本発明は、心電図及び血流脈波を用いて、被験者の収縮期血圧の最適化した推定値を連続的に求めることができる生体情報連続測定装置に関する。The present invention relates to a device for continuously measuring biological information that can continuously obtain an optimized estimate of a subject's systolic blood pressure using an electrocardiogram and blood flow pulse wave.
現在の血圧計には、上腕等にカフを巻き加圧した後、減圧していく段階で、心臓の拍動に同調した血管壁の振動を反映したカフ圧の変動（圧脈波）をチェックすることによって血圧値を決定するオシロメトリック法による血圧計があるが、かかる血圧計は、カフで、血管をふさぐほどの圧力を加える為、被験者に圧迫感等の負担を生じ、連続した血圧の測定は困難であった。 Current blood pressure monitors use the oscillometric method, in which a cuff is wrapped around the upper arm, etc., and then inflated, and then the pressure is released. This determines blood pressure by checking the fluctuations in cuff pressure (pressure pulse wave), which reflects the vibrations of the blood vessel walls synchronized with the heartbeat. However, this type of blood pressure monitor applies enough pressure with the cuff to block the blood vessels, causing a sense of pressure and other strain on the subject, making continuous blood pressure measurement difficult.
そこで、心電計から得られる心電図に基づいて血圧値に関連する脈波伝播時間（Pulse Transition Time；ＰＴＴ）を求めるとともに、指先に装着する脈波計から得られる脈波、及び、心臓から脈波計のセンサが装着された部位までの距離を測定して、血圧関連値を求める計算式から最高血圧、最低血圧を推定的に算出する方法が提案されている。かかる算出方法では、被測定者の心臓から脈波計測部までの距離値が必要であり、計測のための事前設定を要する場合もあるが、例えば、水口 龍太，ネックバンドデバイスによる日常生活下連続的最高血圧のワイヤレスモニタリング，ライフサポート，Ｖｏｌ．３４，Ｎｏ．１，２０２２には、一定の血管の条件があれば、ＰＴＴ－２が、最高血圧に比例し、推定値として最高血圧が得られることが記載されており、被測定者の心臓から脈波計測部までの距離を測定する必要がない。Therefore, a method has been proposed in which the pulse wave transit time (PTT) related to blood pressure values is calculated based on an electrocardiogram obtained from an electrocardiograph, and the pulse wave obtained from a pulse wave meter worn on a fingertip and the distance from the heart to the location where the pulse wave meter sensor is attached are measured, and the systolic blood pressure and diastolic blood pressure are estimated from a formula for calculating blood pressure-related values. This calculation method requires the distance value from the subject's heart to the pulse wave measurement unit, and may require pre-setting for measurement. However, for example, Ryuta Mizuguchi, "Wireless Monitoring of Continuous Systolic Blood Pressure in Daily Life Using a Neckband Device," Life Support, Vol. 34, No. 1, 2022, describes that under certain vascular conditions, PTT-2 is proportional to systolic blood pressure, and systolic blood pressure can be obtained as an estimated value, and there is no need to measure the distance from the subject's heart to the pulse wave measurement unit.
特開２０２０－１４２０７０号公報には、心電図信号と血流脈波信号から血圧情報である収縮期血圧変化率ＳＢＰφiが、
ＳＢＰφi＝ＰＷiα （α：０．２５～０．５）
又は
ＳＢＰφi＝（Ｔｕ/Ｃｂｂ）α
ＰＷi（pulse wave index）
（Ｔｕ：アップストローク時間、Ｃｂｂ：脈波伝播時間）
で示されることが記載されている。In Japanese Patent Application Laid-Open No. 2020-142070, the systolic blood pressure change rate SBPφi, which is blood pressure information, is calculated from an electrocardiogram signal and a blood flow pulse wave signal as follows:
SBPφi=PWiα (α: 0.25 to 0.5)
or SBPφi=(Tu/Cbb)α
PWi (pulse wave index)
(Tu: upstroke time, Cbb: pulse wave transit time)
It is stated that this is shown in
特開２０２０－１４２０７０号公報には、推定される収縮期血圧ＳＢＰについて、血圧の状態(変化率)を血流成分と心電図により測定することが記載され、血圧推定値の情報が得られることが記載されている。 JP 2020-142070 A describes that the state of blood pressure (rate of change) for estimated systolic blood pressure (SBP) is measured using blood flow components and an electrocardiogram, and that information on estimated blood pressure values can be obtained.
このように血圧情報をプローブセンサや電極を貼付装着するだけで、生体を加圧せずに求められることは、長時間の血圧関連情報のモニタリングの幅を広げることができるが、数値的に求められる血圧情報は、誤差がある場合が多く、結果は推定値として得られるものであるものの連続する血圧の変化をより的確な値として得られることが好ましい。 In this way, blood pressure information can be obtained simply by attaching and wearing a probe sensor or electrodes, without applying pressure to the body, which broadens the scope of long-term monitoring of blood pressure-related information. However, numerically obtained blood pressure information often contains errors, and although the results are obtained as estimated values, it is preferable to be able to obtain more accurate values of continuous changes in blood pressure.
血圧情報は、算出する場合は、おおよそ推定値となり、一般的に体内で血流が閉じている場合はピンポイントでの血圧が測定対象となる。一方、血液透析、アフェレイシス療法等、血液を外部へ採りだし、老廃物の除去、除水等の操作を行う分野では、血流上、開いた回路に相当する状態になることから、生体リズムと異なるリズムが付加される状態となる。そのため、突然の低血圧の発生など、生命予後にも影響する血圧の変動が生じる場合があることから、血圧情報及び血流情報の変化を時系列的にモニタリングし、血圧の突然の低下を察知できる仕組みが好ましい。 When blood pressure information is calculated, it is only a rough estimate, and generally, when blood flow is closed within the body, pinpoint blood pressure is measured. On the other hand, in fields such as hemodialysis and apheresis, where blood is extracted externally and operations such as the removal of waste products and fluids are performed, the blood flow is equivalent to an open circuit, resulting in the addition of a rhythm different from the biological rhythm. As a result, fluctuations in blood pressure, such as sudden hypotension, can occur that affect life prognosis, so a system that monitors changes in blood pressure and blood flow information over time and can detect sudden drops in blood pressure is desirable.
又、患者の心身の状況や、血圧値等のモニタリングを行い、除水量、透析液の温度等、透析による身体への負担を与える要素の調整をきめ細かくすることで、患者にとって、心身共に負担の少ない透析治療が行える仕組みを形成することが希求されている。一方、上述した数式に基づく最高血圧の推定は、上記文献では、血管状態が一定の場合等、ある条件が満たされる場合に、正確な推定ができるがその条件が数値として整わなければ、誤差が生じる。特に、血液透析のような、血液量が減少する状態では、誤差の幅が大きくなる傾向があった。Furthermore, there is a desire to develop a system that allows dialysis treatment to be performed with less physical and mental strain on patients by monitoring the patient's physical and mental condition, blood pressure, etc., and by carefully adjusting factors that place a strain on the body during dialysis, such as the amount of water removed and the temperature of the dialysis fluid. Meanwhile, in the above-mentioned literature, the estimation of systolic blood pressure based on the above-mentioned formula can be accurately estimated when certain conditions are met, such as when the blood vessel condition is constant, but errors will occur if these conditions are not met numerically. In particular, there was a tendency for the margin of error to be large in conditions where blood volume is reduced, such as hemodialysis.
本発明は、上記課題に鑑みて達成されたものであり、
生体から血流脈波を検出する為の光学的血流測定手段、
生体から心電図信号を検出する為の心電図信号検出手段、
目的とする生体信号を実測して実測値生体信号を検出する為の生体信号実測手段、
前記光学的血流測定手段及び前記心電図信号検出手段から得られる特徴信号に基づいて目的とする生体信号を算出する生体信号算出手段、及び
生体信号実測手段で得られた実測信号と生体信号算出手段で得られた算出信号と実測した生体信号により数理最適化して最適化した生体信号を出力する生体信号処理手段、
を備えた生体情報連続測定装置を提供する。The present invention has been achieved in view of the above problems,
an optical blood flow measuring means for detecting a blood flow pulse wave from a living body;
an electrocardiogram signal detection means for detecting an electrocardiogram signal from a living body;
a biosignal measuring means for measuring a target biosignal and detecting a measured value of the biosignal;
a biosignal calculation means for calculating a target biosignal based on the characteristic signals obtained from the optical blood flow measurement means and the electrocardiogram signal detection means; and a biosignal processing means for mathematically optimizing the actual measured signal obtained by the biosignal measurement means, the calculated signal obtained by the biosignal calculation means, and the actually measured biosignal to output an optimized biosignal.
The present invention provides a biological information continuous measurement device equipped with the above.
本発明の生体情報連続測定装置によれば、最高血圧、最高血圧変化量等を推定的に算出する場合の計算式に対し、例えば下記（１）式で示すＲＲ、Ｃ、Ｔｕ等の各パラメータに変数化した乗数を付加して更にこの変数に様々な値を代入して計算式から得られる値と、実測した対応する生体情報とを比較し、例えばその差分が、最小となる値を求め、最小となった場合の乗数値を用いてアルゴリズム（算術式）を設定することで、誤差を低減させ、最適化された生体情報を得ることができる。 The continuous biological information measurement device of the present invention uses a formula for the estimation of systolic blood pressure, systolic blood pressure change, etc. by adding variable multipliers to parameters such as RR, C, and Tu shown in the following formula (1), and then substituting various values for these variables to compare the values obtained from the formula with the corresponding actually measured biological information. For example, the value that minimizes the difference is found, and the multiplier value at that minimum is used to set an algorithm (arithmetic formula), thereby reducing errors and obtaining optimized biological information.
