JP6761337B2 - 脈波測定装置および脈波測定方法、並びに血圧測定装置 - Google Patents

Description

この発明は脈波測定装置および脈波測定方法に関し、より詳しくは、動脈を伝播する脈波の伝播時間（脈波伝播時間；Pulse Transit Time；ＰＴＴ）を非侵襲で測定する脈波測定装置および脈波測定方法に関する。

また、この発明は、そのような脈波測定装置を備えて、脈波伝播時間と血圧との間の対応式を用いて血圧を算出する血圧測定装置に関する。

従来、例えば特許文献１（特開平２−２１３３２４号公報）に開示されているように、布のう（カフ）内に、この布のうの幅方向（上腕の長手方向に相当）に関して互いに離間した状態で、小ゴムのうと、中ゴムのうとを固定配置し、上記小ゴムのう、上記中ゴムのうによってそれぞれ検出された脈波信号の間の時間差（脈波伝播時間）を測定する技術が知られている。布のう内には、上記小ゴムのうと上記中ゴムのうとの間に沿って、オシロメトリック法による血圧測定のための大ゴムのうが配置されている。

特開平２−２１３３２４号公報

特許文献１では、脈波伝播時間の測定は、上記小ゴムのう、上記中ゴムのう内の圧力が上記大ゴムのう内の圧力と同一圧力になるように、加圧・減圧の操作をしながら行われている。つまり、上記小ゴムのう、上記中ゴムのう内の圧力を変化させながら、言い換えれば測定条件を変更しながら、脈波伝播時間の測定が行われている。このため、脈波伝播時間の測定精度が良くないという問題がある。

例えば、ウエアラブル機器の手首装着用ベルト（またはカフ）に、このベルトの幅方向（手首の長手方向に相当）に関して互いに離間した状態で２つの脈波センサを搭載し、上記２つの脈波センサによってそれぞれ検出された脈波信号の間の時間差（脈波伝播時間）を測定する態様が想定される。この態様では、装着の不快感を減らすためにベルトの幅が制限され、したがって、上記２つの脈波センサ間の距離が比較的短く制限される。このため、特に脈波伝播時間の測定精度を高めることが要求される。

そこで、この発明の課題は、脈波伝播時間の測定精度を高めることができる脈波測定装置および脈波測定方法を提供することにある。

また、この発明の課題は、そのような脈波測定装置を備えて、脈波伝播時間と血圧との間の対応式を用いて血圧を算出する血圧測定装置を提供することにある。

上記課題を解決するため、この発明の脈波測定装置は、
被測定部位を取り巻いて装着されるべきベルトと、
上記ベルトに、このベルトの幅方向に関して互いに離間した状態で搭載され、上記被測定部位を通る動脈のうちそれぞれ対向する部分の脈波を検出する第１、第２の脈波センサと、
上記ベルトに搭載され、上記被測定部位に対して上記第１、第２の脈波センサを、押圧力を可変して押圧し得る押圧部材と、
上記第１、第２の脈波センサがそれぞれ時系列で出力する第１、第２の脈波信号を取得して、それらの第１、第２の脈波信号の波形間の相互相関係数を算出する相互相関係数算出部と、
上記押圧部材による上記押圧力を可変して設定して、上記相互相関係数算出部が算出した上記相互相関係数が予め定められた閾値を超えているか否かを判断する探索処理部と、
上記押圧部材による上記押圧力を、上記探索処理部によって上記相互相関係数が上記閾値を超えると判断された値に設定した状態で、上記第１、第２の脈波信号の間の時間差を脈波伝播時間として取得する測定処理部と
を備えたことを特徴とする。

本明細書で、「被測定部位」とは、動脈が通っている部位を指す。被測定部位は、例えば手首、上腕などの上肢であっても良いし、足首、大腿などの下肢であっても良い。

また、「ベルト」とは、名称の如何を問わず、被測定部位を取り巻いて装着される帯状の部材を指す。例えば、ベルトに代えて、「バンド」、「カフ」などの名称であっても良い。

また、ベルトの「幅方向」とは、被測定部位の長手方向に相当する。

また、「相互相関係数」とは、標本相関係数（sample correlation coefficient）を意味する（ピアソン（Pearson）の積率相関係数とも呼ばれる。）。例えば、２組の数値からなるデータ列｛ｘ_ｉ｝、データ列｛ｙ_ｉ｝（ここで、ｉ＝１，２，…，ｎとする。）が与えられたとき、データ列｛ｘ_ｉ｝とデータ列｛ｙ_ｉ｝との間の相互相関係数ｒは、図１１に示す式（Ｅｑ．１）によって定義される。式（Ｅｑ．１）中の、上バーが付されたｘ，ｙは、それぞれｘ，ｙの平均値を表している。

この発明の脈波測定装置では、ベルトに、このベルトの幅方向に関して互いに離間した状態で第１、第２の脈波センサが搭載されている。上記ベルトが被測定部位を取り巻いて装着された状態で、押圧部材が被測定部位に対して上記第１、第２の脈波センサを、例えば或る押圧力で押圧する。この状態で、上記第１、第２の脈波センサが上記被測定部位を通る動脈のうちそれぞれ対向する部分の脈波を検出する。相互相関係数算出部は、上記第１、第２の脈波センサがそれぞれ時系列で出力する第１、第２の脈波信号を取得して、それらの脈波信号の波形間の相互相関係数を算出する。ここで、探索処理部は、上記押圧部材による上記押圧力を可変して設定して、上記押圧力について、上記相互相関係数算出部が算出した上記相互相関係数が予め定められた閾値を超えているか否かを判断する。測定処理部は、上記押圧部材による上記押圧力を、上記探索処理部によって上記相互相関係数が上記閾値を超えると判断された値に設定した状態で、上記第１、第２の脈波信号の間の時間差を脈波伝播時間として取得する。これにより、脈波伝播時間の測定精度を高めることができる。

一実施形態の脈波測定装置では、
上記探索処理部は、動作開始時から上記相互相関係数が上記閾値を超えるまで、上記押圧部材による上記押圧力を徐々に大きくし、
上記測定処理部は、上記押圧部材による上記押圧力を上記相互相関係数が上記閾値を超えた時点の値に設定して、上記脈波伝播時間を取得することを特徴とする。

