WO2018198637A1 - 血圧算出方法及び装置 - Google Patents

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WO2018198637A1
WO2018198637A1 PCT/JP2018/012321 JP2018012321W WO2018198637A1 WO 2018198637 A1 WO2018198637 A1 WO 2018198637A1 JP 2018012321 W JP2018012321 W JP 2018012321W WO 2018198637 A1 WO2018198637 A1 WO 2018198637A1
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blood pressure
pulse wave
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biological signal
measured
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French (fr)
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正巳 鐘ヶ江
久一 新関
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ヘルスセンシング株式会社
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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
    • A61B5/021—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
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    • A61B5/02108—Measuring pressure in heart or blood vessels from analysis of pulse wave characteristics
    • A61B5/02116—Measuring pressure in heart or blood vessels from analysis of pulse wave characteristics of pulse wave amplitude
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    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface

Definitions

  • the present invention relates to a method for non-invasively calculating an estimated blood pressure without using a cuff and a blood pressure calculation apparatus therefor.
  • Blood pressure is the force that pushes blood against the blood vessel wall when the heart pumps out to function and circulate blood throughout the body. When the heart's ventricle contracts, it reaches the highest blood pressure, When dilated, the minimum blood pressure is reached.
  • blood pressure has been measured by various methods, but with the indirect method, the cuff wound around the arm is generally inflated to compress the artery, once the blood flow is stopped, and then the inflated cuff is contracted. By doing so, the blood pressure was measured by detecting the sound or vibration when blood started to flow again.
  • EBP ⁇ ⁇ PTT + ⁇ ⁇ a1 + ⁇ ⁇ Z + ⁇ (1)
  • EBP ⁇ ⁇ PTT / UT + ⁇ ⁇ d + ⁇ ⁇ Z + ⁇ (2)
  • EBP ⁇ ⁇ PTT / UT + ⁇ ⁇ a1 + ⁇ ⁇ Z + ⁇ (3)
  • EBP ⁇ ⁇ PTT / UT + ⁇ ⁇ QT time + ⁇ ⁇ Z + ⁇ (4)
  • ⁇ , ⁇ , ⁇ , and ⁇ are coefficients
  • PTT is the pulse wave propagation time
  • a1 the first peak of the velocity pulse wave (the first derivative of the pulse wave signal).
  • Z is impedance
  • UT is the time from the rise of the pulse wave to the first peak
  • d is the wave height of the fourth peak of the acceleration pulse wave (the second derivative of the pulse wave signal)
  • QT time is the ventricular It refers to the time from the start time of a pulse that accompanies movement to the first peak after that pulse.
  • an object of the present invention is to provide a method for non-invasively calculating an estimated blood pressure without using a cuff and a blood pressure calculation apparatus therefor by a method different from the prior art.
  • the blood pressure calculation method of the present invention uses a parameter P1 related to the propagation time of the pulse wave and a parameter P2 related to the stroke volume in the pulse wave as variables.
  • EBP ⁇ 1
  • the parameter P1 and the parameter P2 of the measurement subject are measured while measuring the actual blood pressure while changing the blood pressure of the measurement subject according to the load, and the parameter P1 and the parameter measured by the equation are measured. Substituting P2, it is preferable to set coefficients ⁇ 1 , ⁇ 2 , and ⁇ 0 that are close to fluctuations in the actually measured blood pressure.
  • another blood pressure calculation method of the present invention includes a parameter P1 related to the propagation time of the pulse wave, a parameter P2 related to the stroke volume in the pulse wave, and a parameter P3 related to the contraction period in the pulse wave.
  • the parameter P1, the parameter P2, and the parameter P3 of the measurement subject are measured while measuring the actual blood pressure while changing the measurement subject's blood pressure depending on the load, and the measurement is actually performed according to the above formula. It is preferable to set parameters ⁇ 1 , ⁇ 2 , ⁇ 3 , and ⁇ 0 so as to approximate the fluctuation of the actually measured blood pressure by substituting the parameter P1, the parameter P2, and the parameter P3.
  • the parameter P2 includes an area (PSA) of a period from a rising edge of a pulse wave to a double notch (DN) (PSA), an area of a partial region of PSA, or PSA.
  • PSA area of a region
  • DN double notch
  • the area of a region may be sufficient, and the area of the period preset so that at least one part of the first peak of a pulse wave may be included may be sufficient.
  • the overlap notch (DN) may be a position where the differential waveform has a peak between the time when the lowest value in the differential waveform of the pressure pulse wave is shown and the next pulse.
  • the parameter P2 includes an average of the first area in a period including at least a part of the first peak of one pulse wave and an average of the second area in at least a part of the other period of the pulse wave. It may be a ratio.
  • the pulse wave of the measurement subject is acquired at a sampling frequency of 500 Hz or more, or 1 kHz or more.
  • the relative systolic blood pressure (EBP) fluctuation may be calculated by setting the coefficient ⁇ 0 as a fixed value set in advance.
  • the blood pressure calculation device includes a first biological signal detection unit and a second biological signal detection unit capable of detecting a biological signal of the measurement subject, and the first biological signal detection unit and the second biological signal detection unit.
  • a pulse wave based on at least one of the P1 calculation means for calculating the parameter P1 related to the propagation time of the pulse wave from the acquired biological signal, and the biological signal acquired by the first biological signal detection means and the second biological signal detection means.
  • EBP systolic blood pressure
  • Another blood pressure calculation device of the present invention includes a first biological signal detection unit and a second biological signal detection unit capable of detecting a biological signal of the measurement subject, and the first biological signal detection unit and the second biological signal detection. Based on at least one of the P1 calculation means for calculating the parameter P1 related to the propagation time of the pulse wave from the biological signal acquired by the means, and the biological signal acquired by the first biological signal detection means and the second biological signal detection means.
  • P2 calculation means for calculating a parameter P2 related to stroke volume in the pulse wave, and contraction in the pulse wave based on at least one of the biological signals acquired by the first biological signal detection means and the second biological signal detection means
  • EBP systolic blood pressure
  • the first biological signal detection unit and the second biological signal detection unit is a pulse wave sensor that acquires a biological signal including a pulse wave.
  • the pulse wave sensor may be a sheet-like piezoelectric sensor or a wearable sensor. Further, it is preferable that the pulse wave sensor acquires at least the pulse wave of the measurement subject at a sampling frequency of 500 Hz or higher, or 1 kHz or higher.
  • the blood pressure is calculated using the parameter P1 related to the propagation time of the pulse wave having a high correlation with the blood pressure and the parameter P2 related to the stroke volume in the pulse wave as variables. Since the calculation is performed, a highly accurate estimated blood pressure can be obtained.
  • blood pressure can be calculated by acquiring two pulse waves or information on the pulse wave and the pulsation of vibration. Therefore, the estimated blood pressure can be calculated non-invasively without using a cuff. it can.
  • information regarding the two pulse waves or the pulsation of the pulse wave and the vibration can be acquired in real time, and can also be acquired in an unconstrained manner. It is possible to monitor. Furthermore, in principle, it is possible to calculate the blood pressure for each beat, and it is also possible to measure the respiratory change in blood pressure.
  • ECG ECG
  • B blood pressure
  • C fingertip pulse wave
  • D integrated waveform of fingertip pulse wave
  • SBP measured systolic blood pressure
  • PAT measured systolic blood pressure
  • PAT measured systolic blood pressure
  • EBP estimated systolic blood pressure
  • EBP solid line
  • Correlation diagram of average value (horizontal axis) of measured systolic blood pressure and average value (vertical axis) of estimated systolic blood pressure (n 29)
  • ECG electrocardiogram
  • BP blood pressure
  • buttocks pulse wave butt
  • calf pulse wave (A) is a signal processed pulse wave (Butt) of the buttocks
  • B is an integral pulse wave (int.Calf) of the calf part
  • C is a waveform of the differential pulse wave of the calf part.
  • the figure which shows a series of signal processing for specifying a peak position about the pulse wave (Butt) of a buttocks (A) is the pulse wave propagation time (PTT) and the value of the area (PSA) from the X mark to the ⁇ mark in the waveform of FIG.
  • (B) is the measured systolic blood pressure (dotted line) and the estimated systolic blood pressure.
  • EBP solid line
  • (C) is a correlation diagram between measured systolic blood pressure (horizontal axis) and estimated systolic blood pressure (vertical axis)
  • A) is a value of pulse wave propagation time (PTT) and PSA
  • (B) is a diagram in which measured systolic blood pressure (dotted line) and estimated systolic blood pressure (EBP) (solid line) are superimposed
  • (C) is measured contraction.
  • A is the pulse wave arrival time (PAT) and the average ratio (iPSA) of the PSA of each pulse wave and the area of the other period (iPSA)
  • B is the measured systolic blood pressure (dotted line) and the estimated systolic blood pressure.
  • EBP solid line
  • C is a correlation diagram between measured systolic blood pressure (horizontal axis) and estimated systolic blood pressure (vertical axis)
  • a pulse wave is a wave in which a change in the internal pressure of an arterial blood vessel due to blood pumping from the heart propagates through the blood vessel wall, and a pulse wave signal can be obtained by measuring the pressure change or volume change in the vascular system. Is measured as a pressure pulse wave, and a volume change is measured as a volume pulse wave.
  • the primary differential wave of the pressure pulse wave or the volume pulse wave is called a velocity pulse wave
  • the secondary differential wave is called an acceleration pulse wave
  • a waveform obtained by integrating the pressure pulse wave or volume pulse wave is called an integrated pulse wave.
  • pulse wave includes a pressure pulse wave, a volume pulse wave, a velocity pulse wave, an acceleration pulse wave, and an integrated pulse wave, and not only the measured, differentiated or integrated signal itself, but also conversion processing for such a signal.
  • a signal waveform after various signal processing such as noise removal processing, frequency extraction / analysis processing, and sampling processing is included.
  • Stroke volume is the amount of blood that the heart pumps into an artery with a single contraction.
  • the pulse wave propagation time (PTT: Pulse Transit Time), which is the time for the pulse wave to transmit between any two points, the pulse wave reaches the measurement point from the generation of the heartbeat that generated the pulse wave.
  • the pulse wave arrival time (PAT: Pulse Arrival Time) that is the time until the pulse wave or the pulse wave propagation velocity (PWV: Pulse Wave Velocity) that is the speed at which the pulse wave propagates can be used.
  • the pulse wave propagation time (PTT) can be calculated from, for example, a time difference between corresponding positions in the same pulsation of two pulse waves measured in a simultaneous series at any two points (or more).
  • the pulse wave arrival time is calculated from a time difference between corresponding signals in the same pulsation of one pulse wave measured in a simultaneous series at any one point (or more) at a signal that detects the occurrence of a heartbeat. For example, it can be obtained from the difference in time between the R wave in the electrocardiogram (ECG) and the position of the peak apex due to the same pulsation in the pulse wave.
  • ECG electrocardiogram
  • the pulse wave velocity (PWV) can be calculated by the distance between measurement positions / pulse wave propagation time (PTT) or the distance between measurement positions / (pulse wave arrival time (PAT) ⁇ precursor emission time (PEP)). Since the distance does not change if the pulse wave measurement position is constant, the relative change in PWV can be calculated from PTT or PAT.
  • Parameter P2 is a numerical value related to stroke volume in the pulse wave.
  • the pulse wave rises steeply with the opening of the aortic valve of the heart, forms a double notch (DN) when the aortic valve is closed, and then slowly falls. That is, the period from the rise of the peak of the pulse wave to the overlapping notch (DN) corresponds to the time during which blood is being sent from the heart to the artery, and the waveform of the pulse wave in that period is related to the stroke volume.
  • an area from the rising edge at the first peak of a pulse wave signal waveform to a double notch (DN: Dicrotic notch) (hereinafter referred to as “PSA” (Pulsatile systolic area)), a partial region of the PSA, or The area of the region containing the PSA can be used.
  • PSA Pulsatile systolic area
  • the area of the region containing the PSA can be used.
  • the start time of the period for calculating the area is slightly delayed from the time when the first peak of the pulse wave rises
  • the end time of the period for calculating the area is a double notch.
  • DN includes the case where it is slightly earlier than the time when it appears, and the region including PSA is, for example, the case where the start time of the period for calculating the area is slightly earlier than the time when the first peak of the pulse wave rises, This includes the case where the end point of the period to be calculated is slightly later than the double notch (DN).
  • the pulse wave measurement position is far from the heart or an abnormal waveform, resulting in a waveform in which overlapping notches cannot be clearly confirmed. In these cases, at least one of the first peaks of the pulse wave is assumed. It is good also considering the area of the period preset so that a part may be included as the parameter P2 relevant to stroke volume.
  • the preset period may be, for example, a certain period in which the rise of the pulse wave is the start time and the end time is after a predetermined time including a peak, or the rise of the pulse wave is the start time, and the peak It may be an indefinite period that ends after the lapse of a predetermined time from the top of the peak (it is not constant because the period from the peak to the peak of each pulse wave is different). It may be an indefinite period in which a predetermined time elapses from the time when the differential value of the pulse wave shows the lowest value within the same beat.
  • the preset period may be set in advance based on age, weight, sex, etc., but the timing of the double notch (DN) is calculated from the measured pulse wave, and when a predetermined period is set, the measurement subject's Since it is based on biological information, the accuracy can be further improved.
  • the pulse wave may be calculated by performing signal processing such as integration, differentiation, and Hilbert transform in order to confirm the peak rising point, the apex, the timing of overlapping notches, and the like. For example, as indicated by ⁇ in the waveform of FIG. 9C described later, the differential waveform between the time point indicating the lowest value in the differential waveform of the pulse wave and the next pulse as the position of the double notch (DN). May be calculated according to the position where the peak indicates.
  • the average (area per unit time) of the first area in a period including at least a part of the first peak of one pulse wave, and at least a part of the other period of the pulse wave A ratio with the average of the second area may be used.
  • the average (S1 / T1) of the area S1 ( PSA) of the period T1 from the rising edge at the first peak of the pulse wave signal waveform to the overlapping notch (DN), and the rising edge of the next pulse wave from the overlapping notch
  • the ratio ((S1 ⁇ T2) / (T1 ⁇ S2) or (S2 ⁇ T1) / (T2 ⁇ S1)) to the average (S2 / T2) of the area S2 of the period T2 until is used as the parameter P2 it can.
  • the first area in the period including at least a part of the first peak of one pulse wave is preferably PSA, but the area of a part of PSA or an area including PSA may be used. .
  • the second area in at least a part of the other period of the pulse wave may be the remaining area, or a part (for example, the area of a predetermined period from the end of the first area, the first area It may be the area from the end of the area to the start of the next pulse wave to a predetermined period before.
  • the parameter P2 can be normalized in each pulse wave, and a more general-purpose parameter is obtained. be able to.
  • the blood pressure can be calculated.
  • the estimated blood pressure (EBP) can be calculated by substituting the parameter P1 and the parameter P2 as variables.
  • P1 may be obtained by Expression (6) because P1 is inversely proportional to blood pressure.
  • ⁇ 1 , ⁇ 2 , and ⁇ 0 are coefficients, and the blood pressure calculation method of the present invention preferably includes a step of setting the coefficients.
  • EBP ⁇ 1 ⁇ P1 + ⁇ 2 ⁇ P2 + ⁇ 0
  • EBP ⁇ 1 ⁇ 1 / P1 + ⁇ 2 ⁇ P2 + ⁇ 0
  • actual blood pressure the actual blood pressure of the measurement subject to be measured. It is preferable, however, prepare a combination of typical coefficients for each condition such as age, sex, weight, pulse wave shape, etc., and enter these conditions to select a typical coefficient for that condition. , May be adopted.
  • the coefficients ⁇ 1 , ⁇ 2 , and ⁇ 0 include the parameter P1 related to the propagation time of the pulse wave and the pulse wave while measuring the actual blood pressure using the blood pressure acquisition unit while changing the blood pressure of the measurement subject according to the load.
  • ⁇ 1 , ⁇ 2 and ⁇ 0 are set.
  • physical or psychological stress such as exercise load, standing load, Valsalva movement, mental load is applied, or the degree of stress is changed to check the influence on blood pressure.
  • the exercise load includes, for example, hand grip exercise, exercise using exercise equipment (walking with a treadmill, exercise with a stationary bike, etc.).
  • the standing load includes, for example, posture changes from a sitting position to a standing position and from a prone position to a sitting position.
  • the Valsalva operation is an operation that stops breathing by a breathing operation.
  • Examples of the mental load include calculation, mental calculation, memorization, and reading. It is preferable to change at least the blood pressure of the person to be measured by 10 mmHg or more, more preferably 20 mmHg or more, depending on the load. It is preferable that the load applied to the measurement subject has little direct influence on the measurement of the actually measured blood pressure and the pulse wave.
  • the blood pressure and pulse wave may be affected by vibration and compression of the arm muscles.