本発明の生体情報連続測定装置は、心電図と血流脈波の計測により、連続した収縮期血圧推定値を無侵襲で測定できることから、収縮期血圧値、収縮期血圧の変化量等の血圧に関する情報を収集できる。又、本発明の生体情報連続測定装置は、生体情報として、血流情報から得られる動脈硬化情報、血圧推定値情報を連続的に表示できる。The continuous biological information measuring device of the present invention can measure continuous estimated systolic blood pressure values non-invasively by measuring electrocardiograms and blood flow pulse waves, making it possible to collect information related to blood pressure, such as systolic blood pressure values and changes in systolic blood pressure. Furthermore, the continuous biological information measuring device of the present invention can continuously display arteriosclerosis information and estimated blood pressure information obtained from blood flow information as biological information.
さらに、本発明の生体情報連続測定装置は、血液透析治療、その他の血液浄化療法等、血圧の変動、血流関連情報の変動を、その治療過程で察知するなどしながら、予測的に対応することで、安定化させる処理を可能とし、穏やかな透析治療を実現する。Furthermore, the continuous biological information measurement device of the present invention detects fluctuations in blood pressure and blood flow-related information during hemodialysis treatment and other blood purification therapies, and responds predictively to these fluctuations, enabling stabilization processing and achieving gentle dialysis treatment.
さらに、本発明の生体情報連続測定装置は、血液浄化療法等、血液の水分を制御したり、尿毒素の除去など血圧の変動に影響を与える治療において、血圧の変動に関連する情報をリアルタイムに表示して、患者の血圧の変動を予測的に知り得るモニタリングを可能とする。 Furthermore, the continuous biological information measuring device of the present invention displays information related to blood pressure fluctuations in real time during treatments that affect blood pressure fluctuations, such as blood purification therapy, which controls blood moisture content or removes uremic toxins, enabling predictive monitoring of a patient's blood pressure fluctuations.
本発明における光学的血流測定手段としては、レーザー光発光素子又はＬＥＤを光源として用いた反射型又は透過型のセンサ、例えば、ＬＥＤと受光センサの組み合わせ、レーザー光発光素子と受光センサの組み合わせが例示され、受光センサとしては、反射光又は透過光を受光して光電変換する受光センサが例示される。ＬＥＤは、耳朶、指先等の末梢部位における血流測定に用いられ、一方、レーザー光発光素子は、手、足等の厚い生体部位への計測を可能とすると共により正確な値が得られる。 The optical blood flow measurement means in this invention includes reflective or transmissive sensors that use a laser light-emitting element or LED as a light source, such as a combination of an LED and a light-receiving sensor, or a combination of a laser light-emitting element and a light-receiving sensor. Examples of light-receiving sensors include light-receiving sensors that receive reflected or transmitted light and perform photoelectric conversion. LEDs are used to measure blood flow in peripheral areas such as earlobes and fingertips, while laser light-emitting elements enable measurements in thicker body parts such as hands and feet, and provide more accurate values.
本発明における心電図信号検出手段は、一般的な心電計であることができ、例えば、心臓を跨いで２つの電極と、アースとしての電極を装着し、これらの電極で検出される電位から、いわゆるＱＲＳ波（心室の興奮を表す波形）を得る心電計であればよい。電極は、貼り付けて使用するものの他、手で電極を皮膚に接触させて使用する構成のもの等であってもよい。 The electrocardiogram signal detection means in the present invention can be a general electrocardiograph, such as an electrocardiograph that has two electrodes attached across the heart and an electrode as a ground, and obtains so-called QRS waves (waveforms representing ventricular excitation) from the potential detected by these electrodes. The electrodes may be attached by sticking them on the body, or may be configured to be used by touching the electrodes to the skin with the hand.
本開示において、心電図信号と血流脈波信号から求められる特徴値とは、例えば、Ｒ波ピーク時相から脈波の２次微分ピーク値までの時間情報（脈波伝播時間）、心臓から送り出される血流が血管を押す力として示される脈波の２次微分ピーク値から脈波ピークまでの脈波立ち上がり時間（アップストローク時間とも呼ばれる）、Ｒ波と次のＲ波間の時間（ＲＲ間隔）等が例示される。 In this disclosure, examples of characteristic values obtained from an electrocardiogram signal and a blood flow pulse wave signal include, for example, time information from the R-wave peak phase to the peak value of the second derivative of the pulse wave (pulse wave propagation time), the pulse wave rise time (also called upstroke time) from the peak value of the second derivative of the pulse wave to the pulse wave peak, which is indicated as the force with which blood flow sent out from the heart pushes against blood vessels, and the time between one R wave and the next R wave (RR interval).
本開示において、実測値生体信号としては、生体信号実測手段、例えば、既存の血圧計、例えば加圧型血圧測定器、脈波伝播時間測定器、トノメトリ型血圧測定器などで計測される最高血圧（収縮期血圧）、最低血圧等（拡張期血圧）が例示される。さらに、本開示において、特徴信号としては、脈波周期信号、脈波振幅値、脈波伝播時間、脈波立ち上がり時間（Ｔｕ）、Ｒ波－Ｒ波時間信号、Ｒ波振幅、及びＱＲＳ幅から選ばれた１つ以上の又は複数の信号が挙げられる。一実施形態において、特徴信号は、心電波形におけるＲＲ間隔、脈波伝播時間及び脈波立ち上がり時間（Ｔｕ）から構成される。本発明における変数化した乗数とは、整数、小数等の数値であって、一定間隔で増減する複数の数値が例示される。 In this disclosure, examples of measured biosignals include systolic blood pressure, diastolic blood pressure, and other blood pressures measured by biosignal measurement means, such as existing sphygmomanometers, such as pressure-type blood pressure monitors, pulse wave transit time monitors, and tonometry-type blood pressure monitors. Furthermore, in this disclosure, feature signals include one or more signals selected from pulse wave period signals, pulse wave amplitude values, pulse wave transit time, pulse wave rise time (Tu), R-R wave time signals, R wave amplitude, and QRS width. In one embodiment, the feature signals are composed of the RR interval, pulse wave transit time, and pulse wave rise time (Tu) in the electrocardiogram waveform. The variable multipliers in this invention are numerical values such as integers and decimals, and examples include multiple numerical values that increase or decrease at regular intervals.
本発明における生体情報アルゴリズムとしては、例えば特開２０２０－１４２０７０号公報に示されている収縮期血圧ＳＢＰの変化率を推定的に算出する式
ＳＢＰφi＝（Ｔｕ/Ｃｂｂ）α
及び、この式を、患者毎の収縮期血圧の推定値を求めることができるように変換した（１）式 As an example of the biometric information algorithm in the present invention, there is a formula for predictively calculating the rate of change of systolic blood pressure (SBP) shown in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2020-142070.
SBPφi=(Tu/Cbb)α
This formula was then converted to obtain the estimated systolic blood pressure for each patient:
例えば（１）式を数理最適化する場合は、乗数最適化手法のうちの最適化ソルバーが好ましく、例えば（２）式で示す様に（１）式に乗数を付け加え、実測値との差分値であって、最小の差分値を求めることで乗数値を決定する手法を用いる。 For example, when mathematically optimizing equation (1), an optimization solver among the multiplier optimization methods is preferable. For example, as shown in equation (2), a multiplier is added to equation (1) and the multiplier value is determined by finding the smallest difference value between the actual measured value.
これら乗数は、変数的に用いられことからｘ（ｉ）、ｙ（ｉ）、ｚ（ｉ）、ａ（ｉ）で示し、例えば、値の異なる数値を順序をもって列挙する数列タイプや、乱数タイプ等が例示される。本発明における変数化した乗数とは、数理最適化において使用されるものであれば良く、最適化を行うための（１）式の各要素に適当な数値を変数化した乗数が付されることが例示される。 These multipliers are used as variables and are represented by x(i), y(i), z(i), and a(i). Examples include a sequence type that lists different numerical values in an order, or a random number type. The variable multipliers in this invention may be any type used in mathematical optimization, and examples include multipliers in which appropriate numerical values are variable and assigned to each element of equation (1) used for optimization.
上記の（２）式及び（３）式は、推定的な血圧値を与える。 本発明における最適化とは、計算値と実測値が近似する乗数、係数等を付した計算アルゴリズムの設定を示す。数理最適化の中の乗数を利用した最適化を例示し、例えば、Ｅｘｃｅｌ（登録商標）ｓｏｌｖｅｒが示され、目的とする情報を得る為の計算式により算出された値と実測値との間の差が最小となる乗数を求めることで、より実測値に近い出力が可能なアルゴリズムに変換できる。Equations (2) and (3) above provide estimated blood pressure values. Optimization in this invention refers to the setting of a calculation algorithm with multipliers, coefficients, etc. that bring the calculated value and the actual measured value closer together. An example of optimization using multipliers in mathematical optimization is shown, for example, in Excel (registered trademark) Solver. By finding the multiplier that minimizes the difference between the value calculated using the calculation formula to obtain the desired information and the actual measured value, it is possible to convert into an algorithm that can output a value closer to the actual measured value.
上記（１）式を最適化するアルゴリズムについてその他の例を（３）式に示す。
（３）式は、（２）式で示す符号ｉを符号（ｎ，ｍ）に置き換えた式であり、説明をしやすくしたものである。符号（ｎ，ｍ）は、例えば、ｎ個のグループに対し、各グループにｍ個の変数を格納した状態を示す。 Equation (3) is an equation in which the symbol i in equation (2) is replaced with the symbol (n, m), making it easier to explain. The symbol (n, m) indicates, for example, a state in which m variables are stored in each of n groups.