上記押圧力を「徐々に」大きくするとは、連続的に可変して大きくする場合と、段階的に大きくする場合とを含む。

この一実施形態の脈波測定装置では、被測定部位を圧迫する押圧力を無用に大きくすることなく、脈波伝播時間を取得できる。これにより、ユーザの身体的負担を軽くすることができる。

一実施形態の脈波測定装置では、上記測定処理部は、上記押圧部材による上記押圧力を上記相互相関係数が極大値を示す値に設定して、上記脈波伝播時間を取得することを特徴とする。

本発明者による実験によると、上記被測定部位に対する上記第１、第２の脈波センサの押圧力がゼロから徐々に大きくなると、それに伴って上記相互相関係数が徐々に大きくなり、極大値を示し、それから徐々に小さくなることが発見された。そこで、この一実施形態の脈波測定装置では、上記測定処理部は、上記押圧部材による上記押圧力を上記相互相関係数が極大値を示す値に設定して、上記脈波伝播時間を取得する。これにより、脈波伝播時間の測定精度をさらに高めることができる。

一実施形態の脈波測定装置では、上記第１、第２の脈波センサは、それぞれ上記ベルトの内周面に配置された第１、第２の検出電極対を含み、上記第１、第２の検出電極対によって、上記被測定部位のうちそれぞれ対向する部分のインピーダンスを表す信号を上記第１、第２の脈波信号として出力することを特徴とする。

本明細書で「インピーダンスを表す信号」とは、インピーダンスを直接表す信号のほか、例えば被測定部位に交流定電流が流されている場合における降下電圧のように、インピーダンスを間接的に表す信号を含む。

この一実施形態の脈波測定装置では、上記第１、第２の脈波センサは、それぞれ上記ベルトの内周面に配置された第１、第２の検出電極対を含み、上記第１、第２の検出電極対によって、上記被測定部位のうちそれぞれ対向する部分のインピーダンスを表す信号を上記第１、第２の脈波信号として出力する。このような検出電極対は、例えば板状またはシート状の電極によって偏平に構成され得る。したがって、この脈波測定装置では、上記ベルトが薄厚に構成され得る。
一実施形態の脈波測定装置では、上記測定処理部は、上記第１脈波信号のピークと上記第２の脈波信号のピークとの間の時間差を上記脈波伝播時間として取得することを特徴とする。

別の局面では、この発明の血圧測定装置は、
上記脈波測定装置と、
脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式を用いて、上記測定処理部によって取得された脈波伝播時間に基づいて血圧を算出する第１の血圧算出部と
を備えたことを特徴とする。

この一実施形態の血圧測定装置では、上記脈波測定装置（の測定処理部）によって精度良く脈波伝播時間が取得される。第１の血圧算出部は、脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式を用いて、上記測定処理部によって取得された脈波伝播時間に基づいて血圧を算出（推定）する。したがって、血圧の測定精度を高めることができる。

一実施形態の血圧測定装置では、
上記押圧部材は上記ベルトに沿って設けられた流体袋であり、
上記ベルトに対して一体に設けられた本体を備え、
この本体に、
上記探索処理部、上記測定処理部、および、上記第１の血圧算出部が搭載されるとともに、
オシロメトリック法による血圧測定のために、上記流体袋に空気を供給して圧力を制御する圧力制御部と、上記流体袋内の圧力に基づいて血圧を算出する第２の血圧算出部とが搭載されていることを特徴とする。

本明細書で、上記ベルトに対して本体が「一体に設けられ」ているとは、ベルトと本体とが例えば一体成形されていても良いし、それに代えて、ベルトと本体とが別々に形成され、上記ベルトに対して上記本体が係合部材（例えばヒンジなど）を介して一体に取り付けられていても良い。

この一実施形態の脈波測定装置では、脈波伝播時間に基づく血圧測定（推定）と、オシロメトリック法による血圧測定とが一体の装置で行われ得る。したがって、ユーザの利便性が高まる。

別の局面では、この発明の脈波測定方法は、
被測定部位を取り巻いて装着されるべきベルトと、
上記ベルトに、このベルトの幅方向に関して互いに離間した状態で搭載された第１、第２の脈波センサと、
上記ベルトに搭載され、上記被測定部位に対して上記第１、第２の脈波センサを、押圧力を可変して押圧し得る押圧部材と
を備えて、上記被測定部位の脈波を測定する脈波測定方法であって、
上記ベルトが上記被測定部位を取り巻いて装着され、上記押圧部材が被測定部位に対して上記第１、第２の脈波センサを、或る押圧力で押圧した状態で、上記第１、第２の脈波センサによって上記被測定部位を通る動脈のうちそれぞれ対向する部分の脈波を検出し、
上記第１、第２の脈波センサがそれぞれ時系列で出力する第１、第２の脈波信号を取得して、それらの脈波信号の波形間の相互相関係数を算出し、
上記押圧部材による上記押圧力を可変して設定して、上記押圧力について、上記相互相関係数が予め定められた閾値を超えているか否かを判断し、
上記押圧部材による上記押圧力を、上記相互相関係数が上記閾値を超えると判断された値に設定した状態で、上記第１、第２の脈波信号の間の時間差を脈波伝播時間として取得することを特徴とする。