  • a part other than the moving arm for example, the opposite arm or foot). Etc.).
  • FIG. 1 is a diagram for explaining various parameters.
  • An electrocardiogram waveform (A) for three beats measured in the same series a blood pressure (B) measured from a fingertip with a volume compensation type sphygmomanometer, and a fingertip It is an integrated waveform (D) of a pulse wave (C) and a fingertip pulse wave integrated with a time constant of 0.1 seconds.
  • t0 is the time when the QRS wave of the electrocardiogram (A) rises
  • t1 is the time when the first peak in the integrated pulse wave (D) rises
  • t2 is the overlap notch (in the integrated pulse wave (D) ( DN) and substantially coincides with the time phase of the double notch of blood pressure (B).
  • t3 is the time when the next QRS wave of the electrocardiogram (A) rises.
  • the integrated pulse wave (D) t1 is related to the opening of the aortic valve, and the interval from t1 to the time t2 of the double notch (DN) corresponds to the systole of the heart, and after the double notch (DN) Corresponds to diastole. Therefore, the time difference from the time t0 when the QRS wave of the electrocardiogram (A) rises to t1 of the integrated pulse wave (D) is the pulse wave arrival time (PAT) at the pulse wave measurement position, and the period from t1 to t2 Is a period corresponding to the systole (SYS) of the heart in the pulse wave.
  • PAT pulse wave arrival time
  • the interval from t0 to t3 in the electrocardiogram (A) is the RR interval (RRI) from the QRS wave to the next QRS wave, and the time obtained by subtracting the PAT from the RRI is RT.
  • the area of the systolic period (t1 to t2) in the integrated pulse wave (D) is PSA, which is related to stroke volume.
  • FIG. 2 shows waveforms of an electrocardiogram (A), a blood pressure (B), a fingertip pulse wave (C), and an integrated fingertip pulse wave (D) measured in the same series, where the vertical axis is intensity and the horizontal axis is time. It is.
  • the electrocardiogram (ECG) of (A) was measured by applying an electrocardiogram electrode to the measurement subject's chest and bipolar induction. At the same time, the actually measured blood pressure of (B) was also measured.
  • the blood pressure (B) was continuously measured by attaching a volume-compensated sphygmomanometer (Finapress) cuff to the tip of the index finger of the measurement subject.
  • Finapress volume-compensated sphygmomanometer
  • the integrated waveform (D) is a waveform obtained by integrating the fingertip pulse wave of (C) with a time constant of 0.1 seconds.
  • FIG. 3 (A) to 3 (D) are diagrams showing temporal changes of various parameters calculated from the waveforms of the pulse wave (D) and the electrocardiogram (A) in FIG. 2, and FIG. 3 (E) shows the measured systolic blood pressure.
  • FIG. 3A is a pulse wave arrival time (PAT)
  • FIG. 3B is a contraction period (SYS) in the pulse wave
  • FIG. 3C is RT
  • FIG. 3D is a contraction period (t1) in the pulse wave.
  • Numerical values of the area (PSA) from t2 to t2 are shown in time series
  • FIG. 3E shows the actual measured systolic blood pressure (SBP) measured in the same series in time series.
  • SBP measured systolic blood pressure
  • FIG. 4 is a correlation diagram between measured systolic blood pressure (SBP) and various parameters (PAT, SYS, RT, RRI, PSA).
  • SBP measured systolic blood pressure
  • PAT pulse wave arrival time
  • FIG. 4A is a correlation diagram between the measured blood pressure (SBP) and the pulse wave arrival time (PAT), the correlation coefficient r is ⁇ 0.46, the p-value is ⁇ 0.01, and the significance level 1 Significant at less than%.
  • FIG. 4 is a correlation diagram between the measured blood pressure (SBP) and the pulse wave arrival time (PAT), the correlation coefficient r is ⁇ 0.46, the p-value is ⁇ 0.01, and the significance level 1 Significant at less than%.
  • FIG. 4B is a correlation diagram between the measured systolic blood pressure (SBP) and the systolic period (SYS) in the pulse wave, with a correlation coefficient r of 0.128 and a p-value of 0.192. There wasn't.
  • FIG. 4C is a correlation diagram between measured systolic blood pressure (SBP) and RT (interval from t1 to t3 in FIG. 1), with a correlation coefficient r of 0.146 and a p value of 0.138. Was not significant.
  • FIG. 4D is a correlation diagram between the measured systolic blood pressure (SBP) and RRI (interval from t0 to t3 in FIG. 1).
  • FIG. 4E is a correlation diagram between the measured systolic blood pressure (SBP) and the area (PSA) of the systole (t1 to t2) in the pulse wave, the correlation coefficient r is 0.661, and the p-value is ⁇ 0.01, which was significant at a significance level of less than 1%. From FIG. 4, it was found that the pulse wave arrival time (PAT) and the area (PSA) of the systole (t1 to t2) in the pulse wave are correlated with the measured systolic blood pressure (SBP).
  • PAT pulse wave arrival time
  • PSA area
  • FIGS. 5A and 5B are diagrams in which the measured systolic blood pressure (dotted line) and the estimated systolic blood pressure (EBP) (solid line) calculated from Equation (5) are superimposed.
  • the estimated systolic blood pressure (EBP) (solid line) in FIG. 5A is the measured systolic blood pressure (dotted line) measured between 0 seconds and 90 seconds and the pulse wave arrival time measured between 0 seconds and 90 seconds.
  • PAT the area
  • PSA area of the systole
  • FIG. 5 is a result of verifying the equation (5) employing the estimated coefficients ⁇ 1 , ⁇ 2 , and ⁇ 0 , and the pulse wave arrival time (PAT) measured between 90 seconds and 180 seconds.
  • the estimated systolic blood pressure (EBP) (solid line) was calculated by substituting the area (PSA) into equation (5) (in which the estimated coefficients ⁇ 1 , ⁇ 2 , ⁇ 0 were adopted). From FIG. 5B, it is confirmed that the waveform of the estimated systolic blood pressure (EBP) (solid line) calculated from the equation (5) is close to the actually measured systolic blood pressure, and the blood pressure of the subject can be estimated from the equation (5). did it.
  • FIG. 6 shows an average value of 29 actually measured systolic blood pressures of 9 subjects by 90 subjects during 90 seconds to 180 seconds, based on the results of 29 experiments conducted on 9 subjects by the same experiment as FIGS.
  • (Abscissa) is a correlation diagram between estimated systolic blood pressure average value (ordinate), correlation coefficient r is 0.908, p value is ⁇ 0.01 and significant.
  • the root mean square error (RMSE) was 7.7 mmHg.
  • the contraction period (SYS) correlates with the actual blood pressure (SBP) depending on the subject, measurement conditions, and the like.
  • the contraction period ( Systolic blood pressure (SBP) may be estimated using the parameter P3 related to (SYS) as a variable.
  • the parameter P3 is, for example, an interval from time t1 when the first peak in the integrated pulse wave (D) in FIG. 1 rises to time t2 of the double notch (DN). It is also assumed that the pulse wave measurement position is far from the heart or an abnormal waveform, resulting in a waveform where the overlapping notch cannot be clearly confirmed. In these cases, at least one of the first peaks of the pulse wave is assumed.
  • a period set in advance so as to include the part may be used as the parameter P3.
  • the preset period may be, for example, a period in which the rise of the pulse wave is the start time and the end time is after a predetermined time including a peak, or the rise of the pulse wave is the start time, and the peak peak It may be a period that ends after the elapse of a predetermined time from the beginning, or the rising of the pulse wave is the start time, and the end of the elapse of the predetermined time from the time when the differential waveform of the pressure pulse wave shows the lowest value within the same beat It may be a period of time.
  • the preset period may be set in advance based on age, weight, sex, etc., but the timing of the double notch (DN) is calculated from the measured pulse wave, and when a predetermined period is set, the measurement subject's Since it is based on biological information, the accuracy can be further improved.
  • DN double notch
  • the estimated blood pressure (EBP) can be calculated by substituting the parameter P1, the parameter P2, and the parameter P3 as variables.
  • P1 may be obtained by Expression (8) because P1 is inversely proportional to blood pressure.
  • ⁇ 1 , ⁇ 2 , ⁇ 3 , and ⁇ 0 are coefficients, and the blood pressure calculation method of the present invention preferably includes a step of setting the coefficients.
  • EBP ⁇ 1 ⁇ P1 + ⁇ 2 ⁇ P2 + ⁇ 3 ⁇ P3 + ⁇ 0 (7)
  • EBP ⁇ 1 ⁇ 1 / P1 + ⁇ 2 ⁇ P2 + ⁇ 3 ⁇ P3 + ⁇ 0 (8)
  • the coefficients ⁇ 1 , ⁇ 2 , ⁇ 3 , and ⁇ 0 have large individual differences, so it is preferable to measure the actual blood pressure of the measurement subject to be measured in advance and obtain the adjusted coefficient, Prepare typical coefficient combinations for each condition such as gender, weight, pulse wave shape, etc., and input these conditions to select and adopt typical coefficients for that condition. Also good.
  • the step of setting the coefficients ⁇ 1 , ⁇ 2 , ⁇ 3 , ⁇ 0 using the measured blood pressure is the same as the step of setting the coefficients ⁇ 1 , ⁇ 2 , ⁇ 0 in the equation (5) or (6), Coefficients ⁇ 1 , ⁇ 2 , ⁇ 3 , and ⁇ 0 are set so that the fluctuations in the expression (7) or the expression (8) into which the actually measured parameters P1, P2, and P3 are substituted are close to the fluctuations in the actually measured blood pressure.
  • the coefficient ⁇ 0 is necessary for estimating the absolute blood pressure value, but is not necessary when relatively calculating whether the blood pressure is high or low. In this case, the coefficient ⁇ 0 as a preset fixed value B (e.g.
  • the relative blood pressure fluctuation may be calculated by a mathematical formula of 3 ⁇ P3 + B (B is a preset numerical value).
  • FIG. 7 is a schematic block diagram of a blood pressure calculation device 1 for realizing the blood pressure calculation method of the present invention.
  • the blood pressure calculation device 1 includes a first biological signal detection unit 2 and a second biological signal detection unit 3 that can detect a biological signal of the person to be measured 10, and the first biological signal detection unit 2 and the second biological signal detection unit 3.
  • the biological signal acquired in step (2) is input to the information processing device 4.
  • the information processing apparatus 4 uses the parameter P1 calculation unit 41 related to the propagation time of the pulse wave, the parameter P2 calculation unit 42 related to the stroke volume in the pulse wave, the parameter P1 and the parameter P2 to calculate the blood pressure.
  • the blood pressure calculation device 1 may include one or more of a power supply unit 5, a storage unit 6, a communication unit 7, a display output unit 8, an operation unit 9, and the like as necessary. Further, a cuff type blood pressure sensor capable of measuring a continuously measured blood pressure for reference may be provided in order to calculate a coefficient or set a predetermined time of PSA.
  • the information processing means 4 It further includes a parameter P3 calculation means related to the contraction period, a blood pressure estimation unit that estimates blood pressure using the parameters P1, P2, and P3, and further includes coefficients ⁇ 1 , ⁇ 2 , ⁇ 3 , ⁇ 0 . You may have the coefficient calculation part to calculate.
  • a human is shown as the to-be-measured person 10, it is not limited to a human and can be used for other animals.
  • the first biological signal detection means 2 and the second biological signal detection means 3 acquire the biological signal of the person to be measured 10, and acquire biological signals from different parts 11 and 12 of the person to be measured 10.
  • At least one of the biological signal detection means is a pulse wave sensor that acquires a biological signal including a pulse wave.
  • the other may be a pulse wave sensor that acquires a biological signal including a pulse wave at another site, or a sensor that detects a heart beat, for example, a sensor that acquires an electrocardiogram, an electrocardiogram, or a heart sound. There may be.
  • other biological signal detection means may be provided, and a plurality of PTTs and PSAs may be calculated to improve accuracy.
  • the first and second descriptions in the biological signal detection means 2 and 3 are merely used for the sake of convenience in order to distinguish the two detection means.
  • the biological signal detection means is arranged on the trunk (part excluding the extremities of the body), the trunk, and the chest. It is preferable to do.
  • the detection position of the pulse wave is not particularly limited. Even if the pulse wave is acquired from the head, neck, waist, buttocks, upper arm, forearm, hand, finger, leg, sole of the foot, etc. Good.
  • at least one of the biological signal detection means for detecting a pulse wave obtains a biological signal at a site at a distance from the heart, for example, the limbs.
  • At least one of the biological signal detection means is a wearable sensor that can be worn on the body of an animal, it is preferable because the subject is less burdened and less likely to feel stress, and does not restrain human movement. More preferably, it is mounted on a mounting part to be mounted on a human limb or head.
  • the upper limbs of a human or animal are preferably worn on fingers, wrists, arms, etc., and sensors can be mounted on rings, bracelets, finger sacks, wristbands, and the like.
  • wear to a thigh, a shin, and an ankle as a leg of a human or an animal for example, you may mount a sensor in a band, socks, spats, etc.
  • the head of a human or animal is attached to the neck, temple, ear, or the like.
  • the sensor may be mounted on a headband, tie, necklace, earring, earring, or the like.
  • the sensor may be mounted on a human or animal torso, for example, a sensor may be mounted on a belt, an abdomen, clothes, or the like.
  • the blood pressure calculation device 1 acquires, for example, a biological signal including a first pulse wave from the limbs by the first biological signal detection means 2, and the second from the trunk (part excluding the limbs of the body) or the trunk.
  • a biological signal including a heart beat or a second pulse wave may be acquired by the biological signal detection means 3.
  • the blood pressure calculation device 1 of the present invention acquires, for example, a biological signal including the first pulse wave from the four limbs using the first biological signal detection unit 2 and the second biological signal detection unit 3 uses the second biological signal detection unit 3 from another limb.
  • a biological signal including the pulse wave may be acquired.
  • the first biological signal detection means 2 for acquiring biological information including pulse waves is arranged on the floor where the chair seat or the foot in front of the chair is arranged, You may arrange
  • the blood pressure may be calculated in a vehicle seat such as an automobile.
  • the first biological signal detection means 2 and 3 are built in the seating position of the seat, and the biological information including the first pulse wave is received from the buttocks.
  • the second biological signal detection means 3 may be obtained and placed on the calf part, backrest part, head part, handle, etc. of the foot.
  • the blood pressure calculation device 1 is incorporated by arranging the biological signal detection hand BR> I in the sitting position, the foot, and the backrest of the wheelchair.
  • the first biological signal detection means 2 and the second biological signal detection means 3 are provided on or under a bedclothing such as a bed, a mattress, or a futon. You may arrange
  • first biological signal detection means 2 for obtaining biological information including pulse waves is installed under the human chest of the bed, and the second biological signal detection means 3 is installed on the calf, waist, or foot. Good.
  • first biological signal detection that is incorporated in a wristband, belt, wristwatch, ring, headband or the like and acquires a biological signal including a pulse wave from the extremities. Even if the means 2 is arranged and the second biological signal detecting means 3 for obtaining a biological signal including the heart beat or the second pulse wave by being directly attached to the trunk or contacting the body via clothing or the like is arranged. Good.
  • the biological signal detection means 2 and 3 are not particularly limited in the measurement method, and may be contact type or non-contact type. In the case of a contact type sensor, by placing it in direct or indirect contact with a human, A biological signal can be detected.
  • the contact-type biological signal detection means 2 and 3 can use, for example, a vibration sensor that detects vibration, and is a sensor that is arranged directly or in the vicinity of a living organism and that can detect vibration from the living organism and output it as an electrical signal. If there is, it is possible to acquire a pulse wave and a cardiogram according to the measurement site.
  • a piezoelectric element As a sensor for measuring vibration, a piezoelectric element (piezoelectric element) is preferably used as a piezoelectric sensor, but a microphone that converts vibration into an electrical signal may be used.
  • the piezoelectric element material may be ceramic or organic polymer, and it is preferable to use a ferroelectric material that is a high ⁇ material such as PZT or BST as the ceramic. Further, as the organic polymer system, for example, a polyolefin-based material may be used.
  • a porous polypropylene electret film (ElectroMechanical Film (EMFI)), PVDF (polyvinylidene fluoride film), vinylidene fluoride and three A fluorinated ethylene copolymer (P (VDF-TrFE)) or a vinylidene fluoride / tetrafluoroethylene copolymer (P (VDF-TFE)) may be used.
  • the piezoelectric sensor is preferably in the form of a film and more preferably flexible. Furthermore, the piezoelectric sensor is preferable because it can acquire a biological signal without restraining the animal and can perform measurement more stress-free.
  • the piezoelectric sensor can also be used as a wearable sensor by attaching it to an animal by attaching it to a wristband, belt, wristwatch, finger ring, headband or the like.
  • the microphone it is preferable to use a small microphone having a diameter of about 10 mm ⁇ or a few mm or less.
  • a film-like flexible sensor as the piezoelectric sensor, it is possible to arrange the sensor without a sense of restraint or pressure. For this reason, it is preferable to use a soft material such as a thin conductive carbon film or a silver electrode instead of the conventional aluminum as the sensor electrode layer or the electromagnetic shield layer.
  • An example of the manufacturing process of the piezoelectric sensor is as follows. First, a thin sheet film-like piezo element material (for example, PVDF having a thickness of about 40 ⁇ m) is prepared, and electrode layers (for example, a conductive carbon film having a thickness of about 10 ⁇ m) are deposited on the entire surface of the piezo element material.
  • electrode layers were formed on both the front and back surfaces of the piezoelectric element material.
  • an insulating film layer for example, a PET (polyethylene terephthalate) film having a thickness of about 20 ⁇ m
  • a conductive electromagnetic shield layer for example, a conductive carbon film having a thickness of about 10 ⁇ m
  • a protective layer for example, PET film