本発明は、決定した各パラメータを（１）式に代入し、（１）式に基づいて数理最適化アルゴリズム、最適化ソルバーアルゴリズムを適用するための（２）式又は（３）式を形成し、例えばＥｘｃｅｌ（登録商標）ｓｏｌｖｅｒ（表計算ソフトウェアＥｘｃｅｌ（登録商標）（商標）に附属したソフトウェア）等を用いて、乗数最適化により、乗数を決定するものであれば良く、例えば動脈硬化度算出アルゴリズム、血流算出アルゴリズム等、参照値として実測値が得られる生体情報に基づいて最適化が行うことができれば良い。 The present invention simply involves substituting each determined parameter into equation (1), forming equation (2) or (3) based on equation (1) to apply a mathematical optimization algorithm or optimization solver algorithm, and determining the multiplier through multiplier optimization using, for example, Excel (registered trademark) solver (software included with the spreadsheet software Excel (registered trademark) (trademark)). It is sufficient if optimization can be performed based on biological information that provides actual measured values as reference values, such as arteriosclerosis calculation algorithms and blood flow calculation algorithms.
本発明で示すアルゴリズムとは、例えば（１）式から（３）式を示すが、その他、生体情報を算出する式であれば、中間式等、複数の数式を組み合わせる場合の各式もアルゴリズムとする。
尚、（１）から（３）式は、血流情報、心電図情報を用いて最高血圧推定値を得るための式を示しているが、その他の血圧算出式、血流算出式などの生体情報をアルゴリズムにより求めるものについても、本発明で示す最適化手法は適用可能である。 The algorithms referred to in the present invention include, for example, equations (1) to (3), but also include any other equations that calculate biometric information, such as intermediate equations, or any combination of multiple equations.
Note that equations (1) to (3) show equations for obtaining an estimated systolic blood pressure value using blood flow information and electrocardiogram information, but the optimization method described in this invention can also be applied to other blood pressure calculation equations, blood flow calculation equations, and other equations that obtain biological information using an algorithm.
したがって、一実施形態において、上記アルゴリズムは、最高血圧値、又はその変化量の何れか一方又は両方を推定算出する計算式である。Therefore, in one embodiment, the above algorithm is a calculation formula that estimates and calculates either the systolic blood pressure value or the amount of change therein, or both.
一実施形態において、生体信号処理手段は、
心電図信号と血流脈波信号から特徴値を抽出してアルゴリズムを形成するステップ、
前記アルゴリズムに変数化した乗数を付加し、各変数化した乗数毎にアルゴリズムを演算して得られる値と実測値との差分値を得るステップ、及び
前記差分値の平方和が最小値になる乗数を決定するステップ、
を有するプログラムを実行する。In one embodiment, the biological signal processing means comprises:
extracting feature values from the electrocardiogram signal and the blood flow pulse wave signal to form an algorithm;
a step of adding a variable multiplier to the algorithm, and calculating a difference between a value obtained by calculating the algorithm for each variable multiplier and an actual measurement value; and a step of determining a multiplier that minimizes the sum of squares of the difference values.
Execute a program having the following:
前記生体信号処理手段は、例えば、
心電図信号と血流脈波信号から特徴値を抽出するステップ、
抽出した特徴値をアルゴリズムに代入するステップ、
所定の変数化した乗数をアルゴリズム内の特徴値に付加するステップ、
前記アルゴリズムの乗数に所定の数値を代入するステップ、
前記数列値を代入したアルゴリズムの出力値と実測値の差分値を得るステップ、
前記差分値の平方和を得るステップ、
前記差分値が最小値になった場合の乗数を決定するステップ、及び
前記決定された乗数で形成されたアルゴリズムに基づいて最適化された生体信号値を出力するステップ、
を含むプログラムを実行するものである。当該プログラムは、ｗｅｂサーバー、クラウドサーバー、パーソナルコンピュータ、ワンボード型コンピュータ等に接続した記憶媒体に記憶され、これらの記憶媒体からプログラムを呼び出した後、コンピュータ上で実行する。The biological signal processing means, for example,
extracting feature values from the electrocardiogram signal and the blood flow pulse wave signal;
Substituting the extracted feature values into an algorithm;
applying a predetermined parameterized multiplier to the feature value in the algorithm;
Substituting a predetermined value for a multiplier of the algorithm;
a step of obtaining a difference between an output value of the algorithm into which the sequence values have been substituted and an actual measurement value;
obtaining the sum of squares of the difference values;
determining a multiplier when the difference value becomes a minimum value; and outputting an optimized biosignal value based on an algorithm formed by the determined multiplier.
The program is stored in a storage medium connected to a web server, a cloud server, a personal computer, a single-board computer, etc., and is called from the storage medium and then executed on the computer.
したがって、本発明は、一実施形態において、
生体から血流脈波を検出する為の光学的血流測定手段、
生体から心電図信号を検出する為の心電図信号検出手段、
目的とする生体信号（例えば、収縮期（最高）血圧値）を実測して実測血圧値を得る実測血圧値測定手段、
前記光学的血流測定手段及び前記心電図信号検出手段から特徴値（心電図におけるＲ波の出現時間、脈波立ち上がり時間、脈波のピーク時間等）を算出する特徴値算出手段、及び
下記のステップ（ｉ）、（ｉｉ）及び（ｉｉｉ）：
（ｉ）前記特徴値で形成された数式に変数化した乗数を付して形成されるアルゴリズム（下記（２）式又は（３）式）に対し、当該アルゴリズムの乗数を可変させて算出した値の平方和を形成するステップ、
（ｉｉ）前記平方和と実測血圧値との差が最小となる乗数を最適値として決定するステップ、及び
（ｉｉｉ）決定された最適値を前記乗数として代入した前記アルゴリズムに、前記特徴値を入力して、血圧値を算出するステップ、
を実行する信号処理手段、
を備えた生体情報連続測定装置である。Therefore, in one embodiment, the present invention provides
an optical blood flow measuring means for detecting a blood flow pulse wave from a living body;
an electrocardiogram signal detection means for detecting an electrocardiogram signal from a living body;
an actual blood pressure measurement means for measuring a target biological signal (e.g., a systolic (maximum) blood pressure value) to obtain an actual blood pressure value;
a feature value calculation means for calculating feature values (such as the appearance time of an R wave in an electrocardiogram, a pulse wave rise time, and a pulse wave peak time) from the optical blood flow measurement means and the electrocardiogram signal detection means; and the following steps (i), (ii) and (iii):
(i) a step of forming a sum of squares of values calculated by varying a multiplier of an algorithm (the following formula (2) or (3)) formed by adding a variable multiplier to a formula formed by the characteristic values;
(ii) determining, as an optimal value, a multiplier that minimizes the difference between the sum of squares and the actual blood pressure value; and (iii) inputting the feature value into the algorithm in which the determined optimal value is substituted as the multiplier, thereby calculating the blood pressure value.
signal processing means for performing
This is a device for continuously measuring biological information.
本発明は、生体情報に関係する値を、アルゴリズムから算出して得る場合、アルゴリズムを最適化した最適化アルゴリズムを形成することで、より的確な血圧推定値を得ることができ、例えば、血圧推定データに関連して得られる、脈波立ち上がり時間（Ｔｕ）、脈波伝播時間などから形成される血圧関連値（収縮期血圧等）を得る場合に数理最適化が適用可能であることから実施する形態としては、例えば、本発明を腕時計タイプ等のウェアラブル機器に適用した場合の形態、血液透析等の血液浄化時の血圧及び血流の患者に負担がない状態でのモニターによる血圧の急激な変化を検出可能な項目の時間軸を調整した表示機器等が例示される。 When values related to biological information are calculated from an algorithm, the present invention can obtain more accurate blood pressure estimates by optimizing the algorithm to create an optimization algorithm. For example, mathematical optimization can be applied to obtain blood pressure-related values (such as systolic blood pressure) formed from pulse wave rise time (Tu), pulse wave propagation time, etc., obtained in relation to blood pressure estimation data. Therefore, examples of possible implementations include a form in which the present invention is applied to a wearable device such as a wristwatch, or a display device that adjusts the time axis of items that can detect sudden changes in blood pressure when monitoring blood pressure and blood flow during blood purification such as hemodialysis without placing a burden on the patient.
尚、最適化の基準となる実測データは、例えば測定前の段階だけ、或いは、ある間隔をおいて実測データを得る場合が例示される。実測データは、例えば、血圧の推定して測定する場合は、カフ加圧型血圧計のような既存の血圧計を用いれば良く、これを基準値、計測期間中、透析開始の前後１回の場合や、例えば透析治療のような４時間近く患者を拘束する場合は、一定間隔で計測する場合が例示される。場合によっては、透析治療を始める最初の１回だけの場合もある。 Incidentally, the actual measurement data that serves as the basis for optimization may be obtained only before measurement, or at certain intervals. For example, when estimating and measuring blood pressure, an existing blood pressure monitor such as a cuff-type blood pressure monitor can be used, and this may be used as the reference value during the measurement period, once before and after the start of dialysis, or at regular intervals when the patient is restrained for nearly four hours, such as during dialysis treatment. In some cases, this may be only once at the beginning of dialysis treatment.
次に本発明の一実施形態について図１を参照して詳細に説明する。
参照番号１０１は、心電図入力部を示す。心電図入力部は、例えば、複数の電極及びそれぞれの電極と接続する電気リード線から成り、心臓を挟んだ状態で、電極を貼り付けて使用する部分である。電極としては、導電性の粘着ゲルと電気リード線の組み合わせの他、導電部材で形成され、指、手を接触させる構成のものが例示される。 Next, an embodiment of the present invention will be described in detail with reference to FIG.