この発明の脈波測定方法によれば、脈波伝播時間の測定精度を高めることができる。

以上より明らかなように、この発明の脈波測定装置および脈波測定方法によれば、脈波伝播時間の測定精度を高めることができる。

また、この発明の血圧測定装置によれば、血圧の測定精度を高めることができる。

この発明の脈波測定装置を備えた血圧測定装置に係る一実施形態の手首式血圧計の外観を示す斜視図である。 上記血圧計が左手首に装着された状態での手首の長手方向に対して垂直な断面を模式的に示す図である。 上記血圧計が左手首に装着された状態での、第１、第２の脈波センサを構成するインピーダンス測定用電極の平面レイアウトを示す図である。 上記血圧計の制御系のブロック構成を示す図である。 図５（Ａ）は、上記血圧計が左手首に装着された状態での、手首の長手方向に沿った断面を模式的に示す図である。図５（Ｂ）は、第１、第２の脈波センサがそれぞれ出力する第１、第２の脈波信号の波形を示す図である。 上記血圧計がオシロメトリック法による血圧測定を行う際の動作フローを示す図である。 図６の動作フローによるカフ圧と脈波信号の変化を示す図である。 上記血圧計が一実施形態の脈波測定方法を実行して脈波伝播時間（Pulse Transit Time；ＰＴＴ）を取得し、その脈波伝播時間に基づく血圧測定（推定）を行う際の動作フローを示す図である。 上記インピーダンス測定用電極に対する押圧力と、第１、第２の脈波センサがそれぞれ出力する第１、第２の脈波信号の波形間の相互相関係数との間の関係を示す図である。 様々なユーザ（被験者）について、上記血圧計によって押圧力（カフ圧）が４０ｍｍＨｇに設定された条件下で取得された脈波伝播時間（ＰＴＴ）と、オシロメトリック法による血圧測定で得られた収縮期血圧（ＳＢＰ）との関係を示す散布図である。 上述の様々なユーザについて、上記血圧計によって押圧力（カフ圧）が１３０ｍｍＨｇに設定された条件下で取得された脈波伝播時間（ＰＴＴ）と、オシロメトリック法による血圧測定で得られた収縮期血圧（ＳＢＰ）との関係を示す散布図である。 データ列｛ｘ_ｉ｝とデータ列｛ｙ_ｉ｝との間の相互相関係数ｒを表す式を例示する図である。 脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式の一例を示す図である。 脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式の別の例を示す図である。 脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式のさらに別の例を示す図である。

以下、この発明の実施の形態を、図面を参照しながら詳細に説明する。

（血圧計の構成）
図１は、この発明の脈波測定装置を備えた血圧測定装置に係る一実施形態の手首式血圧計（全体を符号１で示す。）の外観を斜めから見たところ示している。また、図２は、血圧計１が被測定部位としての左手首９０に装着された状態（以下「装着状態」と呼ぶ。）で、左手首９０の長手方向に対して垂直な断面を模式的に示している。

これらの図に示すように、この血圧計１は、大別して、ユーザの左手首９０を取り巻いて装着されるべきベルト２０と、このベルト２０に一体に取り付けられた本体１０とを備えている。

図１によって良く分かるように、ベルト２０は、左手首９０を周方向に沿って取り巻くように細長い帯状の形状を有し、左手首９０に接すべき内周面２０ａと、この内周面２０ａと反対側の外周面２０ｂとを有している。ベルト２０の幅方向Ｙの寸法（幅寸法）は、この例では約３０ｍｍに設定されている。

本体１０は、ベルト２０のうち、周方向に関して一方の端部２０ｅに、この例では一体成形により一体に設けられている。なお、ベルト２０と本体１０とを別々に形成し、ベルト２０に対して本体１０を係合部材（例えばヒンジなど）を介して一体に取り付けても良い。この例では、本体１０が配置された部位は、装着状態で左手首９０の背側面（手の甲側の面）９０ｂに対応することが予定されている（図２参照）。図２中には、左手首９０内で掌側面（手の平側の面）９０ａ近傍を通る橈骨動脈９１が示されている。

図１によって良く分かるように、本体１０は、ベルト２０の外周面２０ｂに対して垂直な方向に厚さを有する立体的形状を有している。この本体１０は、ユーザの日常活動の邪魔にならないように、小型で、薄厚に形成されている。この例では、本体１０は、ベルト２０から外向きに突起した四角錐台状の輪郭を有している。

本体１０の頂面（被測定部位から最も遠い側の面）１０ａには、表示画面をなす表示器５０が設けられている。また、本体１０の側面（図１における左手前側の側面）１０ｆに沿って、ユーザからの指示を入力するための操作部５２が設けられている。

ベルト２０のうち、周方向に関して一方の端部２０ｅと他方の端部２０ｆとの間の部位に、第１、第２の脈波センサを構成するインピーダンス測定部４０が設けられている。ベルト２０のうち、インピーダンス測定部４０が配置された部位の内周面２０ａには、ベルト２０の幅方向Ｙに関して互いに離間した状態で６個の板状（またはシート状）の電極４１〜４６（これらの全体を「電極群」と呼び、符号４０Ｅで表す。）が配置されている（後に詳述する。）。この例では、電極群４０Ｅが配置された部位は、装着状態で左手首９０の橈骨動脈９１に対応することが予定されている（図２参照）。

図１中に示すように、本体１０の底面（被測定部位に最も近い側の面）１０ｂとベルト２０の端部２０ｆとは、三つ折れバックル２４によって接続されている。このバックル２４は、外周側に配置された第１の板状部材２５と、内周側に配置された第２の板状部材２６とを含んでいる。第１の板状部材２５の一方の端部２５ｅは、幅方向Ｙに沿って延びる連結棒２７を介して本体１０に対して回動自在に取り付けられている。第１の板状部材２５の他方の端部２５ｆは、幅方向Ｙに沿って延びる連結棒２８を介して第２の板状部材２６の一方の端部２６ｅに対して回動自在に取り付けられている。第２の板状部材２６の他方の端部２６ｆは、固定部２９によってベルト２０の端部２０ｆ近傍に固定されている。なお、ベルト２０の周方向に関して固定部２９の取り付け位置は、ユーザの左手首９０の周囲長に合わせて予め可変して設定されている。これにより、この血圧計１（ベルト２０）は、全体として略環状に構成されるとともに、本体１０の底面１０ｂとベルト２０の端部２０ｆとが、バックル２４によって矢印Ｂ方向に開閉可能になっている。

この血圧計１を左手首９０に装着する際には、バックル２４を開いてベルト２０の環の径を大きくした状態で、図１中に矢印Ａで示す向きに、ユーザがベルト２０に左手を通す。そして、図２に示すように、ユーザは、左手首９０の周りのベルト２０の角度位置を調節して、左手首９０を通っている橈骨動脈９１上にベルト２０のインピーダンス測定部４０を位置させる。これにより、インピーダンス測定部４０の電極群４０Ｅが左手首９０の掌側面９０ａのうち橈骨動脈９１に対応する部分９０ａ１に当接する状態になる。この状態で、ユーザが、バックル２４を閉じて固定する。このようにして、ユーザは血圧計１（ベルト２０）を左手首９０に装着する。