  • the sheet sensor device having the above configuration uses a soft conductive carbon film as a material constituting the electrode layer and the electromagnetic shield layer, the sensor itself can be softened, such as a wristband, a belt, a wristwatch, a ring, and a head. Can be attached to a band without a sense of incongruity.
  • a silver electrode having a thickness of 100 to 200 nm may be used, and the material and forming method of each layer are not limited to the above examples.
  • the acceleration sensor is placed in contact with the body, such as a wristwatch or a portable terminal, or on a part of a bed, a chair, etc. Then, a biological signal may be acquired, or a change in air pressure or liquid pressure in the tube may be detected by a pressure sensor or the like to acquire a biological signal.
  • a non-contact type sensor that can acquire a biological signal in a non-contact manner along with signal transmission / reception using a microwave or the like may be used.
  • a microwave Doppler sensor for example, as a microwave, a microwave Doppler sensor, a sensor using UWB (ultra-wide band), a sensor using electromagnetic waves other than microwaves, a sensor using reflected or transmitted light using LED light, and a super A sensor using a reflected wave of a sound wave can be used.
  • These sensors using microwaves and the like can be miniaturized, can acquire signals without contact and without constraint, and can acquire signals from a remote location.
  • the acceleration sensor can also be reduced in size.
  • an electrocardiogram measurement sensor it is preferable to perform measurement by attaching a dedicated electronic circuit to the chest of a living body using a disposable electrode, and an electrocardiogram waveform is measured by the electrode.
  • the derivation method may be unipolar induction or bipolar induction.
  • the sampling frequency of the biosignal detection means 2 and 3 is preferably 500 Hz or more, more preferably 1 kHz or more.
  • the distance from the heart to the buttocks is about 40 cm and the pulse wave propagation speed is 10 m.
  • the PAT is 40 ms.
  • the sampling frequency is 500 Hz
  • the resolution is 2 ms.
  • the sampling frequency is 1 kHz
  • the resolution is 1 ms.
  • the information processing means 4 is connected to the biological signal detection means 2 and 3 in a wired or wireless manner, and is a means for processing the biological signal input from the biological signal detection means 2 and 3.
  • the information processing unit 4 in FIG. 7 includes a P1 calculation unit 41, a P2 calculation unit 42, a blood pressure estimation unit 43, and a coefficient calculation unit 44.
  • an A / D conversion unit, a noise removal unit, a signal process May have a portion or the like.
  • the information processing means 4 can use, for example, an electronic circuit or an arithmetic processing function of a CPU (Central Processing Unit), and a CPU such as a mobile phone, a smartphone, a personal computer, a server, or cloud computing is used as the information processing means 4. May be used.
  • a CPU Central Processing Unit
  • a digital filter can be configured to implement frequency filtering.
  • the information processing means 4 can be realized by an analog circuit instead of a digital circuit.
  • the frequency filtering may be realized by an analog filter such as a low-pass filter (LPF) or a high-pass filter (HPF) configured by a capacitor, a resistor, an operational amplifier, and the like.
  • LPF low-pass filter
  • HPF high-pass filter
  • the input biological signal is an analog signal, it may be converted into a digital signal by an analog-digital conversion circuit.
  • the power supply means 5 has a function of supplying power to each part of the blood pressure calculation device 1, and for example, a battery such as a Li ion battery can be employed.
  • the storage means 6 is a biological signal acquired by the biological signal detection means 2, 3, a processing result (P 1, P 2, estimated blood pressure, coefficient, etc.) calculated by the information processing means 4, a program for operating the information processing means 4, etc.
  • a memory or the like can be employed.
  • the communication means 7 has a function of passing various signals through wired or wireless communication.
  • the communication means 7 may be a wiring or a cable connected to the biological signal detection means 2 and 3.
  • the wireless communication unit 7 may transmit the biological signal acquired by the biological signal detection units 2 and 3 to the information processing unit 4, the storage unit 6, the display output unit 8, an external device (not shown), and the like.
  • the information such as P1, P2, and blood pressure calculated by the information processing means 4 may be transmitted to the storage means 6, the display output means 8, an external device (not shown), etc., or stored in the storage means 6
  • the biological signal may be transmitted to the information processing unit 4, the display output unit 8, and the like.
  • the communication unit 7 may transmit information input from the user via the operation unit 9 to the information processing unit 4, the storage unit 6, the display output unit 8, and the like.
  • wireless As the communication means 7, it is preferable to use, for example, Bluetooth (registered trademark), Wi-fi (registered trademark), near-field wireless communication (NFC: Near field radio communication), or the like.
  • the communication unit 7 may not necessarily be bidirectional communication depending on the mode of the blood pressure calculation device 1.
  • the display output means 8 has a function of displaying or outputting the calculated processing results (P1, P2, estimated blood pressure, coefficients, etc.), various information input by the user, operation details, and the like.
  • the display output unit 8 a display, a smartphone, or a tablet device that displays the processing result as an image can be used.
  • a printer that outputs the processing result with paper, a speaker that outputs the processing result with sound, or the like may be employed.
  • the blood pressure calculation apparatus 1 may be provided with a display and used as the display output means 8. Further, when the calculated blood pressure exceeds a preset upper limit value or falls below the lower limit value, a warning display, a warning sound, etc. are displayed or transmitted to an external device via the communication means 7. Also good.
  • the operation means 9 includes a switch, a touch panel, a button, a knob, a keyboard, a mouse, a voice input microphone, and the like for the user to operate the blood pressure calculation device 1.
  • the display output unit 8 is configured as a touch panel that can receive an operation from the user, the operation unit 9 may be configured to also serve as the display output unit 8.
  • an electrocardiogram ECG was obtained with a chest bipolar dielectric, and blood pressure was measured from the index finger with a capacitance-compensated sphygmomanometer.
  • the measurement time is 3 minutes, and the person to be measured performs handgrip movement for 30 to 60 seconds from the start of measurement.
  • the coefficient is estimated in the first 90 seconds (including the period during which the handgrip movement is performed), and in the second half 90 seconds. Estimated blood pressure was verified.
  • An electrode for measuring an electrocardiogram can also be used as the third biological signal detection means.
  • FIG. 8 is a raw signal of measurement results of electrocardiogram (ECG), measured blood pressure (BP), buttocks pulse wave (butt), calf pulse wave (calf) from above.
  • ECG electrocardiogram
  • BP blood pressure
  • buttocks pulse wave butt
  • calf pulse wave calf
  • the buttocks pulse signal and calf signal include not only the pulse wave but also vibration components based on breathing and body movements. It is preferable to remove.
  • processing such as integration processing, differentiation processing, and Hilbert transform may be performed on each signal.
  • FIG. 9A shows a signal that has passed through a high-pass filter that passes a frequency of 1 Hz or more for the pulse wave (butt) of the buttocks
  • FIG. 9B shows a signal of 1 Hz or more for the pulse wave (calf) of the calf region.
  • FIG. 9C shows an integrated waveform (upper, dotted line) of the calf pulse wave (calf) through a high-pass filter that passes the frequency and further integrated with an attenuation time constant of 0.15 seconds.
  • the differential waveform (bottom, solid line) of the pulse wave of the calf region is also shown.
  • the circle with the same height as 1 on the vertical axis is the peak position, and the pulse wave propagation time (PTT) was calculated from the time difference between the peak positions.
  • PTT pulse wave propagation time
  • x is the peak rising position
  • ⁇ mark on the waveform indicates the lowest value in the differential waveform of the pulse wave as shown in FIG. 9C. This is the position where the differential waveform shows a peak until the next pulse, and the integrated waveform of the pulse wave (calf) of the calf portion in FIG. 9B with the position of this ⁇ mark as the position of the double notch (DN)
  • PSA The area from x to ⁇ marks was calculated as PSA.
  • the integration time constant was 0.15 seconds.
  • the decay time constant is 0.05 seconds depending on the waveform. It may be changed in about 0.3 seconds.
  • the PSA is calculated based on the pulse wave (calf) of the calf that has a more stable waveform.
  • the PSA may be calculated based on the pulse wave (butt) of the buttocks. The sum or average of the two pulse waves of the pulse wave (calf) of the head and the pulse wave (butt) of the buttocks may be used.
  • the information processing means may be configured to calculate the PSA based on a pulse wave having a more stable waveform by comparing two pulse waves. For example, the waveform shapes of a plurality of peaks in the pulse wave may be correlated, and a pulse wave having a higher correlation may be selected as a pulse wave having a more stable waveform.
  • FIG. 10 is a diagram showing a series of signal processing for specifying the peak position for the buttocks pulse wave.
  • FIG. 10 (A) at the top is a raw signal of the buttocks pulse wave (same as the buttocks pulse wave (but) of FIG. 8), and it can be seen that the waveform is greatly undulated due to the influence of the respiratory signal.
  • (B) is a signal (same as FIG. 9A) obtained by passing the waveform of (A) through a high-pass filter of 1 Hz or higher. From the waveform (A), it can be seen that the undulation was eliminated because the respiration signal was removed from the undulating signal. However, the waveform shows a vibration waveform in which the peak continuously attenuates around the peak waveform.
  • (C) is a waveform obtained by integrating the waveform of (B) with a time constant of 0.15 seconds, and it can be seen that the damped wave has disappeared.
  • (D) is a waveform obtained by differentiating the waveform of (C) and taking an absolute value.
  • (E) is a waveform obtained by performing Hilbert transform on the waveform of (D) to obtain an envelope that is an amplitude. ) Shows the instantaneous phase obtained by further Hilbert transforming the waveform of (E). In (C) and (E), the damped wave disappears, and PSA and SYS can be obtained from this. The point in time when the instantaneous phase waveform in FIG.
  • FIG. 11 (A) shows the pulse wave propagation time (PTT) between the pulse wave (butt) of the buttocks and the pulse wave (calf) of the calf calculated from FIG. 9 and x of the waveform of FIG. 9 (B).
  • FIG. 11B is a diagram in which the measured systolic blood pressure (dotted line) and the estimated systolic blood pressure (EBP) (solid line) calculated from Equation (5) are superimposed.
  • EBP estimated systolic blood pressure
  • the estimated systolic blood pressure (EBP) (solid line) between 0 seconds and 90 seconds is the actual measured systolic blood pressure (dotted line) measured between 0 seconds and 90 seconds and 0 seconds to 90 seconds.
  • the coefficients ⁇ 1 , ⁇ 2 , and ⁇ 0 are adjusted using the pulse wave propagation time (PTT) and the area (PSA) measured during this period, and fitted so as to approach the dotted line. That is, between 0 seconds and 90 seconds in FIG. 11B, the actually measured systolic blood pressure is substituted into the estimated systolic blood pressure (EBP) of Equation (5), and the pulse wave propagation time measured in the parameters P1 and P2 is measured.
  • FIG. 11C is a correlation diagram between the measured blood pressure (horizontal axis) and the estimated blood pressure (vertical axis).
  • the correlation coefficient r is 0.504
  • the root mean square error (RMSE) is 11.3 mmHg. there were.
  • a sheet-like piezoelectric sensor of about 20 cm ⁇ 5 cm is arranged around the upper arm of the person to be measured, the pulse wave is measured from the upper arm of the person to be measured, and the biological signal detecting means 3 is obtained. Then, a sheet-like piezoelectric sensor of about 20 cm ⁇ 5 cm was placed around the calf part of the person to be measured, and the pulse wave was measured from the calf part.
  • an electrocardiogram ECG was obtained with a chest bipolar dielectric, and blood pressure was measured from the index finger with a capacitance-compensated sphygmomanometer.
  • the measurement time is 3 minutes, and the person to be measured performs handgrip movement for 30 to 60 seconds from the start of measurement.
  • the coefficient is estimated in the first 90 seconds (including the period during which the handgrip movement is performed), and in the second half 90 seconds. Estimated blood pressure was verified.
  • An electrode for measuring an electrocardiogram can also be used as the third biological signal detection means.
  • FIG. 12 is a raw signal of measurement results of electrocardiogram (ECG), measured blood pressure (BP), upper arm pulse wave (arm), and calf pulse wave (calf) from above.
  • ECG electrocardiogram
  • BP blood pressure
  • arm upper arm pulse wave
  • calf pulse wave calf
  • the pulse signal (arm) signal of the upper arm part and the pulse wave (calf) signal of the calf part include not only the pulse wave but also vibration components based on respiration and body movement. Is preferably removed.
  • processing such as integration processing, differentiation processing, and Hilbert transform may be performed on each signal.
  • FIG. 13A shows a waveform obtained by passing a high-pass filter that passes a frequency of 1 Hz or more with respect to the pulse wave of the upper arm, and further integrating with an attenuation time constant of 0.15 seconds (Int.Arm), and FIG. Is a signal that has passed through a high-pass filter that passes a frequency of 1 Hz or higher for the pulse wave (calf) of the calf.
  • the circle with the same height as 1 on the vertical axis is the peak position, and the pulse wave propagation time (PTT) was calculated from the time difference between the peak positions.
  • x on the waveform in FIG. 13 (A) is the peak rising position
  • the ⁇ mark on the waveform is the same as in FIG.
  • FIG. 14A shows the pulse wave propagation time (PTT) between the pulse wave (arm) of the upper arm calculated from FIG. 13 and the pulse wave (calf) of the calf, and the waveforms of FIG. 13 (A).
  • FIG. 14B shows the measured systolic blood pressure (dotted line) and the estimated systolic blood pressure (EBP) (solid line) calculated from the equation (5).
  • FIG. 14A and 14B the handgrip exercise was performed for a period of 30 to 60 seconds from the start of measurement to vary the blood pressure.
  • the estimated systolic blood pressure (EBP) (solid line) between 0 seconds and 90 seconds is the measured systolic blood pressure (dotted line) measured between 0 seconds and 90 seconds and 0 seconds to 90 seconds.
  • the coefficients ⁇ 1 , ⁇ 2 , and ⁇ 0 are adjusted using the pulse wave propagation time (PTT) and the area (PSA) measured during this period, and fitted so as to approach the dotted line.
  • the coefficient ⁇ 1 was ⁇ 74.7
  • ⁇ 2 was 194, and ⁇ 0 was 96.8.
  • FIG. 14C is a correlation diagram between the measured systolic blood pressure (horizontal axis) and the estimated systolic blood pressure (vertical axis).
  • the correlation coefficient r is 0.522
  • the root mean square error (RMSE) is It was 7.2 mmHg.
  • FIG. 15A shows an example in which the blood pressure is changed by performing a Valsalva operation instead of the hand grip exercise.
  • Pulse wave measurement sites are the upper arm and calf.
  • the estimated systolic blood pressure (EBP) solid line
  • the actual measured systolic blood pressure dotted line
  • the coefficients ⁇ 1 , ⁇ 2 , and ⁇ 0 are adjusted using the pulse wave propagation time (PTT) and the area (PSA) measured during this period, and fitted so as to approach the dotted line.
  • the coefficient ⁇ 1 was ⁇ 115, ⁇ 2 was 197, and ⁇ 0 was 86.8.
  • the period between 90 seconds and 180 seconds in FIG. 15B is the result of verifying the equation (5) using the estimated coefficients ⁇ 1 , ⁇ 2 , and ⁇ 0 , and is actually measured between 90 seconds and 180 seconds.
  • FIG. 15C is a correlation diagram between the measured systolic blood pressure (horizontal axis) and the estimated systolic blood pressure (vertical axis).
  • the correlation coefficient r is 0.387
  • the root mean square error (RMSE) is It was 8.9 mmHg.
  • FIG. 16 shows the time difference from the QRS wave of the electrocardiogram to the rise time of the tibial pulse wave as a pulse wave arrival time (PAT, unit ms), and the PSA calculated from the dilated pulse wave is defined as the first area.
  • PAT pulse wave arrival time
  • iPSA average ratio
  • FIG. 16B the estimated systolic blood pressure (EBP) (solid line) between 0 seconds and 90 seconds is the actual measured systolic blood pressure (dotted line) measured between 0 seconds and 90 seconds and 0 seconds to 90 seconds.
  • EBP estimated systolic blood pressure
  • the coefficients ⁇ 1 , ⁇ 2 , ⁇ 0 were adjusted and fitted so as to approach the dotted line is there.
  • the coefficient ⁇ 1 was ⁇ 0.132
  • ⁇ 2 was 0.251
  • ⁇ 0 was 93.1.
  • the period between 90 seconds and 180 seconds in FIG. 16B is the result of verifying the equation (5) employing the estimated coefficients ⁇ 1 , ⁇ 2 , and ⁇ 0 , and is actually measured between 90 seconds and 180 seconds.
  • the estimated pulse wave arrival time (PAT) and the average ratio of areas (iPSA) are substituted into equation (5) (using estimated coefficients ⁇ 1 , ⁇ 2 , ⁇ 0 ) to estimate systolic blood pressure (EBP) (Solid line) was calculated. From 90 seconds to 180 seconds in FIG. 16B, the waveform of the estimated systolic blood pressure (EBP) (solid line) calculated from Equation (5) is close to the measured systolic blood pressure, and is measured from Equation (5). It was confirmed that the blood pressure of the person could be estimated.
  • 16C is a correlation diagram between the measured systolic blood pressure (horizontal axis) and the estimated systolic blood pressure (vertical axis).
  • the correlation coefficient r is 0.609
  • the root mean square error (RMSE) is It was 7.7 mmHg.
  • the blood pressure calculation device of the present invention can be used by being incorporated into various ornaments, electronic devices and the like.
  • a biological signal detection means for example, a piezoelectric sensor
  • the biological signal may be measured by bringing a biological signal detection means (for example, a piezoelectric sensor) into contact with the body directly or from above the clothes.
  • the biological signal acquired by the biological signal detection unit may be transmitted to the portable terminal, the computer, or the like via the communication unit, and the blood pressure may be calculated by the portable terminal, the computer, or the like.
  • the blood pressure calculation device of the present invention can monitor blood pressure in various situations of daily life, during exercise, etc., and can also manage the state of drivers such as cars, trains and airplanes.