Reference numeral 101 denotes an electrocardiogram input unit. The electrocardiogram input unit is, for example, composed of a plurality of electrodes and electrical lead wires connected to each electrode, and is used by attaching the electrodes in a state in which the heart is sandwiched between them. Examples of electrodes include a combination of conductive adhesive gel and electrical lead wires, as well as electrodes made of a conductive material that come into contact with fingers or hands.
参照番号１０２は、光電検出部であり、ＬＥＤと受光素子、レーザー発光素子と受光素子の一方又は両方からなる。参照番号１０３は、心電図検出部であり、アナログノイズフィルタ、アナログ増幅器を備え、少なくともＱＲＳ波のアナログ信号を形成する。心電図検出部１０３は、複数の電極入力から1つの誘導を形成する他、複数の種類が異なる誘導を形成し、ゆらぐＲ波時相の平均値、を求めるためのアナログ波形を形成してもよい。 Reference number 102 is a photoelectric detection unit, consisting of an LED and a light-receiving element, or a laser light-emitting element and a light-receiving element, or both. Reference number 103 is an electrocardiogram detection unit, which is equipped with an analog noise filter and an analog amplifier, and generates an analog signal of at least a QRS wave. In addition to forming one lead from multiple electrode inputs, the electrocardiogram detection unit 103 may also form multiple different types of leads and generate an analog waveform for determining the average value of the fluctuating R-wave phase.
参照番号１０４は、脈波入力部であり、光電検出部１０２でレーザー光又はＬＥＤ光を照射した生体を透過又は反射して得られる電気信号が入力され、入力された電気信号を電気的増幅を経て出力するものであり、ノイズフィルタを有する場合もある。参照番号１０５は、心電図用ＡＤコンバータであり、心電図アナログ信号を心電図デジタル信号に変換して出力する。参照番号１０６は、血流脈波用ＡＤコンバータであり、入力されたアナログ血流脈波をデジタル信号に変換する。参照番号１０７は、心電図用フィルタであり、デジタルフィルタで形成され、少なくともＱＲＳ波を検出する目的の高い周波数帯域を通過させるものであれば良い。デジタルフィルタは、既存のアルゴリズムで良く、演算能力が十分でない場合など場合によってはアナログフィルタの利用も可能である。Reference number 104 is a pulse wave input unit that receives the electrical signal obtained by the photoelectric detection unit 102 when laser light or LED light is irradiated through or reflected by a living body, and outputs the input electrical signal after electrically amplifying it. It may also have a noise filter. Reference number 105 is an AD converter for electrocardiograms that converts analog electrocardiogram signals into digital electrocardiogram signals and outputs them. Reference number 106 is an AD converter for blood flow pulse waves that converts the input analog blood flow pulse wave into a digital signal. Reference number 107 is an electrocardiogram filter that is formed from a digital filter and must pass at least the high frequency band required to detect QRS waves. The digital filter can be an existing algorithm, and in some cases, an analog filter can be used when computing power is insufficient.
参照番号１０８は、血流脈波用フィルタであり、デジタルフィルタで形成され、フィルタ通過後の血流脈波における特徴部位の振幅、時間が正確に得られるものであればよい。心電図用フィルタ１０７及び血流脈波用フィルタ１０８は、演算ユニット１０９の内部に組み込まれる場合もある。参照番号１０９は、演算ユニットであり、デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）、中央演算処理装置（ＣＰＵ）を含むコンピュータプロセッサ、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、読み出し専用メモリ（ＲＯＭ）等のメモリを有し、メモリに記憶されたプログラムを実行するものであって、ＲＲ間隔、脈波立ち上がり時間（Ｔｕ）、脈波伝播時間等の時間間隔の算出や振幅値の算出、数理最適化アルゴリズムを記憶し実行し、表示信号を出力する。参照番号１１０は、記憶ユニットであり、得られる最適化血圧関連情報、脈波伝播時間値、Ｔｕ値等を一時的又は継続的に記憶する。記憶ユニット１１０は、例えば透析治療の場合で示すように、少なくとも、透析治療時間（典型的には４時間近くの時間）の血圧関連値情報を記録する容量を備えたソリッドステートドライブ（ＳＳＤ）、ハードディスク（ＨＤ）、ＲＡＭ、不揮発性メモリの他、クラウド、サーバ等の外部に記憶できる装置、システムがあっても良い。Reference number 108 denotes a blood flow pulse wave filter, formed from a digital filter, that can accurately obtain the amplitude and time of characteristic parts of the blood flow pulse wave after passing through the filter. The electrocardiogram filter 107 and blood flow pulse wave filter 108 may be incorporated into the arithmetic unit 109. Reference number 109 denotes the arithmetic unit, which has a computer processor including a digital signal processor (DSP) and a central processing unit (CPU), and memories such as random access memory (RAM) and read-only memory (ROM), and executes programs stored in the memory, calculates time intervals such as the RR interval, pulse wave rise time (Tu), and pulse wave propagation time, calculates amplitude values, stores and executes mathematical optimization algorithms, and outputs display signals. Reference number 110 denotes a memory unit, which temporarily or continuously stores the obtained optimized blood pressure-related information, pulse wave propagation time values, Tu values, etc. For example, in the case of dialysis treatment, the storage unit 110 may be a solid state drive (SSD), hard disk (HD), RAM, or non-volatile memory with the capacity to record blood pressure-related value information for at least the duration of dialysis treatment (typically close to four hours), or it may be a device or system capable of storing information externally, such as on a cloud or server.
参照番号１１１は、血圧信号入力部である。血圧信号入力部の例としては、上腕、手首等に巻き付けて加圧可能なカフが挙げられる。１１２は血圧測定器である。この血圧測定器の例としては、既存の加圧型血圧測定器が挙げられる、少なくとも最高血圧を測定し、デジタル数値として出力する為のものであれば良い。血圧測定器が血圧値を数値で表示する場合は、その血圧値を演算ユニット１０９に手動で入力することができ、あるいは、血圧測定器が外部へ血圧値信号をデジタルデータとして出力する機能を備えている場合は、このデジタルデータを受信する機能を備えた演算ユニット１０９に自動的にデジタルデータを入力することができる場合もある。参照番号１１３は、表示ユニットであり、液晶ディスプレイ、ＬＥＤアレイよりなり、血流アナログ波形の表示、最適化した血圧（収縮期血圧）情報、脈波伝播時間、Ｔｕをリアルタイムで連続的に表示することができる。表示ユニット１１３は、演算ユニット１０９と一体化する場合の他、タブレット端末、スマートフォン端末、その他のパーソナルコンピュータ（ＰＣ）端末と無線、有線状態で接続し、それぞれの液晶端末で表示するものであってもよい。更に表示ユニット１１３は、通常とは異なる信号形態が生じたとき、アラート（光、音）等を発する構成を取り得る。 Reference numeral 111 denotes a blood pressure signal input unit. An example of a blood pressure signal input unit is a cuff that can be wrapped around the upper arm, wrist, etc. and inflated. Reference numeral 112 denotes a blood pressure measuring device. Examples of this blood pressure measuring device include existing pressure-type blood pressure measuring devices, as long as they are capable of measuring at least systolic blood pressure and outputting it as a digital value. If the blood pressure measuring device displays blood pressure values numerically, the blood pressure values can be manually input into the calculation unit 109. Alternatively, if the blood pressure measuring device has the function of outputting blood pressure value signals as digital data to the outside, the digital data can be automatically input into the calculation unit 109, which has the function of receiving this digital data. Reference numeral 113 denotes a display unit, which is composed of an LCD display and an LED array and can continuously display analog blood flow waveforms, optimized blood pressure (systolic blood pressure) information, pulse wave transit time, and Tu in real time. The display unit 113 may be integrated with the calculation unit 109, or it may be connected wirelessly or via a wire to a tablet terminal, smartphone terminal, or other personal computer (PC) terminal and display information on each LCD terminal. Furthermore, the display unit 113 can be configured to emit an alert (light, sound, etc.) when an unusual signal pattern occurs.
次に、図１に示した生体情報連続測定装置の一実施形態の動作を説明する。まず、測定を開始する前に、心電図入力部１０１の電極を生体の心電図計測部位へ貼着し、光電検出部１０２の血流脈波センサを指先、耳朶、その他血流脈波が検出できる部位へ装着する。更に、血圧信号入力部１１１を形成する血圧測定用カフを上腕に巻き付ける。測定開始前の初期設定時に、血圧測定器１１２を作動し、最高血圧（収縮期血圧）及び最低血圧（拡張期血圧）の値を得てこれを記憶ユニット１１０に一時的に記憶して心電図、及び血流脈波を測定開始する。 Next, the operation of one embodiment of the continuous biological information measurement device shown in Figure 1 will be described. First, before starting measurement, the electrodes of the electrocardiogram input unit 101 are attached to the electrocardiogram measurement site on the living body, and the blood flow pulse wave sensor of the photoelectric detection unit 102 is attached to the fingertip, earlobe, or other site where blood flow pulse waves can be detected. Furthermore, the blood pressure measurement cuff that forms the blood pressure signal input unit 111 is wrapped around the upper arm. During initial setup before starting measurement, the blood pressure measuring device 112 is activated, and the maximum blood pressure (systolic blood pressure) and minimum blood pressure (diastolic blood pressure) values are obtained and temporarily stored in the memory unit 110, and measurement of the electrocardiogram and blood flow pulse wave begins.