図２中に示すように、この例では、ベルト２０は、外周面２０ｂをなす帯状体２３と、この帯状体２３の内周面に沿って取り付けられた押圧部材としての押圧カフ２１とを含んでいる。帯状体２３は、この例では、厚さ方向に関して可撓性を有し、かつ、周方向（長手方向）に関して実質的に非伸縮性のプラスチック材料からなっている。押圧カフ２１は、この例では、伸縮可能な２枚のポリウレタンシートを厚さ方向に対向させ、それらの周縁部を溶着して、流体袋として構成されている。押圧カフ２１（ベルト２０）の内周面２０ａのうち、左手首９０の橈骨動脈９１に対応する部位には、既述のようにインピーダンス測定部４０の電極群４０Ｅが配置されている。

図３に示すように、装着状態では、インピーダンス測定部４０の電極群４０Ｅは、左手首９０の橈骨動脈９１に対応して、手首の長手方向（ベルト２０の幅方向Ｙに相当）に沿って並んだ状態になる。電極群４０Ｅは、幅方向Ｙに関して、両側に配置された通電用の電流電極対４１，４６と、これらの電流電極対４１，４６の間に配置された電圧検出用の、第１の脈波センサ４０−１をなす第１の検出電極対４２，４３、および、第２の脈波センサ４０−２をなす第２の検出電極対４４，４５とを含んでいる。第１の検出電極対４２，４３に対して、橈骨動脈９１の血流のより下流側の部分に対応して、第２の検出電極対４４，４５が配置されている。幅方向Ｙに関して、第１の検出電極対４２，４３の中央と第２の検出電極対４４，４５の中央との間の距離Ｄ（図５（Ａ）参照）は、この例では２０ｍｍに設定されている。この距離Ｄは、第１の脈波センサ４０−１と第２の脈波センサ４０−２との間の実質的な間隔に相当する。また、幅方向Ｙに関して、第１の検出電極対４２，４３間の間隔、第２の検出電極対４４，４５間の間隔は、この例ではいずれも２ｍｍに設定されている。

このような電極群４０Ｅは、偏平に構成され得る。したがって、この血圧計１では、ベルト２０を全体として薄厚に構成できる。

図４は、血圧計１の制御系のブロック構成を示している。血圧計１の本体１０には、既述の表示器５０、操作部５２に加えて、制御部としてのＣＰＵ（Central Processing Unit）１００、記憶部としてのメモリ５１、通信部５９、圧力センサ３１、ポンプ３２、弁３３、圧力センサ３１からの出力を周波数に変換する発振回路３１０、および、ポンプ３２を駆動するポンプ駆動回路３２０が搭載されている。さらに、インピーダンス測定部４０には、既述の電極群４０Ｅに加えて、通電および電圧検出回路４９が搭載されている。

表示器５０は、この例では有機ＥＬ（Electro Luminescence）ディスプレイからなり、ＣＰＵ１００からの制御信号に従って、血圧測定結果などの血圧測定に関する情報、その他の情報を表示する。なお、表示器５０は、有機ＥＬディスプレイに限られるものではなく、例えばＬＣＤ（Liquid Cristal Display）など、他のタイプの表示器からなっていてもよい。

操作部５２は、この例ではプッシュ式スイッチからなり、ユーザによる血圧測定開始又は停止の指示に応じた操作信号をＣＰＵ１００に入力する。なお、操作部５２は、プッシュ式スイッチに限られるものではなく、例えば感圧式（抵抗式）または近接式（静電容量式）のタッチパネル式スイッチなどであってもよい。また、図示しないマイクロフォンを備えて、ユーザの音声によって血圧測定開始の指示を入力するようにしてもよい。

メモリ５１は、血圧計１を制御するためのプログラムのデータ、血圧計１を制御するために用いられるデータ、血圧計１の各種機能を設定するための設定データ、血圧値の測定結果のデータなどを非一時的に記憶する。また、メモリ５１は、プログラムが実行されるときのワークメモリなどとして用いられる。

ＣＰＵ１００は、メモリ５１に記憶された血圧計１を制御するためのプログラムに従って、制御部として各種機能を実行する。例えば、オシロメトリック法による血圧測定を実行する場合は、ＣＰＵ１００は、操作部５２からの血圧測定開始の指示に応じて、圧力センサ３１からの信号に基づいて、ポンプ３２（および弁３３）を駆動する制御を行う。また、ＣＰＵ１００は、この例では圧力センサ３１からの信号に基づいて、血圧値を算出する制御を行う。

通信部５９は、ＣＰＵ１００によって制御されて所定の情報を、ネットワーク９００を介して外部の装置に送信したり、外部の装置からの情報を、ネットワーク９００を介して受信してＣＰＵ１００に受け渡したりする。このネットワーク９００を介した通信は、無線、有線のいずれでも良い。この実施形態において、ネットワーク９００は、インターネットであるが、これに限定されず、病院内ＬＡＮ（Local Area Network）のような他の種類のネットワークであってもよいし、ＵＳＢケーブルなどを用いた１対１の通信であってもよい。この通信部５９は、マイクロＵＳＢコネクタを含んでいてもよい。

ポンプ３２および弁３３はエア配管３９を介して、また、圧力センサ３１はエア配管３８を介して、それぞれ押圧カフ２１に接続されている。なお、エア配管３９，３８は、共通の１本の配管であってもよい。圧力センサ３１は、エア配管３８を介して、押圧カフ２１内の圧力を検出する。ポンプ３２は、この例では圧電ポンプからなり、押圧カフ２１内の圧力（カフ圧）を加圧するために、エア配管３９を通して押圧カフ２１に加圧用の流体としての空気を供給する。弁３３は、ポンプ３２に搭載され、ポンプ３２のオン／オフに伴って開閉が制御される構成になっている。すなわち、弁３３は、ポンプ３２がオンされると閉じて、押圧カフ２１内に空気を封入する一方、ポンプ３２がオフされると開いて、押圧カフ２１の空気をエア配管３９を通して大気中へ排出させる。なお、弁３３は、逆止弁の機能を有し、排出されるエアが逆流することはない。ポンプ駆動回路３２０は、ポンプ３２をＣＰＵ１００から与えられる制御信号に基づいて駆動する。