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Abstract

【課題】　カフを用いることなく非侵襲的に推定血圧を算出する方法及びそのための血圧算出装置を提供すること。 【解決手段】　脈波の伝播時間に関連するパラメータＰ１と、脈波における１回拍出量に関連するパラメータＰ２とを変数として、ＥＢＰ＝β1・Ｐ１＋β2・Ｐ２＋β0という式（β1、β2、β0は係数）を用いて、収縮期血圧（ＥＢＰ）を算出する。

Description

血圧算出方法及び装置
　本発明は、カフを用いることなく非侵襲的に推定血圧を算出する方法及びそのための血圧算出装置に関する。
　血圧とは、心臓がポンプとして機能して血液を全身に循環させるために血液を送り出すときの血液が血管壁を押す力のことであり、心臓の心室が収縮したときに最高血圧となり、心臓が拡張したときに最低血圧となる。従来から、血圧は様々な手法で測定されていたが、間接法では、一般的に腕に巻いたカフを膨張させて動脈を圧迫し、血液の流れを一旦止めた後、膨張したカフを収縮させることにより、再度血液が流れ始める時の音又は振動等を検知することにより血圧を測定していた。しかしながら、カフを用いた測定は装置が大型化してしまうこと、被測定者の自由を拘束して静止状態を維持する必要があり、継続的な測定や日常生活における測定ができないこと、カフ圧の増減には数十秒程度時間がかかるため、急峻な血圧変化を捉えられず、測定期間における平均値しか測定できないこと、カフ圧によってはカフの圧迫が痛みを伴うこと等の問題があった。
　近年、生体から検出された心電信号又は脈波信号を用いて血圧を測定する方法も研究されている。例えば、特許文献１には、一対の電極を被測定者に接触させてインピーダンス及び心電信号を取得するとともに、脈波センサを被測定者に接触させて脈波を取得し、下記式（１）～（４）の演算式を用いて推定血圧（ＥＢＰ）を算出することが開示されている。
　　ＥＢＰ＝α・ＰＴＴ＋β・ａ１＋γ・Ｚ＋δ　　　　　　　（１）
　　ＥＢＰ＝α・ＰＴＴ／ＵＴ＋β・ｄ＋γ・Ｚ＋δ　　　　　（２）
　　ＥＢＰ＝α・ＰＴＴ／ＵＴ＋β・ａ１＋γ・Ｚ＋δ　　　　（３）
　　ＥＢＰ＝α・ＰＴＴ／ＵＴ＋β・ＱＴ時間＋γ・Ｚ＋δ　　（４）
　なお、上記式（１）～（４）において、α、β、γ、δは係数、ＰＴＴは脈波伝搬時間、ａ１は速度脈波（脈波信号の１階微分の信号）の最初のピークの波高、Ｚはインピーダンス、ＵＴは脈波の立ち上がりから最初のピークまでの時間、ｄは加速度脈波（脈波信号の２階微分の信号）の４番目のピークの波高、ＱＴ時間は心室の動きに伴うパルスの開始時刻からそのパルス後の最初のピークまでの時間を指す。
特開２００８－２７９１８５号公報
　しかし、特許文献１に記載の方法では、推定血圧の誤差が大きく、より精度の高い血圧算出方法が求められていた。そこで、本発明は、従来技術とは異なる方法により、カフを用いることなく非侵襲的に推定血圧を算出する方法及びそのための血圧算出装置を提供することを目的とする。
　前述した課題を解決するため、本発明の血圧算出方法は、脈波の伝播時間に関連するパラメータＰ１と、脈波における１回拍出量に関連するパラメータＰ２とを変数として、ＥＢＰ＝β1・Ｐ１＋β2・Ｐ２＋β0という式又はＥＢＰ＝β1・１／Ｐ１＋β2・Ｐ２＋β0という式（β1、β2、β0は係数）を用いて、収縮期血圧（ＥＢＰ）を算出する。
　さらに、上記血圧算出方法において、被測定者の血圧を負荷によって変動させながら実測血圧を測定しつつ前記被測定者の前記パラメータＰ１及び前記パラメータＰ２を測定し、前記式に実測したパラメータＰ１及びパラメータＰ２を代入し、前記実測血圧の変動に近くなるような係数β1、β2、β0を設定することが好ましい。
　また、本発明の他の血圧算出方法は、脈波の伝播時間に関連するパラメータＰ１と、脈波における１回拍出量に関連するパラメータＰ２と、脈波における収縮期間に関連するパラメータＰ３とを変数として、ＥＢＰ＝β1・Ｐ１＋β2・Ｐ２＋β3・Ｐ３＋β0という式又はＥＢＰ＝β1・１／Ｐ１＋β2・Ｐ２＋β3・Ｐ３＋β0という式（β1、β2、β3、β0は係数）を用いて、収縮期血圧（ＥＢＰ）を算出する。
　さらに、上記血圧算出方法において、被測定者の血圧を負荷によって変動させながら実測血圧を測定しつつ前記被測定者の前記パラメータＰ１、前記パラメータＰ２及び前記パラメータＰ３を測定し、前記式に実測したパラメータＰ１及びパラメータＰ２及びパラメータＰ３を代入し、前記実測血圧の変動に近くなるような係数β1、β2、β3、β0を設定することが好ましい。
　さらに、上記血圧算出方法において、前記パラメータＰ２は、脈波の信号波形におけるピークの立ち上がりから重複切痕（ＤＮ）までの期間の面積（ＰＳＡ）、ＰＳＡの一部の領域の面積又はＰＳＡを含む領域の面積であってもよいし、脈波の最初のピークの少なくとも一部を含むように予め設定した期間の面積であってもよい。さらに、前記重複切痕（ＤＮ）は、圧脈波の微分波形における最低値を示す時点からつぎの脈までの間で微分波形がピークを示す位置であってもよい。また、前記パラメータＰ２は、１つの脈波の最初のピークの少なくとも一部を含む期間における第１の面積の平均と、当該脈波のそれ以外の期間の少なくとも一部における第２の面積の平均との比であってもよい。
　さらに、上記血圧算出方法において、少なくとも被測定者の脈波を５００Ｈｚ以上、又は１ｋＨｚ以上のサンプリング周波数で取得することが好ましい。また、前記係数β0を予め設定された固定の値として、相対的な収縮期血圧（ＥＢＰ）の変動を算出してもよい。
　また、本発明の血圧算出装置は、被測定者の生体信号を検出可能な第１生体信号検出手段及び第２生体信号検出手段と、前記第１生体信号検出手段及び第２生体信号検出手段で取得した生体信号から脈波の伝播時間に関連するパラメータＰ１を算出するＰ１算出手段と、前記第１生体信号検出手段及び第２生体信号検出手段で取得した生体信号の少なくとも一方に基づいて脈波における１回拍出量に関連するパラメータＰ２を算出するＰ２算出手段と、前記Ｐ１算出手段で算出されたパラメータＰ１と前記Ｐ２算出手段で算出されたパラメータＰ２とを変数として、ＥＢＰ＝β1・Ｐ１＋β2・Ｐ２＋β0という式又はＥＢＰ＝β1・１／Ｐ１＋β2・Ｐ２＋β0という式（β1、β2、β0は係数）を用いて、収縮期血圧（ＥＢＰ）を算出する血圧推定部とを備えたことを特徴とする。
　また、本発明の他の血圧算出装置は、被測定者の生体信号を検出可能な第１生体信号検出手段及び第２生体信号検出手段と、前記第１生体信号検出手段及び第２生体信号検出手段で取得した生体信号から脈波の伝播時間に関連するパラメータＰ１を算出するＰ１算出手段と、前記第１生体信号検出手段及び第２生体信号検出手段で取得した生体信号の少なくとも一方に基づいて脈波における１回拍出量に関連するパラメータＰ２を算出するＰ２算出手段と、前記第１生体信号検出手段及び第２生体信号検出手段で取得した生体信号の少なくとも一方に基づいて脈波における収縮期間に関連するパラメータＰ３を算出するＰ３算出手段と、前記Ｐ１算出手段で算出されたパラメータＰ１と、前記Ｐ２算出手段で算出されたパラメータＰ２と、前記Ｐ３算出手段で算出されたパラメータＰ３とを変数として、ＥＢＰ＝β1・Ｐ１＋β2・Ｐ２＋β3・Ｐ３＋β0という式又はＥＢＰ＝β1・１／Ｐ１＋β2・Ｐ２＋β3・Ｐ３＋β0という式（β1、β2、β3、β0は係数）を用いて、収縮期血圧（ＥＢＰ）を算出する血圧推定部とを備えたことを特徴とする。
　さらに、上記血圧算出装置において、前記第１生体信号検出手段及び第２生体信号検出手段の少なくとも一方は、脈波を含む生体信号を取得する脈波センサであることが好ましい。さらに、前記脈波センサは、シート状の圧電センサであってもよいし、ウェアラブルセンサであってもよい。また、前記脈波センサは、少なくとも被測定者の脈波を５００Ｈｚ以上、又は１ｋＨｚ以上のサンプリング周波数で取得することが好ましい。
　本発明の血圧算出方法及び血圧算出装置によれば、血圧と相関の高い脈波の伝播時間に関連するパラメータＰ１と、脈波における１回拍出量に関連するパラメータＰ２とを変数として血圧を算出するため、精度の高い推定血圧を得ることができる。本発明の血圧算出方法では、２つの脈波又は脈波と振動の拍動に関する情報とを取得すれば、血圧を算出できることから、カフを用いることなく非侵襲的に推定血圧を算出することができる。また、２つの脈波又は脈波と振動の拍動に関する情報は、リアルタイムで取得することが可能であり、また、非拘束で取得することも可能であり、日常生活におけるリアルタイムの血圧の挙動をモニターすることが可能である。さらに、原理的には、一拍毎の血圧を算出することができ、血圧の呼吸性変動も計測することが可能である。
心電図（Ａ）、血圧（Ｂ）、指尖脈波（Ｃ）及び指尖脈波の積分波形（Ｄ） 実測した心電図（Ａ）、血圧（Ｂ）、指尖脈波（Ｃ）及び指尖脈波の積分波形（Ｄ） 各種パラメータの時間変化を示す図（Ａ）～（Ｄ）及び実測収縮期血圧を示す図（Ｅ） 実測収縮期血圧（ＳＢＰ）と各種パラメータ（ＰＡＴ、ＳＹＳ、ＲＴ、ＲＲＩ、ＰＳＡ）との相関図 実測収縮期血圧（点線）と式（５）から算出した推測収縮期血圧（ＥＢＰ）（実線）とを重ねた図 実測収縮期血圧の平均値（横軸）と推測収縮期血圧の平均値（縦軸）の相関図（ｎ＝２９） 本発明の血圧算出装置の概略ブロック図。 心電図（ＥＣＧ）、実測血圧（ＢＰ）、臀部の脈波（ｂｕｔｔ）、脹脛部の脈波（ｃａｌｆ）の測定結果 （Ａ）は信号処理した臀部の脈波（Ｂｕｔｔ）、（Ｂ）は脹脛部の積分脈波（ｉｎｔ．Ｃａｌｆ）及び（Ｃ）は脹脛部の微分脈波の波形 臀部の脈波（Ｂｕｔｔ）についてピーク位置を特定するための一連の信号処理を示す図 （Ａ）は脈波伝播時間（ＰＴＴ）及び図９（Ｂ）の波形の×印から△印までの面積（ＰＳＡ）の値、（Ｂ）は実測収縮期血圧（点線）と推測収縮期血圧（ＥＢＰ）（実線）とを重ねた図、（Ｃ）は実測収縮期血圧（横軸）と推測収縮期血圧（縦軸）との相関図 心電図（ＥＣＧ）、実測血圧（ＢＰ）、上腕部の脈波（ａｒｍ）、脹脛部の脈波（ｃａｌｆ）の測定結果 信号処理した上腕部の脈波の積分波形（Ｉｎｔ．Ａｒｍ）及び脹脛部の脈波（Ｃａｌｆ）の波形 （Ａ）は脈波伝播時間（ＰＴＴ）及び図１３（Ａ）の波形の×印から△印までの面積（ＰＳＡ）の値、（Ｂ）は実測収縮期血圧（点線）と推測収縮期血圧（ＥＢＰ）（実線）とを重ねた図、（Ｃ）は実測収縮期血圧（横軸）と推測収縮期血圧（縦軸）との相関図 （Ａ）は脈波伝播時間（ＰＴＴ）及びＰＳＡの値、（Ｂ）は実測収縮期血圧（点線）と推測収縮期血圧（ＥＢＰ）（実線）とを重ねた図、（Ｃ）は実測収縮期血圧（横軸）と推測収縮期血圧（縦軸）との相関図 （Ａ）は脈波到達時間（ＰＡＴ）及び各脈波のＰＳＡとそれ以外の期間の面積の平均の比（ｉＰＳＡ）の値、（Ｂ）は実測収縮期血圧（点線）と推測収縮期血圧（ＥＢＰ）（実線）とを重ねた図、（Ｃ）は実測収縮期血圧（横軸）と推測収縮期血圧（縦軸）との相関図
　［本発明の血圧算出方法の概要］
　本発明の血圧算出方法は、脈波の伝播時間に関連するパラメータＰ１と、脈波における１回拍出量に関連するパラメータＰ２とが収縮期血圧（ＳＢＰ：Systolic Blood Pressure）と相関するという知見に基づいてなされたものであり、少なくともパラメータＰ１とパラメータＰ２とを変数として収縮期血圧（ＳＢＰ）を推定することを基本原理とする。脈波とは、心臓からの血液拍出による動脈血管の内圧変化が血管壁を伝播する波であり、血管系内の圧変化又は容積変化を測定することにより脈波信号を取得でき、圧変化を測定したものを圧脈波と呼び、容積変化を測定したものを容積脈波と呼ぶ。また、圧脈波又は容積脈波の一次微分波を速度脈波と呼び、二次微分波を加速度脈波と呼び、さらに、圧脈波又は容積脈波を積分した波形を積分脈波と呼ぶ。本明細書において「脈波」には、圧脈波、容積脈波、速度脈波、加速度脈波、積分脈波を含み、測定、微分又は積分した信号そのものだけではなく、かかる信号について変換処理、ノイズ除去処理、周波数抽出・分析処理、サンプリング処理等の各種信号処理を行った後の信号波形を含む。１回拍出量とは、心臓が１回の収縮によって動脈へ拍出する血液の量である。
　パラメータＰ１としては、例えば、脈波が任意の二点間を伝達する時間である脈波伝播時間（ＰＴＴ：Pulse Transit Time）、脈波を発生させた心拍の発生から脈波が測定点に到達するまでの時間である脈波到達時間（ＰＡＴ：Pulse Arrival Time）又は脈波の伝播する速度である脈波伝播速度（ＰＷＶ：Pulse Wave Velocity）を使用することができる。脈波伝播時間（ＰＴＴ）は、例えば、任意の２点（又はそれ以上でもよい）において同時系列で測定した２つの脈波の同一拍動における対応する位置の時間差から算出でき、例えば、各脈波の同一拍動によるピークの頂点間の時間の差から求めることができる。脈波到達時間（ＰＡＴ）は、心拍の発生を検知する信号と任意の１点（又はそれ以上でもよい）において同時系列で測定した１つの脈波の同一拍動における対応する位置の時間差から算出でき、例えば、心電図（ＥＣＧ）におけるＲ波と脈波における同一拍動によるピークの頂点の位置との時間の差から求めることができる。脈波伝播速度（ＰＷＶ）は、測定位置間の距離÷脈波伝播時間（ＰＴＴ）又は測定位置間の距離÷（脈波到達時間（ＰＡＴ）－前駆出時間（ＰＥＰ））で算出できる。脈波の測定位置が一定であれば距離は変化しないため、ＰＴＴまたはＰＡＴからＰＷＶの相対的な変化を算出できる。
　パラメータＰ２は、脈波における１回拍出量に関連する数値である。脈波は、心臓の大動脈弁の開放とともに急峻に立ち上がり、大動脈弁の閉鎖時に重複切痕（ＤＮ）ができ、その後、緩やかに下降する。つまり、脈波のピークの立ち上がりから重複切痕（ＤＮ）までの期間が心臓から動脈に血液を送り出している時間に相当し、その期間における脈波の波形が１回拍出量に関連する。パラメータＰ２として、例えば、脈波の信号波形の最初のピークにおける立ち上がりから重複切痕（ＤＮ：Dicrotic Notch）までの面積（以下「ＰＳＡ」（Pulsatile systolic area）という）、ＰＳＡの一部の領域又はＰＳＡを含む領域の面積を使用することができる。ＰＳＡの一部の領域とは、例えば面積を算出する期間の開始時点が、脈波の最初のピークの立ち上がる時点よりも若干遅れたタイミングの場合、面積を算出する期間の終了時点が重複切痕（ＤＮ）が現れる時間よりも若干早い場合を含み、ＰＳＡを含む領域とは、例えば面積を算出する期間の開始時点が、脈波の最初のピークの立ち上がる時点よりも若干早い場合や、面積を算出する期間の終了時点が重複切痕（ＤＮ）よりも少し遅い場合を含む。例えば、脈波の測定位置が心臓から離れている場合や異常波形の場合などで重複切痕が明確に確認できない波形となる場合も想定され、これらの場合、脈波の最初のピークの少なくとも一部を含むように予め設定した期間の面積を１回拍出量に関連するパラメータＰ２としてもよい。予め設定した期間とは、例えば、脈波の立ち上がりを開始時点とし、ピークを含むような所定の時間経過後を終了時点とする一定の期間でもよいし、脈波の立ち上がりを開始時点とし、ピークの頂点から所定の時間経過後を終了時点とする不定の期間（各脈波でピークの頂点までの期間が異なることから一定ではない。）でもよいし、脈波の立ち上がりを開始時点とし、圧脈波の微分波形の同一拍動内における最低値を示す時点から所定の時間経過後を終了時点とする不定の期間でもよい。予め設定した期間としては、年齢、体重、性別などに基づいて予め設定してもよいが、実測脈波から重複切痕（ＤＮ）のタイミングを算出し、所定の期間を設定すると被測定者の生体情報に基づいているため、より精度を高めることができる。なお、ピークの立ち上がり点、頂点、重複切痕のタイミングなどを確認するために、脈波を積分、微分、ヒルベルト変換などの信号処理することによって算出してもよい。例えば、後述する図９（Ｃ）の波形上の△印のように、重複切痕（ＤＮ）の位置として、脈波の微分波形における最低値を示す時点からつぎの脈までの間で微分波形がピークを示す位置によって算出してもよい。