心電図入力部１０１から入力された心電図信号は心電図検出部１０３にてＱＲＳ波を検出し、心電図用ＡＤコンバータ１０５にてデジタル信号に変換され、心電図用フィルタ１０７に出力される。血流脈波用ＡＤコンバータ１０６では、アナログの血流脈波信号をデジタル血流脈波信号にＡＤ変換し、血流脈波用フィルタ１０８に出力される。血流脈波用フィルタ１０８では、血流脈波上でＴｕ（脈波の立ち上がり時間）、脈波伝播時間（ＰＴＴ又はＣ）の終点部を検出する為に必要な波形を抽出する為のフィルタ処理を行う。心電図用フィルタ１０７と血流脈波用フィルタ１０８の出力が、演算ユニット１０９に入力されると、脈波伝播時間を算出するアルゴリズム、ＲＲ（心電図のＲ波のピークとピークの時間幅）等が算出され、予め設定された目的の情報を得るためのアルゴリズムが呼び出され、脈波伝播時間等の数値が入力されて、目的とする値（例えば、収縮期血圧推定値及び拡張期血圧推定値）が算出される。 The electrocardiogram signal input from the electrocardiogram input unit 101 is detected by the electrocardiogram detection unit 103 for QRS wave detection, converted into a digital signal by the electrocardiogram AD converter 105, and output to the electrocardiogram filter 107. The blood flow pulse wave AD converter 106 AD converts the analog blood flow pulse wave signal into a digital blood flow pulse wave signal, which is output to the blood flow pulse wave filter 108. The blood flow pulse wave filter 108 performs filtering to extract the waveforms required to detect Tu (pulse wave rise time) and the end point of the pulse wave propagation time (PTT or C) on the blood flow pulse wave. When the outputs of the electrocardiogram filter 107 and the blood flow pulse wave filter 108 are input to the arithmetic unit 109, an algorithm for calculating the pulse wave transit time, RR (the time width between peaks of the R wave on the electrocardiogram), etc. is calculated, an algorithm for obtaining predetermined target information is called, numerical values such as the pulse wave transit time are input, and the target values (e.g., estimated systolic blood pressure and estimated diastolic blood pressure) are calculated.
算出された目的とする値は、記憶ユニット１１０に一時的に記憶され、更にこの値を実測した値に近づける為にアルゴリズムの最適化が行われ、アルゴリズムを構成する乗数が調整され、最適化アルゴリズムが形成され、記憶ユニット１１０に記憶される。実測値は、最初に測定される場合は、このまま、測定が行われ、最適化アルゴリズムに基づいた目的とする生体情報関連値に近づいた値が得られる。得られた値は、表示ユニット１１３の液晶デイスプレイに表示され、場合によっては、その他の値と共に、例えば、時間軸を圧縮した状態で並列な表示が行われることによって、医師、技士、看護士によって参照され、血圧の変化予測、その他の体調の変化を察知する表示として利用される。 The calculated target value is temporarily stored in the memory unit 110, and the algorithm is optimized to bring this value closer to the actually measured value. The multipliers that make up the algorithm are adjusted, an optimization algorithm is formed, and this is stored in the memory unit 110. When the actual measured value is measured for the first time, it is measured as is, and a value that is closer to the target bio-information-related value based on the optimization algorithm is obtained. The obtained value is displayed on the LCD display of the display unit 113, and in some cases, it is displayed in parallel with other values, for example with the time axis compressed, so that it can be referenced by doctors, technicians, and nurses and used as a display to predict changes in blood pressure and detect other changes in physical condition.
更に、例えば、血液透析中の所定時間経過後、タイマー機能等の作動により、演算ユニット１０９が再度、血圧測定器１１２を起動させ、実測値を得て、より的確な差最適化した目的とする血圧関連値を得る。当該最適化した目的とする生体関連値を得るための実測回数は、例えば透析治療時間中、初期段階のみ、又は、1時間間隔、３０分間隔、１５分間隔など適宜調整されるものが例示される。Furthermore, for example, after a predetermined time has elapsed during hemodialysis, the calculation unit 109 will activate the blood pressure measuring device 112 again by activating a timer function or the like, obtain actual measurements, and obtain a more accurate, optimized target blood pressure-related value. The number of measurements required to obtain the optimized target biological value may be adjusted as appropriate, for example, during the dialysis treatment, only in the early stages, or at 1-hour, 30-minute, or 15-minute intervals.
次に本発明の一実施形態を示すフローチャートを図２及び図３に示し説明する。参照番号２０１は、開始ステップであり、例えば血液透析治療及び測定を開始する準備が整った状態を示す。この場合、心電図測定用電極を備えた図１で示す心電図入力部１０１を患者の体に貼付装着し、血流脈波のセンサ等の光電検出部１０２を例えば、指先に装着する。更に、図１で示す血圧信号入力部１１１を構成する血圧測定用カフを上腕部に装着する。参照番号２０２は、血液透析治療が開始されたかどうかを判定する測定開始ステップであり、測定が開始（ｙｅｓ）されると、実測血圧値を測定するステップへ移行する。 Next, a flowchart illustrating one embodiment of the present invention is shown and explained in Figures 2 and 3. Reference number 201 is a start step, indicating, for example, a state in which preparations are complete to begin hemodialysis treatment and measurement. In this case, the electrocardiogram input unit 101 shown in Figure 1, which is equipped with electrodes for electrocardiogram measurement, is attached to the patient's body, and a photoelectric detection unit 102, such as a blood flow pulse wave sensor, is attached, for example, to a fingertip. Furthermore, a blood pressure measurement cuff, which constitutes the blood pressure signal input unit 111 shown in Figure 1, is attached to the upper arm. Reference number 202 is a measurement start step that determines whether hemodialysis treatment has started; once measurement has started (yes), the process proceeds to a step in which actual blood pressure values are measured.
既に測定継続中の場合（ｎｏ）は、比較用実測収縮期血圧値ＲＳＢＰが既に設定されたかどうかを判定するステップ２０７へ移行する。参照番号２０３は、実測血圧値を測定するステップであり、予め上腕に巻かれていたカフを加圧し、血圧（例えば、収縮期血圧）を測定する。本実施形態では、血圧推定値を求めることを目的とすることから、基準となる血圧を実測値として既存の方法により測定したものである。参照番号２０４は、実測値血圧情報を一時的にまたは継続的に記憶するステップであり、例えば複数回の血圧の測定を行い平均血圧を求める場合等の為に個々の実測血圧値を記憶する。参照番号２０５は、比較用実測収縮期血圧値を設定するステップであり、実測血圧値中の収縮期血圧値ＲＳＢＰｎを設定する。収縮期血圧値ＲＳＢＰｎは、例えば複数回（ｎ回）実測して得られる複数個の収縮期血圧値や、1回実測して得られる収縮期血圧値を示す。If measurement is already ongoing (no), the process proceeds to step 207, where it is determined whether a comparative actual systolic blood pressure value RSBP has already been set. Reference numeral 203 is the step of measuring the actual blood pressure value, inflating the cuff previously wrapped around the upper arm, and measuring blood pressure (e.g., systolic blood pressure). In this embodiment, since the purpose is to obtain an estimated blood pressure value, the reference blood pressure is measured using an existing method as the actual blood pressure value. Reference numeral 204 is the step of temporarily or continuously storing the actual blood pressure information, for example, storing individual actual blood pressure values when performing multiple blood pressure measurements to obtain an average blood pressure. Reference numeral 205 is the step of setting a comparative actual systolic blood pressure value, in which a systolic blood pressure value RSBPn is set among the actual blood pressure values. The systolic blood pressure value RSBPn may represent, for example, multiple systolic blood pressure values obtained by multiple (n) actual measurements, or a systolic blood pressure value obtained by a single actual measurement.
参照番号２０６は、比較用実測収縮期血圧値ＲＳＢＰを設定するステップであり、複数回実測して得られた収縮期血圧値ＲＳＢＰｎ値を平均するか、１つを選択するかして比較用実測収縮期血圧値ＲＳＢＰを設定したり、１回実測して得られる収縮期血圧値ＲＳＢＰｎ（ｎ＝１）を比較用実測収縮期血圧値ＲＳＢＰとして決定するステップである。尚、本実施形態では、患者に負担を与えない血圧測定として１回の実測により得られる収縮期血圧値ＲＳＢＰｎ（ｎ＝１）を比較用実測収縮期血圧値ＲＳＢＰとして決定することが好ましい。参照番号２０７は、最適化するための比較用実測収縮期血圧値ＲＳＢＰが既に設定されているかどうか判定するステップであり、既に設定されている場合（ｙｅｓ）は、ステップ２０８へ移行し、設定されていない場合又は定期的に測定して設定する場合（ｎｏ）は、ステップ２０３へ移行し、実測血圧値を測定する。Reference numeral 206 is a step for setting a comparative measured systolic blood pressure value RSBP. This step involves either averaging the systolic blood pressure values RSBPn obtained from multiple measurements or selecting one to set the comparative measured systolic blood pressure value RSBP, or determining the systolic blood pressure value RSBPn (n = 1) obtained from a single measurement as the comparative measured systolic blood pressure value RSBP. In this embodiment, it is preferable to determine the systolic blood pressure value RSBPn (n = 1) obtained from a single measurement, which is a blood pressure measurement that does not burden the patient, as the comparative measured systolic blood pressure value RSBP. Reference numeral 207 is a step for determining whether a comparative measured systolic blood pressure value RSBP for optimization has already been set. If it has already been set (yes), proceed to step 208. If it has not been set or if it will be set by periodic measurement (no), proceed to step 203 and measure the measured blood pressure value.