圧力センサ３１は、この例ではピエゾ抵抗式圧力センサであり、エア配管３８を通してベルト２０（押圧カフ２１）の圧力、この例では大気圧を基準（ゼロ）とした圧力を検出して時系列の信号として出力する。発振回路３１０は、圧力センサ３１からのピエゾ抵抗効果による電気抵抗の変化に基づく電気信号値に基づき発振して、圧力センサ３１の電気信号値に応じた周波数を有する周波数信号をＣＰＵ１００に出力する。この例では、圧力センサ３１の出力は、押圧カフ２１の圧力を制御するため、および、オシロメトリック法によって血圧値（収縮期血圧（Systolic Blood Pressure；ＳＢＰ）と拡張期血圧（Diastolic Blood Pressure；ＤＢＰ）とを含む。）を算出するために用いられる。

電池５３は、本体１０に搭載された要素、この例では、ＣＰＵ１００、圧力センサ３１、ポンプ３２、弁３３、表示器５０、メモリ５１、通信部５９、発振回路３１０、ポンプ駆動回路３２０の各要素へ電力を供給する。また、電池５３は、配線７１を通して、インピーダンス測定部４０の通電および電圧検出回路４９へも電力を供給する。この配線７１は、信号用の配線７２とともに、ベルト２０の帯状体２３と押圧カフ２１との間に挟まれた状態で、ベルト２０の周方向に沿って本体１０とインピーダンス測定部４０との間に延在して設けられている。

インピーダンス測定部４０の通電および電圧検出回路４９は、ＣＰＵ１００によって制御され、その動作時に、図５（Ａ）中に示すように、手首の長手方向（ベルト２０の幅方向Ｙに相当）に関して両側に配置された電流電極対４１，４６間に、この例では、周波数５０ｋＨｚ、電流値１ｍＡの高周波定電流ｉを流す。この状態で、通電および電圧検出回路４９は、第１の脈波センサ４０−１をなす第１の検出電極対４２，４３間の電圧信号ｖ１と、第２の脈波センサ４０−２をなす第２の検出電極対４４，４５間の電圧信号ｖ２とを検出する。これらの電圧信号ｖ１，ｖ２は、左手首９０の掌側面９０ａのうち、それぞれ第１の脈波センサ４０−１、第２の脈波センサ４０−２が対向する部分における、橈骨動脈９１の血流の脈波による電気インピーダンスの変化を表す（インピーダンス方式）。通電および電圧検出回路４９は、これらの電圧信号ｖ１，ｖ２を整流、増幅および濾波して、図５（Ｂ）中に示すような山状の波形をもつ第１の脈波信号ＰＳ１，第２の脈波信号ＰＳ２を時系列で出力する。この例では、電圧信号ｖ１，ｖ２は、約１ｍＶ程度になっている。また、第１の脈波信号ＰＳ１，第２の脈波信号ＰＳ２のそれぞれのピークＡ１，Ａ２は、この例では約１ボルトになっている。

なお、橈骨動脈９１の血流の脈波伝播速度（Pulse Wave Velocity；ＰＷＶ）が１０００ｃｍ／ｓ〜２０００ｃｍ／ｓの範囲であるとすると、第１の脈波センサ４０−１と第２の脈波センサ４０−２との間の実質的な間隔Ｄ＝２０ｍｍであることから、第１の脈波信号ＰＳ１，第２の脈波信号ＰＳ２間の時間差Δｔは１．０ｍｓ〜２．０ｍｓの範囲となる。

（オシロメトリック法による血圧測定の動作）
図６は、血圧計１がオシロメトリック法による血圧測定を行う際の動作フローを示している。

ユーザが本体１０に設けられた操作部５２としてのプッシュ式スイッチによってオシロメトリック法による血圧測定を指示すると（ステップＳ１）、ＣＰＵ１００は動作を開始して、処理用メモリ領域を初期化する（ステップＳ２）。また、ＣＰＵ１００は、ポンプ駆動回路３２０を介してポンプ３２をオフし、弁３３を開いて、押圧カフ２１内の空気を排気する。続いて、圧力センサ３１の現時点の出力値を大気圧に相当する値として設定する制御を行う（０ｍｍＨｇ調整）。

続いて、ＣＰＵ１００は、圧力制御部として働いて、弁３３を閉鎖し、その後、ポンプ駆動回路３２０を介してポンプ３２を駆動して、押圧カフ２１に空気を送る制御を行う。これにより、押圧カフ２１を膨張させるとともにカフ圧Ｐｃ（図７参照）を徐々に加圧していく（図６のステップＳ３）。

この加圧過程で、ＣＰＵ１００は、血圧値を算出するために、圧力センサ３１によって、カフ圧Ｐｃをモニタし、被測定部位としての左手首９０の橈骨動脈９１で発生する動脈容積の変動成分を、図７中に示すような脈波信号Ｐｍとして取得する。

次に、図６中のステップＳ４で、ＣＰＵ１００は、第２の血圧算出部として働いて、この時点で取得されている脈波信号Ｐｍに基づいて、オシロメトリック法により公知のアルゴリズムを適用して血圧値（収縮期血圧ＳＢＰと拡張期血圧ＤＢＰ）の算出を試みる。

この時点で、データ不足のために未だ血圧値を算出できない場合は（ステップＳ５でＮＯ）、カフ圧Ｐｃが上限圧力（安全のために、例えば３００ｍｍＨｇというように予め定められている。）に達していない限り、ステップＳ３〜Ｓ５の処理を繰り返す。

このようにして血圧値の算出ができたら（ステップＳ５でＹＥＳ）、ＣＰＵ１００は、ポンプ３２を停止し、弁３３を開いて、押圧カフ２１内の空気を排気する制御を行う（ステップＳ６）。そして最後に、血圧値の測定結果を表示器５０に表示するとともに、メモリ５１に記録する（ステップＳ７）。