　さらに、パラメータＰ２として、１つの脈波の最初のピークの少なくとも一部を含む期間における第１の面積の平均（単位時間当たりの面積）と、当該脈波のそれ以外の期間の少なくとも一部における第２の面積の平均との比を利用してもよい。例えば、脈波の信号波形の最初のピークにおける立ち上がりから重複切痕（ＤＮ）までの期間Ｔ１の面積Ｓ１（＝ＰＳＡ）の平均（Ｓ１／Ｔ１）と、重複切痕から次の脈波の立ち上がりまでの期間Ｔ２の面積Ｓ２の平均（Ｓ２／Ｔ２）との比（（Ｓ１・Ｔ２）／（Ｔ１・Ｓ２）又は（Ｓ２・Ｔ１）／（Ｔ２・Ｓ１））をパラメータＰ２として利用することができる。１つの脈波の最初のピークの少なくとも一部を含む期間における第１の面積としては、ＰＳＡとすることが好ましいが、ＰＳＡの一部の領域又はＰＳＡを含む領域の面積を使用してもよい。当該脈波のそれ以外の期間の少なくとも一部における第２の面積としては、残りの面積すべてでもよいし、一部（例えば、第１の面積の終了時点から所定の期間の面積、第１の面積の終了時点から次の脈波の開始から所定の期間前までの面積等）でもよい。パラメータＰ２として各脈波の第１の面積の平均と第２の面積の平均の比を利用することにより、各脈波内でパラメータＰ２を正規化することができ、より汎用的なパラメータとすることができる。例えば、生体信号の測定条件、周囲の環境、装置の設定などの違いにより、信号の強度（振幅）が変化しても、各脈波の第１の面積の平均と第２の面積の平均の比とすることで血圧を算出することができる。
　下記式（５）において、パラメータＰ１とパラメータＰ２とを変数として代入することにより、推定血圧（ＥＢＰ）を算出できる。また、Ｐ１としてＰＴＴもしくはＰＡＴを用いるときは、Ｐ１は血圧と逆比例することから式（６）で求めても良い。なお、式（５）及び（６）において、β1、β2、β0は係数であり、本発明の血圧算出方法は、係数を設定するステップを有していることが好ましい。
　　ＥＢＰ＝β1・Ｐ１＋β2・Ｐ２＋β0　（５）
　　ＥＢＰ＝β1・１／Ｐ１＋β2・Ｐ２＋β0　（６）
　係数β1、β2、β0は、個人差が大きいため、事前に測定対象となる被測定者の実際の血圧（以下「実測血圧」という）を測定し、調整した係数を求めておくことが好ましいが、年齢、性別、体重、脈波の形状などの条件ごとに典型的な係数の組合せを準備しておき、これらの条件を入力することにより、その条件に典型的な係数を選択し、採用するようにしてもよい。係数β0は、絶対的な血圧の数値を推定するためには必要となるが、血圧が高くなるか低くなるかを相対的に算出する場合には必須ではない。例えば、係数β0を予め設定された固定の値Ｂ（例えば０）として、推定した係数β0を利用せずにＥＢＰ＝β1・Ｐ１＋β2・Ｐ２＋Ｂ又はＥＢＰ＝β1・１／Ｐ１＋β2・Ｐ２＋Ｂの数式（Ｂは予め設定された数値）により相対的な血圧変動を算出してもよい。
　例えば、係数β1、β2、β0は、被測定者の血圧を負荷によって変動させながら血圧取得手段を用いて実測血圧を測定しつつ脈波の伝播時間に関連するパラメータＰ１と、脈波信号における１回拍出量に関連するパラメータＰ２とを測定し、実測したパラメータＰ１及びパラメータＰ２を代入した式（５）もしくは式（６）の変動が、実測血圧の変動に近くなるような係数β1、β2、β0を設定する。被測定者に与える負荷としては、運動負荷、起立負荷、バルサルバ（Valsalva）動作、メンタル負荷など肉体的又は心理的なストレスを加えたり、ストレスの度合いを変化させて血圧への影響を確認する。運動負荷としては、例えば、ハンドグリップ運動、エクササイズ機器を用いた運動（トレッドミルによるウォーキング、ステーショナリーバイクによる運動等）である。起立負荷としては、例えば、座位から立位、臥位から座位等の姿勢変更を含む。バルサルバ動作とは、息む動作で呼吸を止める動作である。また、メンタル負荷としては、例えば、計算、暗算、暗記、朗読などである。負荷によって少なくとも被測定者の血圧を１０ｍｍＨｇ以上変動させることが好ましく、より好ましくは２０ｍｍＨｇ以上変動させる。被測定者に与える負荷は、実測血圧及び脈波の測定への直接的な影響が少ないことが好ましい。例えば、ハンドグリップ運動の場合、腕の筋肉の振動や圧迫により血圧や脈波に影響が生じる恐れがあり、ハンドグリップ運動の場合は運動している腕以外の部位（例えば、反対の腕や足等）で測定することが好ましい。
　図１は、各種パラメータを説明するための図であり、同時系列で測定された３拍分の心電図の波形（Ａ）、容積補償型血圧計で指先から計測された血圧（Ｂ）、指尖脈波（Ｃ）、時定数０．１秒で積分した指尖脈波の積分波形（Ｄ）である。図１において、ｔ０は心電図（Ａ）のＱＲＳ波が立ち上がる時点であり、ｔ１は積分脈波（Ｄ）における最初のピークが立ち上がる時点であり、ｔ２は積分脈波（Ｄ）における重複切痕（ＤＮ）の時点であり、血圧（Ｂ）の重複切痕の時相とほぼ一致している。ｔ３は心電図（Ａ）の次のＱＲＳ波が立ち上がる時点である。積分脈波（Ｄ）のｔ１は大動脈弁の開放に関連付けられ、ｔ１から重複切痕（ＤＮ）の時点ｔ２までの間隔が心臓の収縮期に相当し、重複切痕（ＤＮ）以降が心臓の拡張期に相当する。このため、心電図（Ａ）のＱＲＳ波が立ち上がる時点ｔ０から積分脈波（Ｄ）のｔ１までの時間差が、脈波の測定位置における脈波到達時間（ＰＡＴ）であり、ｔ１からｔ２までの期間が脈波における心臓の収縮期（ＳＹＳ：Systole）に対応する期間である。心電図（Ａ）におけるｔ０からｔ３までの間隔は、ＱＲＳ波から次のＱＲＳ波までのＲＲ間隔（ＲＲＩ）であり、ＲＲＩからＰＡＴを引いた時間がＲＴである。また、積分脈波（Ｄ）における収縮期（ｔ１～ｔ２）の面積がＰＳＡであり、１回拍出量に関連している。なお、他の測定位置において第２の脈波を測定した場合、第２の脈波の積分波形における最初のピークが立ち上がる時点と積分脈波（Ｄ）における最初のピークが立ち上がる時点ｔ１との時間差が脈波伝播時間（ＰＴＴ）となる。なお、脈波伝播時間（ＰＴＴ）は、最初のピークが立ち上がる時点の差ではなく、ピークの頂点の時間差や重複切痕（ＤＮ）の時間差で算出してもよい。
　図２は、同時系列で測定した心電図（Ａ）、血圧（Ｂ）、指尖脈波（Ｃ）、積分した指尖脈波（Ｄ）の波形であり、縦軸が強度で横軸が時間である。（Ａ）の心電図（ＥＣＧ）は、被測定者の胸部に心電図用電極を貼付し、双極誘導により計測した。さらに、同時に（Ｂ）の実測血圧も測定した。血圧（Ｂ）は、被測定者の人差し指の指先に容積補償型血圧計（フィナプレス）のカフを装着して、連続的に測定した。脈波（Ｃ）は、被測定者の中指の指尖部に圧電センサを密着させて圧脈波を測定した。積分波形（Ｄ）は、（Ｃ）の指尖脈波を時定数０．１秒で積分した波形である。
　図３（Ａ）～（Ｄ）は、図２における脈波（Ｄ）及び心電図（Ａ）の波形から算出した各種パラメータの時間変化を示す図であり、図３（Ｅ）は実測収縮期血圧を示す図である。図３（Ａ）は脈波到達時間（ＰＡＴ）、図３（Ｂ）は脈波における収縮期間（ＳＹＳ）、図３（Ｃ）はＲＴ、図３（Ｄ）は脈波における収縮期（ｔ１～ｔ２）の面積（ＰＳＡ）の数値を時系列に示しており、図３（Ｅ）は同時系列で測定した実測収縮期血圧（ＳＢＰ）を時系列に示している。
　図４は、実測収縮期血圧（ＳＢＰ）と各種パラメータ（ＰＡＴ、ＳＹＳ、ＲＴ、ＲＲＩ、ＰＳＡ）との相関図である。図４において縦軸が実測収縮期血圧（ＳＢＰ）の値であり、横軸が各種パラメータの値であり、図中に回帰直線の式と相関係数ｒが示されている。図４（Ａ）は、実測血圧（ＳＢＰ）と脈波到達時間（ＰＡＴ）との相関図であり、相関係数ｒは－０．４６、ｐ値は＜０．０１であり、有意水準１%未満で有意であった。図４（Ｂ）は、実測収縮期血圧（ＳＢＰ）と脈波における収縮期間（ＳＹＳ）との相関図であり、相関係数ｒは０．１２８、ｐ値は０．１９２であり、有意ではなかった。図４（Ｃ）は、実測収縮期血圧（ＳＢＰ）とＲＴ（図１のｔ１からｔ３の間隔）との相関図であり、相関係数ｒは０．１４６、ｐ値は０．１３８であり、有意ではなかった。図４（Ｄ）は、実測収縮期血圧（ＳＢＰ）とＲＲＩ（図１のｔ０からｔ３の間隔）との相関図であり、相関係数ｒは０．０８６、ｐ値は０．３８４であり、有意ではなかった。図４（Ｅ）は、実測収縮期血圧（ＳＢＰ）と脈波における収縮期（ｔ１～ｔ２）の面積（ＰＳＡ）との相関図であり、相関係数ｒは０．６６１、ｐ値は＜０．０１であり、有意水準１%未満で有意であった。図４から、脈波到達時間（ＰＡＴ）及び脈波における収縮期（ｔ１～ｔ２）の面積（ＰＳＡ）は、実測収縮期血圧（ＳＢＰ）との間に相関があることが判明した。
　図５（Ａ）及び（Ｂ）は、実測収縮期血圧（点線）と式（５）から算出した推測収縮期血圧（ＥＢＰ）（実線）とを重ねた図である。図５（Ａ）の推測収縮期血圧（ＥＢＰ）（実線）は、０秒から９０秒の間に測定した実測収縮期血圧（点線）と０秒から９０秒の間に測定した脈波到達時間（ＰＡＴ）及び脈波における収縮期（ｔ１～ｔ２）の面積（ＰＳＡ）とを用いて、係数β1、β2、β0を調整して点線に近づくようにフィッティングしたものである。即ち、図５（Ａ）においては、式（５）の推測収縮期血圧（ＥＢＰ）に実測収縮期血圧を代入し、パラメータＰ１及びＰ２に実測した脈波到達時間（ＰＡＴ）及び面積（ＰＳＡ）を代入し、式（５）ができるだけ成立するように係数β1、β2、β0を調整し、被測定者における係数β1、β2、β0を推定したのである。図５（Ｂ）では、かかる推定した係数β1、β2、β0を採用した式（５）を検証した結果であり、９０秒から１８０秒の間に実測した脈波到達時間（ＰＡＴ）及び面積（ＰＳＡ）を式（５）（推定した係数β1、β2、β0を採用したもの）に代入して推測収縮期血圧（ＥＢＰ）（実線）を算出した。図５（Ｂ）から、式（５）から算出した推測収縮期血圧（ＥＢＰ）（実線）の波形は、実測収縮期血圧に近く、式（５）から被測定者の血圧を推定できることが確認できた。
　図６は、図２ないし図５と同様の実験を９名の被験者に対し２９例実施した結果について、９０秒から１８０秒の間における被験者９名による２９例の実測収縮期血圧の平均値（横軸）と推測収縮期血圧の平均値（縦軸）との相関図であり、相関係数ｒは０．９０８であり、ｐ値は＜０．０１で有意であった。また、二乗平均平方根誤差（ＲＭＳＥ）は７．７ｍｍＨｇであった。このように、図６から、式（５）から算出した推測収縮期血圧が、実測収縮期血圧ときわめて強い相関があることが確認された。
　その後の研究により、被験者や測定条件等によっては、収縮期間（ＳＹＳ）が実測血圧（ＳＢＰ）と相関している例も確認され、パラメータＰ１とパラメータＰ２とに加えて、脈波における収縮期間（ＳＹＳ）に関連するパラメータＰ３を変数として収縮期血圧（ＳＢＰ）を推定してもよい。パラメータＰ３は、例えば、図１の積分脈波（Ｄ）における最初のピークが立ち上がる時点ｔ１から重複切痕（ＤＮ）の時点ｔ２までの間隔である。また、脈波の測定位置が心臓から離れている場合や異常波形の場合などで重複切痕が明確に確認できない波形となる場合も想定され、これらの場合、脈波の最初のピークの少なくとも一部を含むように予め設定した期間をパラメータＰ３としてもよい。予め設定した期間とは、例えば、脈波の立ち上がりを開始時点とし、ピークを含むような所定の時間経過後を終了時点とする期間でもよいし、脈波の立ち上がりを開始時点とし、ピークの頂点から所定の時間経過後を終了時点とする期間でもよいし、脈波の立ち上がりを開始時点とし、圧脈波の微分波形の同一拍動内における最低値を示す時点から所定の時間経過後を終了時点とする期間でもよい。予め設定した期間としては、年齢、体重、性別などに基づいて予め設定してもよいが、実測脈波から重複切痕（ＤＮ）のタイミングを算出し、所定の期間を設定すると被測定者の生体情報に基づいているため、より精度を高めることができる。
　下記式（７）において、パラメータＰ１、パラメータＰ２及びパラメータＰ３を変数として代入することにより、推定血圧（ＥＢＰ）を算出できる。また、Ｐ１としてＰＴＴもしくはＰＡＴを用いるときは、Ｐ１は血圧と逆比例することから式（８）で求めても良い。なお、式（７）及び（８）において、β1、β2、β3、β0は係数であり、本発明の血圧算出方法は、係数を設定するステップを有していることが好ましい。
　　ＥＢＰ＝β1・Ｐ１＋β2・Ｐ２＋β3・Ｐ３＋β0　（７）
　　ＥＢＰ＝β1・１／Ｐ１＋β2・Ｐ２＋β3・Ｐ３＋β0　（８）
　係数β1、β2、β3、β0は、個人差が大きいため、事前に測定対象となる被測定者の実測血圧を測定し、調整した係数を求めておくことが好ましいが、年齢、性別、体重、脈波の形状などの条件ごとに典型的な係数の組合せを準備しておき、これらの条件を入力することにより、その条件に典型的な係数を選択し、採用するようにしてもよい。実測血圧を用いて係数β1、β2、β3、β0を設定するステップは、式（５）又は（６）における係数β1、β2、β0を設定するステップと同様であり、実測したパラメータＰ１、Ｐ２及びＰ３を代入した式（７）もしくは式（８）の変動が、実測血圧の変動に近くなるような係数β1、β2、β3、β0を設定する。係数β0は、絶対的な血圧の数値を推定するためには必要となるが、血圧が高くなるか低くなるかを相対的に算出する場合には不要であり、この場合には、係数β0を予め設定された固定の値Ｂ（例えば０）として、推定した係数β0を利用せずにＥＢＰ＝β1・Ｐ１＋β2・Ｐ２＋β3・Ｐ３＋Ｂ又はＥＢＰ＝β1・１／Ｐ１＋β2・Ｐ２＋β3・Ｐ３＋Ｂの数式（Ｂは予め設定された数値）により相対的な血圧変動を算出してもよい。
　［血圧算出装置］