参照番号２０８は、実測血圧値を、既に設定されている比較用実測収縮期血圧値ＲＳＢＰに置き換えるステップである。参照番号２０９は、血流脈波及び心電図信号を入力するステップであり、図１で示す血流脈波及び心電図信号を心電図入力部１０１及び光電検出部１０２から得られたアナログ電気信号をデジタル信号に変換する。参照番号２１０は、フィルタステップであり、既知のデジタルフィルタ用のプログラムルーチンで構成され、目的とする波形情報を得るためにそれ以外のノイズ情報を削除するステップである。Reference number 208 is a step in which the measured blood pressure value is replaced with the already set comparative measured systolic blood pressure value RSBP. Reference number 209 is a step in which the blood flow pulse wave and electrocardiogram signal are input, and the blood flow pulse wave and electrocardiogram signal shown in Figure 1 are converted from analog electrical signals obtained from the electrocardiogram input unit 101 and photoelectric detection unit 102 into digital signals. Reference number 210 is a filtering step, which is composed of a program routine for a known digital filter and is a step in which other noise information is removed to obtain the desired waveform information.
参照番号２１１は、血流脈波データ及び心電図データとしてデータ化するステップであり、例えば時間軸を共通とするデータ列に変換するためのステップである。参照番号２１２は、（３）式に代入するＲＲ間隔、脈波立ち上がり時間（Ｔｕ）、脈波伝播時間（Ｃ）を、血流脈波データと心電図データから得て一時的に記憶させるステップである。 Reference number 211 is a step for converting the data into blood flow pulse wave data and electrocardiogram data, for example, into a data string with a common time axis. Reference number 212 is a step for obtaining the RR interval, pulse wave rise time (Tu), and pulse wave propagation time (C) to be substituted into equation (3) from the blood flow pulse wave data and electrocardiogram data and temporarily storing them.
参照番号２１３は、平均値を算出できるか判断するステップであり、平均値を求めるための繰り返し測定を行い、一時的に記憶させるステップである。参照番号２１４は、所定数のＲＲ間隔等を加算平均して平均値ＲＲａｖｅ、Ｔｕａｖｅ、Ｃａｖｅを得るステップである。 Reference numeral 213 is a step of determining whether the average values can be calculated, performing repeated measurements to obtain the average values, and temporarily storing the results. Reference numeral 214 is a step of averaging a predetermined number of RR intervals, etc., to obtain average values RRave , Tuave , and Cave .
図２における参照番号００で示す端末は、図３の参照番号００で示す端末と接続する。図３において、参照番号２１５は乗数ａ，ｘ，ｙ，ｚに代入する変数（ｎ，ｍ）を設定するステップである。変数（ｎ，ｍ）は、例えばｍ個の互いに異なる数値（ｍ１，ｍ２，ｍ３・・・ｍｍ）を含む１つのグループがｎ個（ｎ１、ｎ２、ｎ３・・・ｎｎ）存在する構成を表現するものである。The terminal designated by reference number 00 in Figure 2 connects to the terminal designated by reference number 00 in Figure 3. In Figure 3, reference number 215 is the step of setting variables (n, m) to be substituted for the multipliers a, x, y, and z. The variables (n, m) represent a configuration in which there are n groups (n1, n2, n3...nn), each containing m mutually different numerical values (m1, m2, m3...mm).
参照番号２１６は、最初のグループｎの１番目のグループを指定するステップを示す。参照番号２１７は、指定したグループの最初のｍの値（ｍ１）を指定する状態を示す。当該変数ｍは、一例であって、変数間隔、変数の性質により適宜選択して使用されればよい。参照番号２１８は、（３）式に変数化した乗数を組み合わせたアルゴリズムを示し、ｎグループのｍ番目の変数を乗数としたＣＳＢＰｎ，ｍ値を求めるステップである。Reference number 216 indicates the step of specifying the first group of the first group n. Reference number 217 indicates the state of specifying the first m value (m1) of the specified group. The variable m is just an example, and may be selected appropriately depending on the variable interval and the properties of the variable. Reference number 218 indicates an algorithm that combines a variable multiplier with equation (3), and is the step of finding the CSBPn,m value using the mth variable of the nth group as the multiplier.
参照番号２１９は、ＣＳＢＰｎ，ｍと実測して得られた比較用実測収縮期血圧値ＲＳＢＰの差分値をとり一時的に記憶するステップである。実測値は、直近で測定された実測値であり、直近とは、予め設定された時間間隔の他、測定開始時に実測した値だけの場合は、測定開始時の実測値を示す場合もある。参照番号２２０は、ｎグループ上でのｍ番目の数値が最後の数値（ｍｍ）か判断するステップである。参照番号２２１は、ｍ番目の数値が最後でない場合、次のｍ番目の数値を指定するステップである。参照番号２２２は、ｎグループのｍ番目の数値が最後の数値（ｍｍ）の場合にｍ個の算出された差分値の平方和を算出するステップである。このステップでは、ｎ番目のグループのｍ個の差分値データを一時的に記憶している。Reference number 219 is a step for calculating and temporarily storing the difference between CSBPn,m and the comparative measured systolic blood pressure value RSBP obtained by actual measurement. The measured value is the most recent measured value; the most recent may refer to a value measured at a preset time interval, or, if only the value measured at the start of measurement is used, the measured value at the start of measurement. Reference number 220 is a step for determining whether the mth value in the nth group is the last value (mm). Reference number 221 is a step for specifying the next mth value if the mth value is not the last. Reference number 222 is a step for calculating the sum of squares of m calculated difference values when the mth value in the nth group is the last value (mm). In this step, m difference value data for the nth group are temporarily stored.
参照番号２２３はｎ番目のグループが最後のグループかどうか判断するステップである。参照番号２２４は、ｎ番目のグループの次のｎ＋１番目のグループを指定するステップである。参照番号２２５は、平方和の最小値を決定するステップである。Reference number 223 is a step that determines whether the nth group is the last group. Reference number 224 is a step that specifies the (n+1)th group that follows the nth group. Reference number 225 is a step that determines the minimum sum of squares.
本実施形態は、各グループのｍ個の数値を乗数として、計算させたｎ個の平方和から最小値を決定しているが、予め最小値の目安を設定した場合は、その目安の値に近い数値を最小化とする場合や、ｎグループ全ての値を計算せず、途中でＣＳＢＰｎ，ｍ値が殆ど変化しない状態となった場合の数値でもよい。 In this embodiment, the minimum value is determined from the calculated n sums of squares using the m numerical values of each group as multipliers, but if a target minimum value is set in advance, a numerical value close to that target value may be minimized, or the values for all n groups may not be calculated, and the value obtained when the CSBPn,m value changes very little along the way may be used.
参照番号２２６は、ｘ，ｙ，ｚ，ａの値を決定するステップであり、最小値となったＣＳＢＰｎ，ｍ値から対応するｘ，ｙ，ｚ，ａの値を求める。参照番号２２５は、終了ステップで、図２及び図３で示すルーチンが終了した状態を示すものであって、最適化した収縮期血圧ＳＢＰ値を算出可能な状態になったアルゴリズムを構成し、出力するものである。この最適化した収縮期血圧ＳＢＰ算出アルゴリズムは、メインルーチンに相当するルーチンワーク上で次の実測血圧が計測されるまで動作する。 Reference number 226 is the step for determining the values of x, y, z, and a, and the corresponding x, y, z, and a values are found from the smallest CSBPn and m values. Reference number 225 is the end step, indicating the state when the routine shown in Figures 2 and 3 has ended, and constructs and outputs an algorithm that is now capable of calculating an optimized systolic blood pressure (SBP) value. This optimized systolic blood pressure (SBP) calculation algorithm operates in the routine work corresponding to the main routine until the next actual blood pressure is measured.
次に図２及び図３で示す実施形態の動作を説明する。血液透析治療を開始する際、心電図用の電極、血流脈波を計測する為のセンサの装着、上腕部に血圧測定用カフを装着する準備を行いながら装置を駆動させる（ステップ２０１）。尚、本実施形態は、推定した収縮期血圧算出用アルゴリズム決定の為のルーチンであることから、ステップ２０１の段階で、既に収縮期血圧推定アルゴリズムが決定している場合や実測血圧が実測されている場合もあることから、既に実測血圧測定がされ比較用実測収縮期血圧値ＲＳＢＰが決定されている場合（ステップ２０７）は、先に設定された比較用実測収縮期血圧値ＲＳＢＰを使用する（ステップ２０８）。 Next, the operation of the embodiment shown in Figures 2 and 3 will be described. When starting hemodialysis treatment, the device is operated while preparations are made to attach electrodes for electrocardiograms, a sensor for measuring blood flow pulse waves, and a blood pressure measurement cuff to the upper arm (step 201). Note that since this embodiment is a routine for determining the algorithm for calculating estimated systolic blood pressure, the systolic blood pressure estimation algorithm may already have been determined or actual blood pressure may have already been measured at the step 201 stage. Therefore, if actual blood pressure has already been measured and a comparative actual systolic blood pressure value RSBP has been determined (step 207), the previously set comparative actual systolic blood pressure value RSBP is used (step 208).
