしばしば行われている。このように連続的に被検者の血圧をモニターするような場合に、非侵襲的な操作によらずに容易に血圧をモニターすることができることは、きわめて有効である。血圧をモニターしながら、血圧値の急激な上昇、降下を検知してアラームを発するといった使い方をすることもできる。
　また、医療用の検査装置あるいは治療装置には、MRIのように電磁的な影響をもたらす装置や、高酸素濃度室といった特定の環境下で使用される装置がある。このような特定の条件下においては、光電式脈拍計や心電計のような電磁的影響によって測定結果が左右される計測器や発火のおそれのある計測器を使用することができない。これに対し、本発明に係る血圧測定装置は、センサ部分に電磁的影響を受けないFBGセンサを使用しているから、計測結果が外部環境によって左右されず、安全性が確保できるという利点もある。FBGセンサの光ファイバを検出装置から被検者の測定位置まで延長することで、センサ部と検出部側とを隔離し、検出部に作用する測定環境の影響を排除するようにすることも可能である。
　なお、上記実施形態の脈波の時間差と血圧との相関関係は、脈波の時間差と収縮期の血圧（最高血圧）との相関関係である。脈波の時間差と血圧との相関関係は、収縮期の血圧との相関に限るものではなく、拡張期の血圧（最低血圧）と脈波の時間差との相関関係も考えられる。すなわち、本発明に係る血圧測定装置は、脈波の時間差と拡張期の血圧との相関関係に基づいて拡張期の血圧の測定にも使用することが可能である。
　また、脈波伝播速度(PTT)は動脈硬化を定量的に診断する指標として用いられており、本技術は血圧値以外に動脈硬化を診断する技術としても利用することができる。
　１０、１２　FBGセンサ
　１４　光源
　１８　マッハツェンダー干渉計
　２０　光検出器
　３０　計測部
 
 
 
 

Claims (6)

  1. 　被検者の脈波が検出される複数の測定部位にそれぞれ配置するファイバブラッググレーティングセンサと、
    　該ファイバブラッググレーティングセンサの前記測定部位における脈波に伴う信号を測定部位ごとに分離して検出する光ファイバセンサシステムと、
    　前記複数の測定部位における脈波の時間差に基づいて被検者の血圧値を検知する計測部とを備えることを特徴とする血圧測定装置。
  2. 　前記計測部は、前記複数の測定部位における脈波の時間差と、前記脈波の計測と並行して計測した血圧のモニター値との相関関係から構築した検量式に基づき、前記脈波の時間差の測定結果から被検者の血圧値を検知するデータ処理手段を備えることを特徴とする請求項１記載の血圧測定装置。
  3. 　前記計測部は、前記脈波の計測結果から脈拍数を検出する手段と、
    　前記複数の測定部位における脈波の時間差を前記脈拍数により補正した補正値と、前記脈波の計測と並行して計測した血圧のモニター値との相関関係から構築した検量式に基づき、前記補正値の測定結果から被検者の血圧値を検知するデータ処理手段と、
    を備えることを特徴とする請求項１記載の血圧測定装置。
  4. 　前記データ処理手段は、前記複数の測定部位における脈波の測定波形を１次微分処理して得られる波形のピーク位置から測定部位間の時間差を検出して前記検量式を構築することを特徴とする請求項２または３記載の血圧測定装置。
  5. 　前記データ処理手段は、前記複数の測定部位における脈波の測定波形を円滑化するフィルタ処理を施した後、１次微分処理を施して測定部位間の時間差を検出することを特徴とする請求項４記載の血圧測定装置。
  6. 　前記複数の測定部位に取り付けられるファイバブラッググレーティングセンサは、光信号の検出に用いられる中心波長が相異して設けられ、
    　前記光ファイバセンサシステムは、前記相異する中心波長を包含する帯域光を光源とし、前記各々の中心波長からのシフト量を検知することを特徴とする請求項１～５のいずれか一項記載の血圧測定装置。
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