　図７は、本発明の血圧算出方法を実現するための血圧算出装置１の概略ブロック図である。血圧算出装置１は、被測定者１０の生体信号を検出可能な第１生体信号検出手段２及び第２生体信号検出手段３を備え、第１生体信号検出手段２及び第２生体信号検出手段３で取得した生体信号は情報処理装置４に入力される。情報処理装置４は、脈波の伝播時間に関連するパラメータＰ１算出手段４１と、脈波における１回拍出量に関連するパラメータＰ２算出手段４２と、パラメータＰ１とパラメータＰ２とを用いて血圧を推定する血圧推定部４３とを有し、さらに、係数β1、β2、β0を算出する係数算出部４４を有していてもよい。血圧算出装置１は、必要に応じて、電力供給手段５、記憶手段６、通信手段７、表示出力手段８、操作手段９などの一つ又は複数を備えていてもよい。さらに、係数を算出したり、ＰＳＡの所定時間を設定したりするため、参照用の連続的な実測血圧を測定できるカフ式の血圧センサを備えていてもよい。また、脈波における収縮期間（ＳＹＳ）に関連するパラメータＰ３も用いて、式（７）又は（８）を用いて収縮期血圧（ＳＢＰ）を推定する場合、情報処理手段４は、脈波における収縮期間に関連するパラメータＰ３算出手段と、パラメータＰ１、パラメータＰ２及びパラメータＰ３を用いて血圧を推定する血圧推定部とをさらに有し、さらに、係数β1、β2、β3、β0を算出する係数算出部を有していてもよい。なお、被測定者１０として、ヒトの例を示すが、ヒトに限定されず、他の動物にも利用可能である。
　第１生体信号検出手段２及び第２生体信号検出手段３は、被測定者１０の生体信号を取得するものであり、被測定者１０の異なる部位１１、１２から生体信号を取得する。生体信号検出手段の少なくとも一方は、脈波を含む生体信号を取得する脈波センサである。他方は、別の部位における脈波を含む生体信号を取得する脈波センサであってもよいし、心臓の拍動を検出するセンサ、例えば、心電図、心弾動図又は心音を取得するセンサであってもよい。さらに、他の生体信号検出手段を有していてもよく、複数のＰＴＴ、ＰＳＡを算出し、より精度を高めてもよい。なお、生体信号検出手段２，３における第１及び第２の記載は、単に２つの検出手段を区別するために便宜的に用いているだけである。
　測定部位１１、１２として、心臓の拍動を検出する場合は、心臓の拍動が検出できればよいが、体幹（体の四肢を除いた部分）、胴体、胸部などに生体信号検出手段が配置することが好ましい。脈波の検出位置は特に限定されるものではないが、頭部、頸部、腰部、臀部、上腕部、前腕部、手、指、脚部、足の裏などから脈波を取得してもよい。特に、脈波を検出する生体信号検出手段の少なくとも一つは、心臓から距離のある部位、例えば四肢において生体信号を取得することが好ましい。生体信号検出手段の少なくとも一つは、動物の体に装着可能なウェアラブルセンサとすれば、被測定者にとって負担が少なくストレスを感じにくく、ヒトの動きを拘束することがないので好ましく、ウェアラブルセンサは、ヒトの四肢又は頭部に装着する装着部に実装されていることがより好ましい。例えば、ヒト又は動物の上肢としては、手指、手首、腕などに装着することが好ましく、指輪、腕輪、指サック、リストバンドなどにセンサを実装することができる。また、ヒト又は動物の下肢としては、腿、脛、足首に装着することが好ましく、例えば、バンド、靴下、スパッツなどにセンサを実装してもよい。また、ヒト又は動物の頭部においても、首、こめかみ、耳などに装着することが好ましく、例えば、ヘッドバンド、ネクタイ、ネックレス、ピアス、イアリングなどにセンサを実装してもよい。さらに、ヒト又は動物の胴体に装着してもよく、例えば、ベルト、腹巻、衣服などにセンサを実装してもよい。
　本発明の血圧算出装置１は、例えば、四肢から第１生体信号検出手段２によって第１の脈波を含む生体信号を取得し、体幹（体の四肢を除いた部分）又は胴体から第２生体信号検出手段３によって心臓の拍動又は第２の脈波を含む生体信号を取得してもよい。また、本発明の血圧算出装置１は、例えば、四肢から第１生体信号検出手段２によって第１の脈波を含む生体信号を取得し、別の四肢から第２生体信号検出手段３によって第２の脈波を含む生体信号を取得してもよい。本発明の血圧算出装置１の具体的な態様としては、例えば、椅子の座又は椅子前方の足を配置する床に脈波を含む生体情報を取得する第１生体信号検出手段２を配置し、椅子の背もたれに心臓の拍動に関する生体情報を取得する第２生体信号検出手段３を配置してもよい。さらに、自動車等の乗り物のシートにおいて血圧を算出できるようにしてもよく、例えば第１生体信号検出手段２、３をシートの座位部に内蔵し、臀部から第１の脈波を含む生体情報を取得し、足の脹脛部、背もたれ部、頭部、ハンドル等に第２生体信号検出手段３を配置してもよい。同様に、車椅子の座位部や足部、背もたれ部にも生体信号検出手・BR>Iを配置し、血圧算出装置１を組み込んだ車椅子を提供することもできる。また、本発明の血圧算出装置１の他の具体的な態様としては、例えば、ベッドやマットレスや布団などの寝具の上又は下に第１生体信号検出手段２及び第２生体信号検出手段３を別々の領域に配置し、ベッドに上に寝ているヒトから生体信号を取得してもよい。例えば、ベッドのヒトの胸部の下に脈波を含む生体情報を取得する第１生体信号検出手段２を設置し、脹脛部や腰部や足部に第２生体信号検出手段３を設置してもよい。また、本発明の血圧算出装置１の他の具体的な態様としては、リストバンド、ベルト、腕時計、指輪、ヘッドバンド等に組み込んで四肢から脈波を含む生体信号を取得する第１生体信号検出手段２を配置し、胴体に直接貼付したり、着衣等を介して接触させて心臓の拍動又は第２の脈波を含む生体信号を取得する第２生体信号検出手段３を配置してもよい。
　生体信号検出手段２及び３としては、特に測定手法は限定されず、接触式でも非接触式でもよく、接触型のセンサの場合は、ヒトに直接又は間接的に接触させて配置することによって、生体信号を検出することができる。接触型の生体信号検出手段２及び３は、例えば、振動を検出する振動センサを利用することができ、生物に直接又は近傍に配置され、生物からの振動を検出し電気信号として出力できるセンサであれば、測定部位に応じて脈波や心弾動図を取得することが可能である。振動を計測するセンサとしては、圧電センサとしてピエゾ素子（圧電素子）が好適に用いられるが、振動を電気信号に変換するマイクロフォンを用いてもよい。ピエゾ素子材料としては、セラミックス系であっても、有機ポリマー系であってもよく、セラミックス系としては、ＰＺＴやＢＳＴ等の高ε材料である強誘電体材料を用いることが好ましい。また、有機ポリマー系として、例えばポリオレフィン系材料を用いてもよく、具体的には、例えば、多孔性ポリプロピレンエレクトレットフィルム（ＥｌｅｃｔｒｏＭｅｃｈａｎｉｃａｌ Ｆｉｌｍ（ＥＭＦＩ））、ＰＶＤＦ（ポリフッ化ビニリデンフィルム）、フッ化ビニリデンと三フッ化エチレン共重合体（Ｐ（ＶＤＦ－ＴｒＦＥ））、又はフッ化ビニリデンと四フッ化エチレン共重合体（Ｐ（ＶＤＦ－ＴＦＥ））を用いてもよい。圧電センサとしては、フィルム状であることが好ましく、さらにフレキシブルであることが好ましい。さらに、圧電センサの場合、動物を拘束せずに生体信号を取得することが可能であり、よりストレスフリーで測定できるので好ましい。ただし、圧電センサは、リストバンド、ベルト、腕時計、指輪、ヘッドバンド等に取り付けて、動物に装着してウェアラブルセンサとして利用することもできる。また、マイクロフォンとしては、例えば直径１０ｍｍφ程度やそれ以下の数ｍｍ程度の大きさの小型のものを用いることが好ましい。
　圧電センサとして、フィルム状のフレキシブルなものを利用することにより、束縛感や圧迫感を伴わないようなセンサの配置が可能となる。このため、センサ電極層や電磁シールド層として、従来のアルミニウムではなく、薄い導電性カーボン膜、銀電極等の柔らかい素材を使用することが好ましい。圧電センサの製造工程の一例は以下のとおりである。まず、薄いシートフィルム状のピエゾ素子材料（例えば厚さ４０μｍ程度のＰＶＤＦ）を準備し、このピエゾ素子材料の表裏両面に電極層（例えば厚さ１０μｍ程度の導電性カーボン膜）を全面に被着させることにより、電極層をピエゾ素子材料の表裏両面上に形成した。その後、この表裏両面に形成された電極層の上に絶縁膜層（例えば厚さ２０μｍ程度のＰＥＴ（ポリエチレンテレフタレート）フィルム）をラミネート処理し、絶縁層を両面に形成した。さらに、表裏両面に形成された絶縁層の上に導電性の電磁シールド層（例えば厚さ１０μｍ程度の導電性カーボン膜）を被着し、両面に電磁シールド層を形成した。最後に電磁シールド層上に保護層（例えばＰＥＴフィルム）をラミネート処理し、シート状の圧電センサを完成させた。上記構成のシートセンサ装置は、電極層及び電磁シールド層を構成する材料として柔らかい導電性カーボン膜を使用しているため、センサ自体を柔らかくすることができ、リストバンド、ベルト、腕時計、指輪、ヘッドバンド等に違和感なく取り付けることができる。なお、カーボン材料のほか、１００～２００ｎｍの厚さの銀電極を用いてもよいし、各層の材料及び形成方法は上記例に限定されるものではない。
　また、その他の生体信号検出手段２及び３として、例えば、高感度の加速度センサを用いて、腕時計、携帯端末のように体と接触させて、あるいはベッド、椅子等の一部に加速度センサを設置して生体信号を取得してもよいし、チューブ内の空気圧又は液体圧の変化を圧力センサ等で検知して、生体信号を取得してもよい。さらに、生体信号検出手段２及び３として、マイクロ波等を用いた信号受発信に伴って非接触で生体信号を取得できる非接触式のセンサを利用してもよい。例えば、マイクロ波としてはマイクロ波ドップラーセンサ、ＵＷＢ（ウルトラワイドバンド）を用いたセンサ、マイクロ波以外の電磁波を用いたセンサ、ＬＥＤ光を使った反射又は透過光を用いたセンサ、さらには、超音波の反射波を用いたセンサ等を使用することができる。これらのマイクロ波等を用いたセンサは、小型化が可能であり、非接触かつ非拘束で信号を取得でき、遠隔から信号を取得できる。なお、加速度センサも小型化が可能である。また、心電図計測用センサの場合は、ディスポーザブル電極を用いて専用の電子回路を生体の胸部に貼付して計測することが好ましく、電極によって心電図波形が計測される。導出法は単極誘導または双極誘導でもよい。
　生体信号検出手段２及び３のサンプリング周波数は、５００Ｈｚ以上、より好ましくは１ｋＨｚ以上であることが好ましい。脈波の測定位置にもよるが、第１生体信号検出手段２を座席に配置し、臀部から脈波を取得した場合、心臓から臀部までの距離は４０ｃｍ程度であり、脈波伝播速度を１０ｍ／ｓとすると、ＰＡＴは４０ｍｓとなる。ここで、サンプリング周波数が５００Ｈｚの場合、分解能が２ｍｓであり、１ｋＨｚの場合、分解能１ｍｓであり、サンプリング周波数を５００Ｈｚ以上、より好ましくは１ｋＨｚ以上とすることによりＰＡＴの検出精度を高めることができる。ただし、脈波の測定位置を心臓から遠くしたり、低い精度で足りる場合には、５００Ｈｚ以下のサンプリング周波数でも本発明を利用することはできる。
　情報処理手段４は、生体信号検出手段２及び３と有線又は無線で接続されており、生体信号検出手段２及び３から入力された生体信号を処理する手段である。図７の情報処理手段４には、Ｐ１算出手段４１、Ｐ２算出手段４２、血圧推定部４３、係数算出部４４を備えているが、他にもＡ／Ｄ変換部、ノイズ除去部、信号処理部等を有していてもよい。情報処理手段４は、例えば、電子回路や、ＣＰＵ（中央処理装置）の演算処理機能を利用することができ、携帯電話、スマートフォン、パソコン、サーバー、クラウドコンピューティング等のＣＰＵを情報処理手段４として利用してもよい。ＣＰＵの演算処理機能によれば、例えば、デジタルフィルタを構成し、周波数フィルタリングを実現することもできる。また、情報処理手段４は、デジタル回路ではなくアナログ回路で実現することも可能である。例えば、コンデンサや抵抗及びオペアンプ等で構成されたローパスフィルタ（ＬＰＦ）やハイパスフィルタ（ＨＰＦ）などのアナログフィルタによって、周波数フィルタリングを実現してもよい。また、入力される生体信号がアナログ信号であれば、アナログ－デジタル変換回路によってデジタル信号に変換してもよい。
　電力供給手段５は、血圧算出装置１の各部に電力を供給する機能を有し、例えば、Ｌｉイオンバッテリー等のバッテリーなどを採用することができる。記憶手段６は、生体信号検出手段２，３で取得した生体信号、情報処理手段４で算出した処理結果（Ｐ１，Ｐ２，推定血圧、係数など）、情報処理手段４を動作させるためのプログラムなどを記憶する機能を有し、例えば、メモリなど採用することができる。
　通信手段７は、有線又は無線通信を介して各種信号を受け渡す機能を有する。通信手段７は、生体信号検出手段２，３に接続された配線、ケーブルであってもよい。無線の通信手段７は、例えば、生体信号検出手段２，３が取得した生体信号を情報処理手段４、記憶手段６、表示出力手段８、外部装置（図示せず）などに送信してもよいし、情報処理手段４が算出したＰ１、Ｐ２、血圧等の情報を記憶手段６、表示出力手段８、外部装置（図示せず）などに送信してもよいし、記憶手段６に格納された生体信号を、情報処理手段４、表示出力手段８などに送信してもよい。また、通信手段７は、操作手段９を介して使用者から入力された情報を、情報処理手段４、記憶手段６、表示出力手段８などに送信してもよい。通信手段７として無線の場合は、例えば、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）、Ｗｉ－ｆｉ（登録商標）、近接場型の近距離無線通信（ＮＦＣ：Ｎｅａｒ　ｆｉｅｌｄ　ｒａｄｉｏ　ｃｏｍｍｕｎｉｃａｔｉｏｎ）などを利用することが好ましい。なお、通信手段７は、血圧算出装置１の態様によっては、必ずしも双方向の通信としなくてもよい。
　表示出力手段８は、算出した処理結果（Ｐ１，Ｐ２，推定血圧、係数など）、使用者によって入力された各種情報、操作内容などを表示又は出力する機能を有する。表示出力手段８としては、処理結果を画像で表示するディスプレイ、スマートフォンやタブレット機器を用いることができる。また、処理結果を紙で出力するプリンター、処理結果を音声で出力するスピーカーなどを採用してもよい。血圧算出装置１にディスプレイを設け、表示出力手段８として使用してもよい。また、算出した血圧が予め設定された上限値を越えた場合、又は下限値を下回った場合に警告表示、警告音等を表示したり、通信手段７を介して外部装置に送信するようにしてもよい。
　操作手段９は、使用者が血圧算出装置１を操作するためのスイッチ、タッチパネル、ボタン、つまみ、キーボード、マウス、音声入力用マイクなどから構成される。なお、表示出力手段８が使用者からの操作を受けることができるタッチパネルとして構成される場合、操作手段９は、表示出力手段８を兼用する構成であってもよい。
　［臀部と脹脛部の脈波に基づく血圧算出］