比較用実測収縮期血圧値ＲＳＢＰが設定されていない場合（ステップ２０７（ｙｅｓ））は、実測血圧値を測定するステップ２０３へ移行する。血圧測定器は既成の血圧計であることができる。血圧計は、演算ユニット１０９の命令信号を受けて測定開始と同時に自動的に駆動する構成であってもよい。血圧計より測定した血圧値を演算ユニット１０９を介して例えば図１の記憶ユニット１１０に一時的に記憶し（ステップ２０４）、一時的に記憶した血圧値から収縮期血圧値ＲＳＢＰｎを設定する（ステップ２０５）。複数の収縮期血圧値ＲＳＢＰｎから平均値を求める場合は、ステップ２０６で収縮期血圧値ＲＳＢＰｎを所定数読み出し、平均値を比較用実測収縮期血圧値ＲＳＢＰとする。平均値を必要とせず、１回の実測により比較用実測収縮期血圧値ＲＳＢＰを設定する場合は、１つの収縮期血圧値ＲＳＢＰｎを比較用実測収縮期血圧値ＲＳＢＰとする。 If the comparative measured systolic blood pressure value RSBP has not been set (step 207 (yes)), the process proceeds to step 203, where the measured blood pressure value is measured. The blood pressure measuring device can be a conventional blood pressure monitor. The blood pressure monitor may be configured to automatically operate upon receiving a command signal from the calculation unit 109 and simultaneously starting measurement. The blood pressure values measured by the blood pressure monitor are temporarily stored in the memory unit 110 shown in FIG. 1 via the calculation unit 109 (step 204), and the systolic blood pressure value RSBPn is set from the temporarily stored blood pressure values (step 205). If an average value is to be calculated from multiple systolic blood pressure values RSBPn, a predetermined number of systolic blood pressure values RSBPn are read in step 206, and the average value is used as the comparative measured systolic blood pressure value RSBP. If an average value is not required and the comparative measured systolic blood pressure value RSBP is set from a single measurement, one systolic blood pressure value RSBPn is used as the comparative measured systolic blood pressure value RSBP.
図１で示す心電図入力部１０１、光電検出部１０２を介して血流脈波及び心電図信号を入力し、心電図用ＡＤコンバータ１０５、血流脈波用ＡＤコンバータ１０６でデイジタル信号に変換した後（ステップ２０９）、デジタルフィルタで必要な周波数帯域であってノイズを除去する信号を取りだし（ステップ２１０）、血流脈波データ及び心電図データを同一の時間軸において、データを形成し（ステップ２１１）、ＲＲ、Ｔｕ、Ｃ等のパラメータを算出し、一時記憶する（ステップ２１２）。これらのパラメータは一心拍毎にデータになるが、所定の時間間隔内の心拍数を積算して（ステップ２１３）平均値を算出する（ステップ２１４）。次に（３）式にＲＲ、Ｔｕ及びＣを代入し、最適化するためのアルゴリズムを構成するための乗数を設定する（ステップ２１５）。 The blood flow pulse wave and electrocardiogram signals are input via the electrocardiogram input unit 101 and photoelectric detection unit 102 shown in Figure 1 and converted to digital signals by the electrocardiogram AD converter 105 and blood flow pulse wave AD converter 106 (step 209). A digital filter extracts a signal with the required frequency band and noise removed (step 210). The blood flow pulse wave data and electrocardiogram data are then formed on the same time axis (step 211), and parameters such as RR, Tu, and C are calculated and temporarily stored (step 212). These parameters are obtained for each heartbeat, and are integrated over the number of heartbeats within a specified time interval (step 213) to calculate the average value (step 214). Next, RR, Tu, and C are substituted into equation (3) to set multipliers for constructing an optimization algorithm (step 215).
１つの数値に決定されるまでの付される乗数は、例えば、ｎ個のグループであって、１グループにｍ個の異なる数値が格納されている状態を示す。このグループ分けは、１つの乗数用の数の列を一定数で分割して使用する場合等もある。ここでは、ｎ番目のグループを指定する（ステップ２１６）。更にこのｎ１番目のグループ内の最初の数値ｍ１を指定し（ステップ２１７）、ＣＳＢＰｎ，ｍの式に代入して値を得る（ステップ２１８）。 The multipliers added until a single value is determined are, for example, n groups, with m different values stored in each group. This grouping can also be done by dividing a string of numbers for a single multiplier by a fixed number. Here, the nth group is specified (step 216). Then, the first value m1 in this n1th group is specified (step 217), and this is substituted into the CSBPn,m formula to obtain a value (step 218).
この値と実測した比較用実測収縮期血圧値ＲＳＢＰの差分値を得る（ステップ２１９）。このｍ値が最後の値に相当するか判定し（ステップ２２０）、最後でない場合（ｎｏ）は、ステップ２２１へ移行し、次のｍ値を指定して、ステップ２１８で、ＣＳＢＰｎ，ｍ値を求める。最後になる場合（ｙｅｓ）は、ｎ１グループの差分値について、平均値を取った後、平方和ＤＦＳを求める（ステップ２２２）。ステップ２２３では、平方和ＤＦＳを求めたグループが最後のグループになるかどうか判定し、最後のグループではない場合（ｎｏ）は、次のｎ＋１番目のグループを指定し（ステップ２２４）、ｎ＋１番目の新たなグループの最初のｍ値を代入するステップ２１７へ移行する。 The difference between this value and the actual measured systolic blood pressure value RSBP for comparison is obtained (step 219). A determination is made as to whether this m value corresponds to the last value (step 220). If it is not the last (no), proceed to step 221, specify the next m value, and obtain the CSBPn,m value in step 218. If it is the last (yes), the average is taken for the difference values of n1 groups, and then the sum of squares DFS is obtained (step 222). In step 223, it is determined whether the group for which the sum of squares DFS was obtained is the last group. If it is not the last group (no), specify the next n+1th group (step 224), and proceed to step 217, where the first m value of the new n+1th group is assigned.
最後のグループの場合（ｙｅｓ）は、ステップ２２５で、ＤＦＳ値の最小値を決定し、最小値に該当する（３）式から乗数（ａ，ｘ，ｙ，ｚ）を決定する（ステップ２２６）。この決定によりルーチンは終了し（ステップ２２７）、次の実測血圧値の測定まで、これら乗数を用いて、最適化した（３）式を形成する。If it is the last group (yes), in step 225, the minimum DFS value is determined, and the multipliers (a, x, y, z) from equation (3) corresponding to the minimum value are determined (step 226). Upon this determination, the routine ends (step 227), and these multipliers are used to form an optimized equation (3) until the next actual blood pressure measurement.
以上の動作説明から、最適化した収縮期血圧推定式が形成でき、連続的な血圧推定値が得られる。 From the above operational explanation, an optimized systolic blood pressure estimation equation can be formed, and continuous blood pressure estimates can be obtained.
次に上記実施形態で示した最適化収縮期血圧推定式に基づいて実際に臨床実験をした際の実施例を説明する。 Next, we will explain an example of an actual clinical experiment based on the optimized systolic blood pressure estimation formula shown in the above embodiment.
実施例１１：血液透析治療における臨床実験
実測用血圧測定を行う為の血液透析患者の上腕にカフを装着し、心電図測定を行う為の心電電極を胸の右側に、心電電極が胸の左側に、心電電極が鎖骨部に装着した。更に血流脈波信号を検出する為に、脈波計、またはレーザー血流計用のセンサをブラッドアクセスのための穿刺側の指先に、それぞれ装着した。 Example 11: Clinical experiment in hemodialysis treatment
A cuff was attached to the upper arm of the hemodialysis patient to measure actual blood pressure, and electrocardiogram electrodes were attached to the right side of the chest, the left side of the chest, and the clavicle to measure electrocardiograms.Furthermore, to detect blood flow pulse wave signals, a sensor for a pulse wave meter or a laser blood flow meter was attached to the fingertip on the side where blood access was to be performed.
透析開始前に、心電図及び血流脈波の計測を始めた。透析を開始し、透析直前、及び透析開始から１０分～３０分置きに上腕用カフで血圧の測定を行い、実測血圧値を得た。血液透析を一般的な時間（３から５時間程度）行った。透析前及び透析時における一定間隔間で実測した実測血圧値と、心電計、脈波または血流計を用いて波形記録をデジタル信号に変換し、このデジタル信号を数値表示化し、更にデータ形式（ＣＳＶ、ＴＸＴ等）で記録した。 Before dialysis began, electrocardiogram and blood flow pulse wave measurements were taken. Dialysis was then started, and blood pressure was measured using an upper arm cuff immediately before dialysis began and every 10 to 30 minutes after dialysis began, to obtain actual blood pressure values. Hemodialysis was performed for a typical period (approximately 3 to 5 hours). Actual blood pressure values measured at regular intervals before and during dialysis, as well as waveform records using an electrocardiograph, pulse wave, or blood flow meter, were converted into digital signals, and these digital signals were displayed numerically and recorded in a data format (CSV, TXT, etc.).
透析完了後、記録したデータをデジタルフィルタでろ波した後、心拍速度（ＲＲ間隔）、脈波伝搬時間（Ｃ）、脈波立ち上がり時間（Ｔｕ）を抽出した。これらのパラメータについて、所定時間間隔（実測血圧測定の前後３０秒間）での平均値を算出する。カフで実測血圧を記録した時間内の、前記した解析結果の平均値を導き出し、（１）式に代入する。 After dialysis was completed, the recorded data was filtered using a digital filter, and the heart rate (RR interval), pulse wave transit time (C), and pulse wave rise time (Tu) were extracted. Average values for these parameters were calculated over a specified time interval (30 seconds before and after the actual blood pressure measurement). The average value of the above analysis results within the time period during which the actual blood pressure was recorded using the cuff was calculated and substituted into equation (1).