なお、血圧値の算出は、加圧過程に限らず、減圧過程において行われてもよい。

（脈波伝播時間に基づく血圧測定の動作）
図８は、血圧計１が一実施形態の脈波測定方法を実行して脈波伝播時間（Pulse Transit Time；ＰＴＴ）を取得し、その脈波伝播時間に基づく血圧測定（推定）を行う際の動作フローを示している。

この動作フローは、本発明者による実験結果に基づいて作成された。すなわち、本発明者による実験よると、図９に示すように、被測定部位としての左手首９０に対する第１の脈波センサ４０−１（第１の検出電極対４２，４３を含む。）、第２の脈波センサ４０−２（第２の検出電極対４４，４５を含む。）の押圧力（押圧カフ２１によるカフ圧Ｐｃに等しい。）がゼロから徐々に大きくなると、それに伴って第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２の波形間の相互相関係数ｒが徐々に大きくなり、極大値ｒｍａｘを示し、それから徐々に小さくなることが発見された。この動作フローは、相互相関係数ｒが予め定められた閾値Ｔｈ（この例では、Ｔｈ＝０．９９）を超えている範囲が、押圧力の適正な範囲（これを「適正押圧範囲」と呼ぶ。）であるとの考え方に基づいている。この例では、適正押圧範囲は、押圧力（カフ圧Ｐｃ）が下限値Ｐ１≒７２ｍｍＨｇから上限値Ｐ２≒１３５ｍｍＨｇまでの範囲になっている。

ユーザが本体１０に設けられた操作部５２としてのプッシュ式スイッチによってＰＴＴに基づく血圧測定を指示すると（図８のステップＳ１１）、ＣＰＵ１００は動作を開始する。すなわち、ＣＰＵ１００は、探索処理部として働いて、弁３３を閉鎖するとともに、ポンプ駆動回路３２０を介してポンプ３２を駆動して、押圧カフ２１に空気を送る制御を行う。これにより、押圧カフ２１を膨張させるとともにカフ圧Ｐｃ（図５（Ａ）参照）を徐々に加圧してゆく。この例では、カフ圧Ｐｃを一定速度（＝５ｍｍＨｇ／ｓ）で連続的に高くしてゆく。なお、次に述べる相互相関係数ｒを算出するための時間を容易に確保できるように、カフ圧Ｐｃを段階的に高くしてもよい。

この加圧過程で、ＣＰＵ１００は、相互相関係数算出部として働いて、第１の脈波センサ４０−１、第２の脈波センサ４０−２がそれぞれ時系列で出力する第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２を取得して、それらの第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２の波形間の相互相関係数ｒをリアルタイムで算出する（図８のステップＳ１２）。

それとともに、ＣＰＵ１００は、探索処理部として働いて、算出した相互相関係数ｒが予め定められた閾値Ｔｈ（＝０．９９）を超えているか否かを判断する（図８のステップＳ１３）。ここで、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈ以下であれば（図８のステップＳ１３でＮＯ）、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超えるまでステップＳ１１〜Ｓ１３の処理を繰り返す。そして、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超えたら（図８のステップＳ１３でＹＥＳ）、ＣＰＵ１００は、ポンプ３２を停止して（図８のステップＳ１４）、カフ圧Ｐｃをその時点、つまり、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超えた時点の値に設定する。この例では、カフ圧Ｐｃは、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超えた時点の値、つまり、図９中に示すＰ１（≒７２ｍｍＨｇ）に設定される。

この状態で、ＣＰＵ１００は、測定処理部として働いて、第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２の間の時間差Δｔ（図５（Ｂ）参照）を脈波伝播時間（ＰＴＴ）として取得する（図８のステップＳ１５）。より詳しくは、この例では、第１脈波信号ＰＳ１のピークＡ１と第２の脈波信号ＰＳ２のピークＡ２との間の時間差Δｔを脈波伝播時間（ＰＴＴ）として取得する。

このようにした場合、脈波伝播時間の測定精度を高めることができる。また、カフ圧Ｐｃを相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超えた時点の値に設定するので、カフ圧Ｐｃを無用に大きくすることなく、脈波伝播時間を取得できる。これにより、ユーザの身体的負担を軽くすることができる。

次に、ＣＰＵ１００は第１の血圧算出部として働いて、脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式Ｅｑを用いて、ステップＳ１５で取得された脈波伝播時間（ＰＴＴ）に基づいて、血圧を算出（推定）する（図８のステップＳ１６）。ここで、脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式Ｅｑは、それぞれ脈波伝播時間をＤＴ、血圧をＥＢＰと表すとき、例えば図１２の式（Ｅｑ．２）で示すような、１／ＤＴ^２の項を含む公知の分数関数として提供される（例えば、特開平１０−２０１７２４号公報参照）。式（Ｅｑ．２）において、α、βはそれぞれ既知の係数または定数を表している。

このようにして血圧を算出（推定）する場合、既述のように脈波伝播時間の測定精度を高めているので、血圧の測定精度を高めることができる。なお、血圧値の測定結果は、表示器５０に表示されるとともに、メモリ５１に記録される。

この例では、図８のステップＳ１７において操作部５２としてのプッシュ式スイッチによって測定停止が指示されていなければ（図８のステップＳ１７でＮＯ）、脈波伝播時間（ＰＴＴ）の算出（図８のステップＳ１５）と、血圧の算出（推定）（図８のステップＳ１６）とを、脈波に応じて第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２が入力されるごとに周期的に繰り返す。ＣＰＵ１００は、血圧値の測定結果を、表示器５０に更新して表示するとともに、メモリ５１に蓄積して記録する。そして、図８のステップＳ１７において測定停止が指示されると（図８のステップＳ１７でＹＥＳ）、測定動作を終了する。

この血圧計１によれば、この脈波伝播時間（ＰＴＴ）に基づく血圧測定によって、ユーザの身体的負担が軽い状態で、血圧を長期間にわたって連続的に測定することができる。

また、この血圧計１によれば、脈波伝播時間に基づく血圧測定（推定）と、オシロメトリック法による血圧測定とを一体の装置で行うことができる。したがって、ユーザの利便性を高めることができる。