　生体信号検出手段２として、約３０ｃｍ2のシート状の圧電センサを椅子の座席に配置し、被測定者の臀部から脈波を測定し、生体信号検出手段３として、約２０ｃｍ×５ｃｍのシート状の圧電センサを被測定者の脹脛部の周囲を取り巻くように巻きつけて配置し、脹脛部から脈波を測定した。脹脛部にセンサを巻き付け、脈波を測定する際には、脹脛部に束縛感や圧迫感を伴わないような柔らかいセンサを巻き付ける必要がある。このため、センサ電極層や電磁シールド層として、従来のアルミニウムではなく、薄い導電性カーボン膜を用いた。
　さらに、参照及び検証用に胸部に電極を貼付し、胸部双極誘電で心電図（ＥＣＧ）を取得し、容量補償型血圧計で人差し指から血圧を測定した。測定時間は３分で、測定開始から３０秒～６０秒の間、被測定者はハンドグリップ運動し、前半の９０秒（ハンドグリップ運動した期間を含む）で係数を推定し、後半９０秒で推定血圧を検証した。なお、心電図を測定する電極を第３の生体信号検出手段として利用することもできる。
　図８は、上から心電図（ＥＣＧ）、実測血圧（ＢＰ）、臀部の脈波（ｂｕｔｔ）、脹脛部の脈波（ｃａｌｆ）の測定結果の生信号である。臀部の脈波（ｂｕｔｔ）の信号及び脹脛部の脈波（ｃａｌｆ）の信号には、脈波だけではなく、呼吸や体動に基づく振動成分も含まれており、信号処理によりこれらのノイズを除去することが好ましい。また、信号波形におけるピークの位置や、立ち上がりの位置などを特定するために、各信号に対し、積分処理、微分処理、ヒルベルト変換等の処理を行ってもよい。
　図９（Ａ）は、臀部の脈波（ｂｕｔｔ）について１Ｈｚ以上の周波数を通過させるハイパスフィルタを通した信号であり、図９（Ｂ）は、脹脛部の脈波（ｃａｌｆ）について１Ｈｚ以上の周波数を通過させるハイパスフィルタを通し、さらに０．１５秒の減衰時定数で積分した波形であり、図９（Ｃ）は、脹脛部の脈波（ｃａｌｆ）の積分波形（上、点線）と、脹脛部の脈波の微分波形（下、実線）とを併記したものである。図９（Ａ）及び（Ｂ）において、縦軸の１と同じ高さの丸はピーク位置であり、ピーク位置の時間差から脈波伝播時間（ＰＴＴ）を算出した。また、図９（Ｂ）の波形上の×はピークの立ち上がりの位置であり、波形上の△印は、図９（Ｃ）に示すように、脈波の微分波形における最低値を示す時点からつぎの脈までの間で微分波形がピークを示す位置であり、この△印の位置を重複切痕（ＤＮ）の位置として、図９（Ｂ）の脹脛部の脈波（ｃａｌｆ）の積分波形の×から△印までの面積をＰＳＡとして算出した。脈波を積分してＰＳＡを算出する時に積分の時定数は０．１５秒を用いたが、脈波の測定部位によって脈波波形が異なるので，波形に応じて減衰時定数を０．０５秒から０．３秒程度で変えてもよい。なお、図９では、より波形が安定していた脹脛部の脈波（ｃａｌｆ）に基づいてＰＳＡを算出したが、臀部の脈波（ｂｕｔｔ）に基づいてＰＳＡを算出してもよいし、脹脛部の脈波（ｃａｌｆ）及び臀部の脈波（ｂｕｔｔ）の２つの脈波のＰＳＡの総和や平均を使用してもよい。また、情報処理手段が、２つの脈波を比較してより波形が安定している脈波に基づいてＰＳＡを算出するように構成してもよい。例えば、脈波内の複数のピークの波形の形状の相関を取り、より相関が高い脈波をより波形が安定した脈波として選択してもよい。
　図１０は、臀部の脈波（ｂｕｔｔ）についてピーク位置を特定するための一連の信号処理を示す図である。一番上の図１０（Ａ）は臀部の脈波の生信号（図８の臀部の脈波（ｂｕｔｔ）と同じ）であり、呼吸信号の影響により、波形が大きくうねっていることがわかる。（Ｂ）は（Ａ）の波形を１Ｈｚ以上のハイパスフィルタを通した信号（図９（Ａ）と同じ）である。（Ａ）の波形から大きくうねった信号が呼吸信号が除去されたために、うねりが消去されたことがわかる。しかし、波形は、ピーク波形を中心に、連続的にピークが減衰していく振動波形を示している。このような振動波形が生じる原因は未だ明確ではないが、心拍に伴う振動波が臀部下部の椅子の部分に於いて、振動波が反射を繰り返すことにより生じたものと推定される。この振動波形は、ＰＳＡやＳＹＳを求めるためには、適切な波形ではない。一方、上腕部や脹脛部では、このような振動波形の連続波は観測されないことが多い。この理由は、例えば、上腕部から伝わる振動波は、直接、圧電センサに伝達され、反射されるような媒体が存在しないからであると考えられる。従って、臀部からの波形において、ＰＳＡやＳＹＳを求めることができるような信号処理が必要である。この信号処理として、（Ｂ）の波形を時定数積分する手法が考えられる。（Ｃ）は（Ｂ）の波形を時定数０．１５秒で積分した波形であり、減衰振動する波が消失していることがわかる。（Ｄ）は（Ｃ）の波形を微分して絶対値を取った波形であり、（Ｅ）は（Ｄ）の波形をヒルベルト変換して振幅である包絡線を求めたものであり、（Ｆ）は（Ｅ）の波形をさらにヒルベルト変換して瞬時位相をもとめたものである。（Ｃ）及び（Ｅ）は減衰振動する波が消失しており、これからＰＳＡやＳＹＳを求めることができる。図１０（Ｆ）の瞬時位相の波形がマイナス側から瞬時位相が０の軸と交差する時点をピーク位置（図９の丸）として特定した。なお、図９（Ｂ）の脹脛部の脈波（ｃａｌｆ）においても同様の信号処理によってピーク位置を特定した。
　図１１（Ａ）は、図９から算出した臀部の脈波（ｂｕｔｔ）と脹脛部の脈波（ｃａｌｆ）との間の脈波伝播時間（ＰＴＴ）及び図９（Ｂ）の波形の×から△印までの面積（ＰＳＡ）であり、図１１（Ｂ）は実測収縮期血圧（点線）と式（５）から算出した推測収縮期血圧（ＥＢＰ）（実線）とを重ねた図である。図１１（Ａ）及び（Ｂ）に示すように、測定開始から３０秒～６０秒の期間はハンドグリップ運動を行い血圧を変動させた。図１１（Ｂ）では、０秒から９０秒の間の推測収縮期血圧（ＥＢＰ）（実線）は、０秒から９０秒の間に測定した実測収縮期血圧（点線）と０秒から９０秒の間に測定した脈波伝播時間（ＰＴＴ）及び面積（ＰＳＡ）とを用いて、係数β1、β2、β0を調整して点線に近づくようにフィッティングしたものである。即ち、図１１（Ｂ）の０秒から９０秒の間においては、式（５）の推測収縮期血圧（ＥＢＰ）に実測収縮期血圧を代入し、パラメータＰ１及びＰ２に実測した脈波伝播時間（ＰＴＴ）及び面積（ＰＳＡ）を代入し、式（５）ができるだけ成立するように係数β1、β2、β0を調整し、被測定者における係数β1、β2、β0を推定した。係数β1は－２８９、β2は１５７、β0は１０となった。図１１（Ｂ）の９０秒～１８０秒の間は、かかる推定した係数β1、β2、β0を採用した式（５）を検証した結果であり、９０秒から１８０秒の間に実測した脈波伝播時間（ＰＴＴ）及び面積（ＰＳＡ）を式（５）（推定した係数β1、β2、β0を採用したもの）に代入して推測収縮期血圧（ＥＢＰ）（実線）を算出した。図１１（Ｂ）の９０秒～１８０秒の間から、式（５）から算出した推測収縮期血圧（ＥＢＰ）（実線）の波形は、実測収縮期血圧に近く、式（５）から被測定者の血圧を推定できることが確認できた。また、図１１（Ｃ）は、実測血圧（横軸）と推測血圧（縦軸）との相関図であり、相関係数ｒは０．５０４、二乗平均平方根誤差（ＲＭＳＥ）は１１．３ｍｍＨｇであった。
　［上腕部と脹脛部の脈波に基づく血圧算出］
　生体信号検出手段２として、約２０ｃｍ×５ｃｍのシート状の圧電センサを被測定者の上腕部に巻きつけて配置し、被測定者の上腕部から脈波を測定し、生体信号検出手段３として、約２０ｃｍ×５ｃｍのシート状の圧電センサを被測定者の脹脛部に巻きつけて配置し、脹脛部から脈波を測定した。さらに、参照及び検証用に胸部に電極を貼付し、胸部双極誘電で心電図（ＥＣＧ）を取得し、容量補償型血圧計で人差し指から血圧を測定した。測定時間は３分で、測定開始から３０秒～６０秒の間、被測定者はハンドグリップ運動し、前半の９０秒（ハンドグリップ運動した期間を含む）で係数を推定し、後半９０秒で推定血圧を検証した。なお、心電図を測定する電極を第３の生体信号検出手段として利用することもできる。
　図１２は、上から心電図（ＥＣＧ）、実測血圧（ＢＰ）、上腕部の脈波（ａｒｍ）、脹脛部の脈波（ｃａｌｆ）の測定結果の生信号である。上腕部の脈波（ａｒｍ）の信号及び脹脛部の脈波（ｃａｌｆ）の信号には、脈波だけではなく、呼吸や体動に基づく振動成分も含まれており、信号処理によりこれらのノイズを除去することが好ましい。また、信号波形におけるピークの位置や、立ち上がりの位置などを特定するために、各信号に対し、積分処理、微分処理、ヒルベルト変換等の処理を行ってもよい。
　図１３（Ａ）は、上腕部の脈波について１Ｈｚ以上の周波数を通過させるハイパスフィルタを通し、さらに減衰時定数０．１５秒で積分した波形であり（Ｉｎｔ．Ａｒｍ）、図１３（Ｂ）は、脹脛部の脈波（ｃａｌｆ）について１Ｈｚ以上の周波数を通過させるハイパスフィルタを通した信号である。図１３（Ａ）及び（Ｂ）において、縦軸の１と同じ高さの丸はピーク位置であり、ピーク位置の時間差から脈波伝播時間（ＰＴＴ）を算出した。また、図１３（Ａ）の波形上の×はピークの立ち上がりの位置であり、波形上の△印は、図９（Ｃ）と同様に、脈波の微分波形における最低値を示す時点から次の脈までの間で最大値を示す位置であり、この△印の位置を重複切痕（ＤＮ）の位置として、図１３（Ａ）の上腕部の脈波の積分波形（Ｉｎｔ．Ａｒｍ）の×印から△印までの面積をＰＳＡとして算出した。脈波を積分してＰＳＡを算出する時に積分の時定数は０．１５秒を用いたが、脈波の測定部位によって脈波波形が異なるので，波形に応じて減衰時定数を０．０５秒から０．３秒程度で変えてもよい。なお、図１３では、より波形が安定していた上腕部の脈波に基づいてＰＳＡを算出したが、脹脛部の脈波（ｃａｌｆ）に基づいてＰＳＡを算出してもよいし、２つの脈波のＰＳＡの総和や平均を使用してもよい。
　図１４（Ａ）は、図１３から算出した上腕部の脈波（ａｒｍ）と脹脛部の脈波（ｃａｌｆ）との間の脈波伝播時間（ＰＴＴ）及び図１３（Ａ）の波形の各脈波の×印から△印までの面積（ＰＳＡ）であり、図１４（Ｂ）は実測収縮期血圧（点線）と式（５）から算出した推測収縮期血圧（ＥＢＰ）（実線）とを重ねた図である。図１４（Ａ）及び（Ｂ）に示すように、測定開始から３０秒～６０秒の期間はハンドグリップ運動を行い血圧を変動させた。図１４（Ｂ）では、０秒から９０秒の間の推測収縮期血圧（ＥＢＰ）（実線）は、０秒から９０秒の間に測定した実測収縮期血圧（点線）と０秒から９０秒の間に測定した脈波伝播時間（ＰＴＴ）及び面積（ＰＳＡ）とを用いて、係数β1、β2、β0を調整して点線に近づくようにフィッティングしたものである。係数β1は－７４．７、β2は１９４、β0は９６．８となった。図１４（Ｂ）の９０秒～１８０秒の間は、かかる推定した係数β1、β2、β0を採用した式（５）を検証した結果であり、９０秒から１８０秒の間に実測した脈波伝播時間（ＰＴＴ）及び面積（ＰＳＡ）を式（５）（推定した係数β1、β2、β0を採用したもの）に代入して推測収縮期血圧（ＥＢＰ）（実線）を算出した。図１４（Ｂ）の９０秒～１８０秒の間から、式（５）から算出した推測収縮期血圧（ＥＢＰ）（実線）の波形は、実測収縮期血圧に近く、式（５）から被測定者の血圧を推定できることが確認できた。また、図１４（Ｃ）は、実測収縮期血圧（横軸）と推測収縮期血圧（縦軸）との相関図であり、相関係数ｒは０．５２２、二乗平均平方根誤差（ＲＭＳＥ）は７．２ｍｍＨｇであった。
　図１５（Ａ）は、ハンドグリップ運動に替えてＶａｌｓａｌｖａ動作を行って血圧を変動させた実施例である。脈波の測定部位は上腕部と脹脛部である。図１５（Ｂ）では、０秒から９０秒の間の推測収縮期血圧（ＥＢＰ）（実線）は、０秒から９０秒の間に測定した実測収縮期血圧（点線）と０秒から９０秒の間に測定した脈波伝播時間（ＰＴＴ）及び面積（ＰＳＡ）とを用いて、係数β1、β2、β0を調整して点線に近づくようにフィッティングしたものである。係数β1は－１１５、β2は１９７、β0は８６．８となった。図１５（Ｂ）の９０秒～１８０秒の間は、かかる推定した係数β1、β2、β0を採用した式（５）を検証した結果であり、９０秒から１８０秒の間に実測した脈波伝播時間（ＰＴＴ）及び面積（ＰＳＡ）を式（５）（推定した係数β1、β2、β0を採用したもの）に代入して推測収縮期血圧（ＥＢＰ）（実線）を算出した。図１５（Ｂ）の９０秒～１８０秒の間から、式（５）から算出した推測収縮期血圧（ＥＢＰ）（実線）の波形は、実測収縮期血圧に近く、式（５）から被測定者の血圧を推定できることが確認できた。また、図１５（Ｃ）は、実測収縮期血圧（横軸）と推測収縮期血圧（縦軸）との相関図であり、相関係数ｒは０．３８７、二乗平均平方根誤差（ＲＭＳＥ）は８．９ｍｍＨｇであった。
図１６は、心電図のＱＲＳ波を起点として脹脛脈波の立ち上がり時間までの時間差を脈波到達時間（ＰＡＴ，単位ｍｓ）として計測し、脹脛脈波から算出したＰＳＡを第１の面積とし、当該脈波のそれ以外の期間の面積を第２の面積としたときの面積の平均の比（ｉＰＳＡ，単位％）とＰＡＴを用いて血圧推定を行った実施例である。図１６（Ｂ）では、０秒から９０秒の間の推測収縮期血圧（ＥＢＰ）（実線）は、０秒から９０秒の間に測定した実測収縮期血圧（点線）と０秒から９０秒の間に測定した脈波到達時間（ＰＡＴ）及び面積（ＰＳＡ）の平均の比(ｉＰＳＡ)を用いて、係数β1、β2、β0を調整して点線に近づくようにフィッティングしたものである。係数β1は－０．１３２、β2は０．２５１、β0は９３．１となった。図１６（Ｂ）の９０秒～１８０秒の間は、かかる推定した係数β1、β2、β0を採用した式（５）を検証した結果であり、９０秒から１８０秒の間に実測した脈波到達時間（ＰＡＴ）及び面積の平均の比（ｉＰＳＡ）を式（５）（推定した係数β1、β2、β0を採用したもの）に代入して推測収縮期血圧（ＥＢＰ）（実線）を算出した。図１６（Ｂ）の９０秒～１８０秒の間から、式（５）から算出した推測収縮期血圧（ＥＢＰ）（実線）の波形は、実測収縮期血圧に近く、式（５）から被測定者の血圧を推定できることが確認できた。また、図１６（Ｃ）は、実測収縮期血圧（横軸）と推測収縮期血圧（縦軸）との相関図であり、相関係数ｒは０．６０９、二乗平均平方根誤差（ＲＭＳＥ）は７．７ｍｍＨｇであった。
　本発明の血圧算出装置は、さまざまな装飾品、電子機器等に組み込んで使用することができる。例えば、腕輪、腕時計、指輪、首輪、靴、耳飾りに生体信号検出手段（例えば圧電センサ）を組み込み、使用者の生体信号を計測してもよい。さらに、生体信号検出手段（例えば圧電センサ）を直接、又は衣服の上から身体に接触させて生体信号を計測してもよい。生体信号検出手段で取得した生体信号を通信手段を介して、携帯端末、コンピュータ等に送信し、携帯端末、コンピュータ等において血圧を算出するように構成してもよい。本発明の血圧算出装置は、日常生活の種々の場面、運動中等において血圧をモニタリングすることができ、例えば、車、電車、飛行機等の運転手の状態を管理することもできる。
１　血圧算出装置
２　第１生体信号検出手段
３　第２生体信号検出手段
４　情報処理手段
５　電力供給手段
６　記憶手段
７　通信手段
８　表示出力手段
９　操作手段
４１　Ｐ１算出手段
４２　Ｐ２算出手段
４３　血圧推定部
４４　係数算出部

