(57)【要約】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。
2015115114.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項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。
【請求項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、請求項１記載の血圧測定システム。
【請求項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、請求項２記載の血圧測定システム。
【請求項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、請求項１から３の内の１項記載の血圧測定システム。
【請求項５】
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、請求項１から４の内の１項記載の血圧測定システム。
【請求項６】
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、請求項５記載の血圧測定システム。
【請求項７】
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、請求項１から６の内の１項記載の血圧測定システム。
【請求項８】
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。
【請求項９】
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、請求項８記載の脈波センサ。
【請求項１０】
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、請求項９記載の脈波センサ。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
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。
【背景技術】
【０００２】
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。【０００３】
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。【０００４】
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。【０００５】
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。【０００６】
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。【０００７】
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。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００８】
【特許文献１】特開２００２−２７２６９０号公報
【特許文献２】特表２００６−５２６４８７号公報
【特許文献３】特開２００８−３０２２６０号公報
【非特許文献】
【０００９】
【非特許文献１】Ｓａｗａ  Ｐｕｋｅ，Ｔａｋｕｊｉ  Ｓｕｚｕｋｉ，Ｋａｎａｋｏ  Ｎａｋａｙａｍａ，Ｈｉｒｏｋａｚｕ  Ｔａｎａｋａ，Ｓｈｉｇｅｎｏｂｕ  Ｍｉｎａｍｉ．“Ｂｌｏｏｄ  ｐｒｅｓｓｕｒｅ  ｅｓｔｉｍａｔｉｏｎ  ｆｒｏｍ  ｐｕｌｓｅ  ｗａｖｅ  ｖｅｌｏｃｉｔｙ  ｍｅａｓｕｒｅｄ  ｏｎ  ｔｈｅ  ｃｈｅｓｔ”，３５ｔｈ  Ａｎｎｕａｌ  Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ  Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ  ｏｆ  ｔｈｅ  ＩＥＥＥ  ＥＭＢＳ  Ｏｓａｋａ，Ｊａｐａｎ，ｐｐ．６１０７−６１１０，３−７  Ｊｕｌｙ，２０１３．
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
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。【００１１】
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。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
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。【００１３】
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。
【発明の効果】
【００１４】
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。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】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ブロック図である。
【図２】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ブロック図である。
【図３】本発明の第２の実施形態の脈波検出手段を被検者に装着する例を示す斜視図である。
【図４】本発明の第２の実施形態の脈波検出手段の断面構造を示す図である。
【図５】本発明の第２の実施形態の脈波検出手段の回路部の構成を示すブロック図である。
【図６】本発明の第２の実施形態の脈波検出手段のセンサ部の下側から見た構造を示す図である。
【図７Ａ】本発明の第２の実施形態の血圧測定システムによる血流速度Ｖ（ｔ）を示すグラフある。
【図７Ｂ】本発明の第２の実施形態の血圧測定システムによる血圧Ｐ（ｔ）を示すグラフある。
【図８】本発明の第２の実施形態の血圧測定システムによる血圧算出のフローチャートである。
【図９】本発明の第３の実施形態の脈波検出手段の断面構造を示す図である。
【図１０】本発明の第３の実施形態の脈波検出手段のセンサ部の下側から見た構造を示す図である。
【図１１】本発明の第４の実施形態の血圧測定システムによる血圧算出のフローチャートである。
【図１２】脈波伝搬遅延を測定する方法を説明するためのセンサ装着例を示す図である。
【図１３】心電センサによって測定された心電信号（ＥＣＧ）と、脈波センサによって測定された脈波信号（ＰＰＧ）との例を示すグラフである。
【図１４】光電脈波センサの原理を説明する図である。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
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。
【００１７】
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。
【００１８】
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。
【００１９】
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。
【００２０】
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。
【００２１】
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。
【００２２】
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。
【００２３】
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。
【００２４】
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。
【００２５】
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。
【００２６】
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。
【００２７】
以下に、算出部８における処理を説明する。
【００２８】
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。
【００２９】
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。
【００３０】
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。
【００３１】
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。
【００３２】
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。
【００３３】
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。
【００３４】
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。
【００３５】
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。
【００３６】
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。
【００３７】
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。
【００３８】
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。
【００３９】
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。
【００４０】
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。
【００４１】
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。
【００４２】
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。
【００４３】
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。
【００４４】
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。
【００４５】
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。
【００４６】
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。
【００４７】
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。
【００４８】
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。
【００４９】
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。
【００５０】
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。
【００５１】
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。
【００５２】
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。
【００５３】
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。
【００５４】
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。
【００５５】
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。
【００５６】
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。
【００５７】
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。
【００５８】
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。
【００５９】
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。
【００６０】
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。
【００６１】
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。
【産業上の利用可能性】
【００６２】
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。
【符号の説明】
【００６３】
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
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７Ａ】
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【図７Ｂ】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【国際調査報告】
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