（押圧力設定による効果の検証）
図１０Ａの散布図は、様々なユーザ（被験者）について、血圧計１によって押圧力（カフ圧Ｐｃ）が４０ｍｍＨｇ（図９中に示した下限値Ｐ１未満である）に設定された条件下で取得された脈波伝播時間（ＰＴＴ）と、オシロメトリック法による血圧測定（図６のステップＳ５）で得られた収縮期血圧（ＳＢＰ）との関係を示している。その押圧力設定条件下での第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２の波形間の相互相関係数ｒは、ｒ＝０．９７１であり、閾値Ｔｈ（＝０．９９）を下回っていた。この図１０Ａから分かるように、脈波伝播時間（ＰＴＴ）と収縮期血圧（ＳＢＰ）との間の相関は殆ど無い。図１２の式（Ｅｑ．２）でフィッティングを行って相関係数を算出したところ、相関係数は−０．０７であった。

これに対して、図１０Ｂの散布図は、上述の様々なユーザについて、血圧計１によって押圧力（カフ圧Ｐｃ）が１３０ｍｍＨｇ（図９中に示した下限値Ｐ１と上限値Ｐ２との間の適正押圧範囲内である）に設定された条件下で取得された脈波伝播時間（ＰＴＴ）と、オシロメトリック法による血圧測定（図６のステップＳ５）で得られた収縮期血圧（ＳＢＰ）との関係を示している。その押圧力設定条件下での第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２の波形間の相互相関係数ｒは、ｒ＝０．９９０１であり、閾値Ｔｈ（＝０．９９）を上回っていた。この図１０Ｂから分かるように、脈波伝播時間（ＰＴＴ）と収縮期血圧（ＳＢＰ）との間の相関は強い。図１２の式（Ｅｑ．２）でフィッティングを行って相関係数を算出したところ、相関係数は−０．９０であった。

これらの図１０Ａ，図１０Ｂの結果により、押圧力（カフ圧Ｐｃ）を相互相関係数ｒが閾値Ｔｈ（＝０．９９）を超える値に設定して脈波伝播時間（ＰＴＴ）を取得することにより、脈波伝播時間（ＰＴＴ）と収縮期血圧（ＳＢＰ）との間の相関を高められる、ということを検証できた。このように脈波伝播時間（ＰＴＴ）と収縮期血圧（ＳＢＰ）との間の相関を高められた理由は、本発明による押圧力の設定により、脈波伝播時間（ＰＴＴ）の測定精度が高まったからであると考えられる。これにより、血圧の測定精度を高めることができる。

（変形例）
上の例では、図８のステップＳ１３，Ｓ１４において、押圧力（カフ圧Ｐｃ）を第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２の波形間の相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超えた時点の値（図９中に示す適正押圧範囲の下限値Ｐ１）に設定した。しかしながら、これに限られるものではない。ＣＰＵ１００がさらに探索を行って、押圧力（カフ圧Ｐｃ）を上記相互相関係数ｒが極大値ｒｍａｘを示す値（図９中に示すＰ３）に設定してもよい。図９の例では、この値はＰ３≒１０６ｍｍＨｇになっている。これにより、脈波伝播時間の測定精度をさらに高めることができる。

また、上の例では、図８のステップＳ１６において、脈波伝播時間（ＰＴＴ）に基づいて血圧を算出（推定）するために、脈波伝播時間と血圧との間の対応式Ｅｑとして、図１２の式（Ｅｑ．２）を用いた。しかしながら、これに限られるものではない。脈波伝播時間と血圧との間の対応式Ｅｑとしては、それぞれ脈波伝播時間をＤＴ、血圧をＥＢＰと表すとき、例えば図１３の式（Ｅｑ．３）に示すように、１／ＤＴ^２の項に加えて、１／ＤＴの項と、ＤＴの項とを含む式を用いてもよい。式（Ｅｑ．３）において、α、β、γ、δはそれぞれ既知の係数または定数を表している。

さらに、例えば図１４の式（Ｅｑ．４）に示すように、１／ＤＴの項と、心拍周期ＲＲの項と、容積脈波面積比ＶＲの項とを含む式を用いてもよい（例えば、特開２０００−３３０７８公報参照）。式（Ｅｑ．４）において、α、β、γ、δはそれぞれ既知の係数または定数を表している。なお、この場合、心拍周期ＲＲ、容積脈波面積比ＶＲは、脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２に基づいて、ＣＰＵ１００が算出する。

脈波伝播時間と血圧との間の対応式Ｅｑとして、これらの式（Ｅｑ．３）、式（Ｅｑ．４）を用いる場合も、式（Ｅｑ．２）を用いる場合と同様に、血圧の測定精度を高めることができる。当然ながら、これらの式（Ｅｑ．２）、（Ｅｑ．３）、（Ｅｑ．４）以外の対応式を用いてもよい。

上述の実施形態では、第１の脈波センサ４０−１、第２の脈波センサ４０−２は、被測定部位（左手首９０）を通る動脈（橈骨動脈９１）の脈波をインピーダンスの変化として検出した（インピーダンス方式）。しかしながら、これに限られるものではない。第１、第２の脈波センサは、それぞれ、被測定部位のうち対応する部分を通る動脈へ向けて光を照射する発光素子と、その光の反射光（または透過光）を受光する受光素子とを備えて、動脈の脈波を容積の変化として検出してもよい（光電方式）。または、第１、第２の脈波センサは、それぞれ、被測定部位に当接された圧電センサを備えて、被測定部位のうち対応する部分を通る動脈の圧力による歪みを電気抵抗の変化として検出してもよい（圧電方式）。さらに、第１、第２の脈波センサは、それぞれ、被測定部位のうち対応する部分を通る動脈へ向けて電波（送信波）を送る送信素子と、その電波の反射波を受信する受信素子とを備えて、動脈の脈波による動脈とセンサとの間の距離の変化を送信波と反射波との間の位相のずれとして検出してもよい（電波照射方式）。