Claims (16)

  1. 　脈波の伝播時間に関連するパラメータＰ１と、脈波における１回拍出量に関連するパラメータＰ２とを変数として、ＥＢＰ＝β1・Ｐ１＋β2・Ｐ２＋β0という式又はＥＢＰ＝β1・１／Ｐ１＋β2・Ｐ２＋β0という式（β1、β2、β0は係数）を用いて、収縮期血圧（ＥＢＰ）を算出する血圧算出方法。
  2. 　被測定者の血圧を負荷によって変動させながら実測血圧を測定しつつ前記被測定者の前記パラメータＰ１及び前記パラメータＰ２を測定し、前記式に実測したパラメータＰ１及びパラメータＰ２を代入し、前記実測血圧の変動に近くなるような係数β1、β2、β0を設定することを特徴とする請求項１に記載の血圧算出方法。
  3. 　脈波の伝播時間に関連するパラメータＰ１と、脈波における１回拍出量に関連するパラメータＰ２と、脈波における収縮期間に関連するパラメータＰ３とを変数として、ＥＢＰ＝β1・Ｐ１＋β2・Ｐ２＋β3・Ｐ３＋β0という式又はＥＢＰ＝β1・１／Ｐ１＋β2・Ｐ２＋β3・Ｐ３＋β0という式（β1、β2、β3、β0は係数）を用いて、収縮期血圧（ＥＢＰ）を算出する血圧算出方法。
  4. 　被測定者の血圧を負荷によって変動させながら実測血圧を測定しつつ前記被測定者の前記パラメータＰ１、前記パラメータＰ２及び前記パラメータＰ３を測定し、前記式に実測したパラメータＰ１及びパラメータＰ２及びパラメータＰ３を代入し、前記実測血圧の変動に近くなるような係数β1、β2、β3、β0を設定することを特徴とする請求項３に記載の血圧算出方法。
  5. 　前記パラメータＰ２は、脈波の信号波形におけるピークの立ち上がりから重複切痕（ＤＮ）までの期間の面積（ＰＳＡ）、ＰＳＡの一部の領域の面積又はＰＳＡを含む領域の面積であることを特徴とする請求項１乃至４の何れか１項に記載の血圧算出方法。
  6. 　前記重複切痕（ＤＮ）は、圧脈波の微分波形における最低値を示す時点からつぎの脈までの間で微分波形がピークを示す位置であることを特徴とする請求項５に記載の血圧算出方法。
  7. 　前記パラメータＰ２は、脈波の最初のピークの少なくとも一部を含むように予め設定した期間の面積であることを特徴とする請求項１乃至４の何れか１項に記載の血圧算出方法。
  8. 　前記パラメータＰ２は、１つの脈波の最初のピークの少なくとも一部を含む期間における第１の面積の平均と、当該脈波のそれ以外の期間の少なくとも一部における第２の面積の平均との比であることを特徴とする請求項１乃至４の何れか１項に記載の血圧算出方法。
  9. 　少なくとも被測定者の脈波を５００Ｈｚ以上、又は１ｋＨｚ以上のサンプリング周波数で取得することを特徴とする請求項１乃至８の何れか１項に記載の血圧算出方法。
  10. 　前記係数β0を予め設定された固定の値として、相対的な収縮期血圧（ＥＢＰ）の変動を算出する請求項１乃至９の何れか１項に記載の血圧算出方法。
  11. 　被測定者の生体信号を検出可能な第１生体信号検出手段及び第２生体信号検出手段と、
    　前記第１生体信号検出手段及び第２生体信号検出手段で取得した生体信号から脈波の伝播時間に関連するパラメータＰ１を算出するＰ１算出手段と、
    　前記第１生体信号検出手段及び第２生体信号検出手段で取得した生体信号の少なくとも一方に基づいて脈波における１回拍出量に関連するパラメータＰ２を算出するＰ２算出手段と、
    　前記Ｐ１算出手段で算出されたパラメータＰ１と前記Ｐ２算出手段で算出されたパラメータＰ２とを変数として、ＥＢＰ＝β1・Ｐ１＋β2・Ｐ２＋β0という式又はＥＢＰ＝β1・１／Ｐ１＋β2・Ｐ２＋β0という式（β1、β2、β0は係数）を用いて、収縮期血圧（ＥＢＰ）を算出する血圧推定部とを備えたことを特徴とする血圧算出装置。
  12. 　被測定者の生体信号を検出可能な第１生体信号検出手段及び第２生体信号検出手段と、
    　前記第１生体信号検出手段及び第２生体信号検出手段で取得した生体信号から脈波の伝播時間に関連するパラメータＰ１を算出するＰ１算出手段と、
    　前記第１生体信号検出手段及び第２生体信号検出手段で取得した生体信号の少なくとも一方に基づいて脈波における１回拍出量に関連するパラメータＰ２を算出するＰ２算出手段と、
    　前記第１生体信号検出手段及び第２生体信号検出手段で取得した生体信号の少なくとも一方に基づいて脈波における収縮期間に関連するパラメータＰ３を算出するＰ３算出手段と、
    　前記Ｐ１算出手段で算出されたパラメータＰ１と、前記Ｐ２算出手段で算出されたパラメータＰ２と、前記Ｐ３算出手段で算出されたパラメータＰ３とを変数として、ＥＢＰ＝β1・Ｐ１＋β2・Ｐ２＋β3・Ｐ３＋β0という式又はＥＢＰ＝β1・１／Ｐ１＋β2・Ｐ２＋β3・Ｐ３＋β0という式（β1、β2、β3、β0は係数）を用いて、収縮期血圧（ＥＢＰ）を算出する血圧推定部とを備えたことを特徴とする血圧算出装置。
  13. 　前記第１生体信号検出手段及び第２生体信号検出手段の少なくとも一方は、脈波を含む生体信号を取得する脈波センサであることを特徴とする請求項１１又は１２に記載の血圧算出装置。
  14. 　前記脈波センサは、シート状の圧電センサであることを特徴とする請求項１３に記載の血圧算出装置。
  15. 　前記脈波センサは、ウェアラブルセンサであることを特徴とする請求項１３又は１４に記載の血圧算出装置。
  16. 　前記脈波センサは、少なくとも被測定者の脈波を５００Ｈｚ以上、又は１ｋＨｚ以上のサンプリング周波数で取得することを特徴とする請求項１３乃至１５の何れか１項に記載の血圧算出装置。
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Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN109864724A (zh) * 2019-04-04 2019-06-11 复旦大学附属中山医院 一种新型基于ecg和ppg血压变化计算方法
WO2021246370A1 (ja) * 2020-06-01 2021-12-09 株式会社Arblet 情報処理システム、サーバ、情報処理方法及びプログラム

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20210127991A1 (en) * 2018-04-28 2021-05-06 Shenzhen Darma Technology Co., Ltd. Pulse wave conduction parameter measuring method and pulse wave conduction parameter processing device
CN113827197B (zh) * 2020-06-08 2023-05-05 华为技术有限公司 脉搏检测方法、终端设备和智能鞋
CN113499045A (zh) * 2021-06-30 2021-10-15 歌尔科技有限公司 血压监测方法、***、设备、主、从穿戴设备及存储介质

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH10295657A (ja) * 1997-04-24 1998-11-10 Matsushita Electric Ind Co Ltd 血圧測定装置
JP2000023927A (ja) * 1998-07-15 2000-01-25 Nippon Colin Co Ltd 連続血圧監視装置
JP2016083007A (ja) * 2014-10-23 2016-05-19 三星電子株式会社Ｓａｍｓｕｎｇ Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ Ｃｏ．，Ｌｔｄ． 生体情報取得装置、腕時計端末及び生体情報取得方法
JP2016516503A (ja) * 2013-03-22 2016-06-09 株式会社村田製作所 改善された血圧監視方法
JP5940725B1 (ja) * 2015-12-07 2016-06-29 山陽精工株式会社 血管弾性率評価装置
US20160345844A1 (en) * 2014-02-06 2016-12-01 Sotera Wireless, Inc. Body-worn system for continuous, noninvasive measurement of vital signs

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5940725B2 (ja) 1979-08-06 1984-10-02 新明和工業株式会社 塵芥貯留排出機
JP3213278B2 (ja) * 1998-05-12 2001-10-02 日本コーリン株式会社 非観血連続血圧推定装置
US6027453A (en) 1998-05-12 2000-02-22 Colin Corporation Blood pressure monitoring apparatus and method
US7455643B1 (en) * 2003-07-07 2008-11-25 Nellcor Puritan Bennett Ireland Continuous non-invasive blood pressure measurement apparatus and methods providing automatic recalibration
JP4143653B2 (ja) * 2006-05-24 2008-09-03 オムロン株式会社 アレイ型静電容量式センサ
US8398556B2 (en) * 2008-06-30 2013-03-19 Covidien Lp Systems and methods for non-invasive continuous blood pressure determination
CN109069031B (zh) * 2016-10-20 2021-12-24 京东方科技集团股份有限公司 用于确定对象血压的设备和方法

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH10295657A (ja) * 1997-04-24 1998-11-10 Matsushita Electric Ind Co Ltd 血圧測定装置
JP2000023927A (ja) * 1998-07-15 2000-01-25 Nippon Colin Co Ltd 連続血圧監視装置
JP2016516503A (ja) * 2013-03-22 2016-06-09 株式会社村田製作所 改善された血圧監視方法
US20160345844A1 (en) * 2014-02-06 2016-12-01 Sotera Wireless, Inc. Body-worn system for continuous, noninvasive measurement of vital signs
JP2016083007A (ja) * 2014-10-23 2016-05-19 三星電子株式会社Ｓａｍｓｕｎｇ Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ Ｃｏ．，Ｌｔｄ． 生体情報取得装置、腕時計端末及び生体情報取得方法
JP5940725B1 (ja) * 2015-12-07 2016-06-29 山陽精工株式会社 血管弾性率評価装置

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN109864724A (zh) * 2019-04-04 2019-06-11 复旦大学附属中山医院 一种新型基于ecg和ppg血压变化计算方法
CN109864724B (zh) * 2019-04-04 2022-02-01 复旦大学附属中山医院 一种新型基于ecg和ppg血压变化计算***
WO2021246370A1 (ja) * 2020-06-01 2021-12-09 株式会社Arblet 情報処理システム、サーバ、情報処理方法及びプログラム
JP2021186681A (ja) * 2020-06-01 2021-12-13 株式会社Arblet 情報処理システム、サーバ、情報処理方法及びプログラム

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