また、上述の実施形態では、血圧計１は、被測定部位として左手首９０に装着されることが予定されているものとした。しかしながら、これに限られるものではない。被測定部位は、動脈が通っていれば良く、手首以外の上腕などの上肢であっても良いし、足首、大腿などの下肢であっても良い。

また、上述の実施形態では、血圧計１に搭載されたＣＰＵ１００が探索処理部、相互相関係数算出部、測定処理部、第１および第２の血圧算出部として働いて、オシロメトリック法による血圧測定（図６の動作フロー）およびＰＴＴに基づく血圧測定（推定）（図８の動作フロー）を実行するものとした。しかしながら、これに限られるものではない。例えば、血圧計１の外部に設けられたスマートフォンなどの実質的なコンピュータ装置が、探索処理部、相互相関係数算出部、測定処理部、第１および第２の血圧算出部として働いて、ネットワーク９００を介して、血圧計１にオシロメトリック法による血圧測定（図６の動作フロー）およびＰＴＴに基づく血圧測定（推定）（図８の動作フロー）を実行させるようにしてもよい。

以上の実施形態は例示であり、この発明の範囲から離れることなく様々な変形が可能である。上述した複数の実施の形態は、それぞれ単独で成立し得るものであるが、実施の形態同士の組みあわせも可能である。また、異なる実施の形態の中の種々の特徴も、それぞれ単独で成立し得るものであるが、異なる実施の形態の中の特徴同士の組みあわせも可能である。

１ 血圧計
１０ 本体
２０ ベルト
２１ 押圧カフ
２３ 帯状体
４０ インピーダンス測定部
４０Ｅ 電極群
４９ 通電および電圧検出回路
１００ ＣＰＵ

Claims (8)

1. 被測定部位を取り巻いて装着されるべきベルトと、
   上記ベルトに、このベルトの幅方向に関して互いに離間した状態で搭載され、上記被測定部位を通る動脈のうちそれぞれ対向する部分の脈波を検出する第１、第２の脈波センサと、
   上記ベルトに搭載され、上記被測定部位に対して上記第１、第２の脈波センサを、押圧力を可変して押圧し得る押圧部材と、
   上記第１、第２の脈波センサがそれぞれ時系列で出力する第１、第２の脈波信号を取得して、それらの第１、第２の脈波信号の波形間の相互相関係数を算出する相互相関係数算出部と、
   上記押圧部材による上記押圧力を可変して設定して、上記相互相関係数算出部が算出した上記相互相関係数が予め定められた閾値を超えているか否かを判断する探索処理部と、
   上記押圧部材による上記押圧力を、上記探索処理部によって上記相互相関係数が上記閾値を超えると判断された値に設定した状態で、上記第１、第２の脈波信号の間の時間差を脈波伝播時間として取得する測定処理部と
   を備えたことを特徴とする脈波測定装置。
2. 請求項１に記載の脈波測定装置において、
   上記探索処理部は、動作開始時から上記相互相関係数が上記閾値を超えるまで、上記押圧部材による上記押圧力を徐々に大きくし、
   上記測定処理部は、上記押圧部材による上記押圧力を上記相互相関係数が上記閾値を超えた時点の値に設定して、上記脈波伝播時間を取得することを特徴とする脈波測定装置。
3. 請求項１に記載の脈波測定装置において、
   上記測定処理部は、上記押圧部材による上記押圧力を上記相互相関係数が極大値を示す値に設定して、上記脈波伝播時間を取得することを特徴とする脈波測定装置。
4. 請求項１から３までのいずれか一つに記載の脈波測定装置において、
   上記第１、第２の脈波センサは、それぞれ上記ベルトの内周面に配置された第１、第２の検出電極対を含み、上記第１、第２の検出電極対によって、上記被測定部位のうちそれぞれ対向する部分のインピーダンスを表す信号を上記第１、第２の脈波信号として出力することを特徴とする脈波測定装置。
5. 請求項１から４までのいずれか一つに記載の脈波測定装置と、
   脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式を用いて、上記測定処理部によって取得された脈波伝播時間に基づいて血圧を算出する第１の血圧算出部と
   を備えたことを特徴とする血圧測定装置。
6. 請求項５に記載の血圧測定装置において、
   上記押圧部材は上記ベルトに沿って設けられた流体袋であり、
   上記ベルトに対して一体に設けられた本体を備え、
   この本体に、
   上記探索処理部、上記測定処理部、および、上記第１の血圧算出部が搭載されるとともに、
   オシロメトリック法による血圧測定のために、上記流体袋に空気を供給して圧力を制御する圧力制御部と、上記流体袋内の圧力に基づいて血圧を算出する第２の血圧算出部とが搭載されていることを特徴とする血圧測定装置。
7. 被測定部位を取り巻いて装着されるべきベルトと、
   上記ベルトに、このベルトの幅方向に関して互いに離間した状態で搭載された第１、第２の脈波センサと、
   上記ベルトに搭載され、上記被測定部位に対して上記第１、第２の脈波センサを、押圧力を可変して押圧し得る押圧部材と
   を備えて、上記被測定部位の脈波を測定する脈波測定方法であって、
   上記ベルトが上記被測定部位を取り巻いて装着され、上記押圧部材が被測定部位に対して上記第１、第２の脈波センサを、或る押圧力で押圧した状態で、上記第１、第２の脈波センサによって上記被測定部位を通る動脈のうちそれぞれ対向する部分の脈波を検出し、
   上記第１、第２の脈波センサがそれぞれ時系列で出力する第１、第２の脈波信号を取得して、それらの脈波信号の波形間の相互相関係数を算出し、
   上記押圧部材による上記押圧力を可変して設定して、上記押圧力について、上記相互相関係数が予め定められた閾値を超えているか否かを判断し、
   上記押圧部材による上記押圧力を、上記相互相関係数が上記閾値を超えると判断された値に設定した状態で、上記第１、第２の脈波信号の間の時間差を脈波伝播時間として取得することを特徴とする脈波測定方法。
8. 請求項１から４までのいずれか一つに記載の脈波測定装置において、
   上記測定処理部は、上記第１脈波信号のピークと上記第２の脈波信号のピークとの間の時間差を上記脈波伝播時間として取得することを特徴とする脈波測定装置。

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