定期的に測定する実測血圧値の直近の実測血圧値に基づいて、（１）式に対し、乗数（ａ，ｘ，ｙ，ｚ）を付加して（２）式を形成する。（２）式に対し、この乗数（ａ，ｘ，ｙ，ｚ）を変化させながら、実測値との差が最小となる数理最適化（例えば、Ｅｘｃｅｌ（登録商標）Ｓｏｌｖｅｒを用いる）を行うことで、乗数（ａ，ｘ，ｙ，ｚ）を決定し、最適化したＳＢＰの推定値を求める。Ｋは個人値であり、ＳＢＰ値を更に実測血圧値に近似させるための値である。前の実測血圧から次の実測血圧値の間は、上記前の実測血圧値に基づいて心拍速度（ＲＲ時間）、脈波伝搬時間（Ｃ）、脈波立ち上がり時間（Ｔｕ）を（１）式に代入し、更に（２）式で示す（計算血圧相関値＝ｆ（ａ，ｘ＾ｂ，ｙ＾ｃ，ｚ＾ｄ）（ａ，ｂ，ｃ，ｄ：定数，ｘ：心拍速度，ｙ：脈波伝搬速度，ｚ：脈波立ち上がり時間）を形成して乗数（ａ，ｘ，ｙ，ｚ）を決定し、ＳＢＰ（収縮期血圧）推定値を得た。 Equation (2) is formed by adding multipliers (a, x, y, z) to equation (1) based on the most recent actual blood pressure value, which is measured periodically. By varying the multipliers (a, x, y, z) in equation (2) and performing mathematical optimization (for example, using Excel (registered trademark) Solver) that minimizes the difference from the actual measured value, the multipliers (a, x, y, z) are determined and an optimized SBP estimate is obtained. K is an individual value that further approximates the SBP value to the actual blood pressure value. Between the previous and next measured blood pressure values, the heart rate (RR time), pulse wave propagation time (C), and pulse wave rise time (Tu) were substituted into equation (1) based on the previous measured blood pressure value, and the calculated blood pressure correlation value = f(a, x^b, y^c, z^d) (a, b, c, d: constants, x: heart rate, y: pulse wave propagation velocity, z: pulse wave rise time) shown in equation (2) was formed to determine the multipliers (a, x, y, z) and obtain an estimated SBP (systolic blood pressure).
結果を図４に示す。実測した収縮期血圧値と、一定時間間隔で測定した実測血圧値は、おおよそ一致する状態となっており、連続した血圧測定が可能となっている。この際、複数人、複数回のデータを最適化することにより、より正確な式を導き出すことができる。 The results are shown in Figure 4. The actual systolic blood pressure value and the actual blood pressure value measured at regular intervals roughly match, making continuous blood pressure measurement possible. By optimizing data from multiple people and multiple times, a more accurate formula can be derived.
上記実施例１では、透析治療後にデータを処理して、連続した収縮期血圧データを得ているが、図２及び図３で示す最適化アルゴリズムを使用して、リアルタイムでの血圧変動を測定することも可能である。 In Example 1 above, data is processed after dialysis treatment to obtain continuous systolic blood pressure data, but it is also possible to measure blood pressure fluctuations in real time using the optimization algorithms shown in Figures 2 and 3.
実施例２：運動負荷による血圧変化測定
本実施例では、健常人に計画的に負荷を与えながら、血圧推定値の為の心電図、血流脈波の測定を行い、収縮期血圧推定値を算出した。より具体的には、運動する被験者（健常人）に対し心電計（左胸上部）と血流計又は脈波計のセンサ（耳たぶ）を装着し、血流脈波と心電図の測定を開始し、上腕用カフで血圧の測定を以下のタイミングで行い実測血圧値を得た。測定は、平常時→運動低負荷→平常時（２回）→運動中負荷→平常時（２回）→運動高負荷→平常時（２回）の順序で、（）内の回数行った。 Example 2: Measurement of Blood Pressure Changes Due to Exercise Load In this example, a healthy subject was systematically loaded with an electrocardiogram and blood flow pulse wave measurements for blood pressure estimation, and an estimated systolic blood pressure was calculated. More specifically, an electrocardiograph (on the left upper chest) and a blood flow meter or pulse wave meter sensor (on the earlobe) were attached to the exercising subject (healthy subject). Measurement of blood flow pulse wave and electrocardiogram was initiated, and blood pressure was measured using an upper arm cuff at the following times to obtain actual blood pressure values. Measurements were taken in the following order: normal → low exercise load → normal (2 times) → medium exercise load → normal (2 times) → high exercise load → normal (2 times), with the number of times shown in parentheses.
実測血圧値と、心電計、脈波または血流計を用いて得られた波形記録をデジタル信号に変換し、データ形式（ＣＳＶ、ＴＸＴ等）でデータに変換して一時的に記憶した。運動負荷終了後、記録したデータから心拍速度（ＲＲ時間）、脈波伝搬時間（Ｃ）、脈波立ち上がり時間（Ｔｕ）を抽出した。これらのパラメータについて、所定時間間隔（実測血圧測定の前後３０秒間）での平均値を算出した。カフで実測血圧を記録した時間内の、前記した解析結果の平均値を導き出し、（１）式に代入した。 Actual blood pressure measurements and waveform records obtained using an electrocardiograph, pulse wave, or blood flow meter were converted into digital signals, converted into data in a data format (CSV, TXT, etc.), and temporarily stored. After the exercise load was completed, heart rate (RR time), pulse wave propagation time (C), and pulse wave rise time (Tu) were extracted from the recorded data. Average values for these parameters were calculated over a specified time interval (30 seconds before and after the actual blood pressure measurement). The average value of the above analysis results within the time period when the actual blood pressure was recorded using the cuff was derived and substituted into equation (1).
定期的に測定する実測血圧値の直近の実測血圧値に基づいて、（１）式に対し、乗数（ａ，ｘ，ｙ，ｚ）を付加して（２）式又は（３）式を形成した。（２）式又は（３）式に対し、この乗数（ａ，ｘ，ｙ，ｚ）を変化させながら、実測値との差が最小となる数理最適化（例えば、Ｅｘｃｅｌ（登録商標）Ｓｏｌｖｅｒを用いる）を行うことで、乗数（ａ，ｘ，ｙ，ｚ）を決定し、最適化したＳＢＰ推定値を求めた。Ｋは個人値であり、ＳＢＰ推定値を更に実測血圧値に近似させるための値である。Ｋは、被測定者ごとの値であり、あらかじめ設定した値である。Equation (2) or (3) was formed by adding multipliers (a, x, y, z) to equation (1) based on the most recent actual blood pressure values measured periodically. While varying the multipliers (a, x, y, z) for equation (2) or (3), mathematical optimization (using Excel (registered trademark) Solver, for example) was performed to minimize the difference from the actual measured value, thereby determining the multipliers (a, x, y, z) and obtaining an optimized SBP estimate. K is an individual value that further approximates the SBP estimate to the actual blood pressure value. K is a preset value that is specific to each subject.
結果を図５に示す。最適化した乗数をもつ（２）式により、収縮期血圧の推定値が、実測血圧値とおおよそ同一の変化を示すことが得られた。上記の実施例１及び２は、測定を最初に全て行い、リアルタイムでデジタル信号に変換した後、ＴＸＴ、ＣＳＶ等の形式で記憶しておき、最後に、Ｒ－Ｒ間隔、Ｔｕ、Ｃ値を求めているが、あくまで本発明の一実施形態の効果を示す実施例であり、心電図、血流脈波信号のアナログ値をデジタル値に変換した後、リアルタイムでＲ－Ｒ値、Ｃ値、Ｔｕ値を算出し、（２）式又は（３）式にこれらの値を代入して、更に変数化した乗数の演算から最適化の為の乗数を決定したアルゴリズムを決定することにより、血圧推定値を求める場合もある。The results are shown in Figure 5. Using equation (2) with the optimized multiplier, it was found that the estimated systolic blood pressure showed roughly the same changes as the actually measured blood pressure. In Examples 1 and 2 above, all measurements were first taken, converted into digital signals in real time, and then stored in formats such as TXT or CSV. Finally, the R-R interval, Tu, and C values were calculated. However, these are merely examples that demonstrate the effects of one embodiment of the present invention. In other cases, estimated blood pressure values can be calculated by converting the analog values of the electrocardiogram and blood flow pulse wave signals into digital values, calculating the R-R value, C value, and Tu value in real time, substituting these values into equation (2) or (3), and then determining an algorithm that determines the optimized multiplier from the calculation of the variable multiplier.
実施例３（健常者（３０代男性）運動負荷（中腰状態と起立状態の繰り返し）による血圧変化測定）
健常者に対して行った運動負荷による血圧変化測定を図６を参照して説明する。図６（ａ）において、６０１は上記実施形態の生体情報連続測定装置であり、６０２は脈波入力部であり、６０３は心電図入力部であり、６０２及び６０３はそれぞれ図１で示す１０１、１０２に相当する。６０４は、脈波センサであり、光源と受光用トランジスタを反射又は透過仕様で形成されたものであって、耳朶を挟持装着する構成を有する。６０５は、心電図用電極であって、一誘導電極からなる。心電図用電極６０５は自己貼着タイプのものが例示されるが、固定用ベルト等の他の固定部材を用いる場合もある。６０６は、比較用連続血圧計であって、ここでは、フィナプレス（Finapress）血圧計（Finapres Medical Systems B.V.社製Finometer model 1）を比較用測定装置として用いた。６０７は、比較連続血圧計用指先センサであり、指先に巻かれて使用される空気圧で膨張収縮するカフと指先の圧脈波を検出するセンサとで形成されている。比較連続血圧計用指先センサ６０７と、基準用カフ型血圧計６０８は従来の加圧カフ型血圧計であり、上記実施形態の生体情報連続測定装置６０１、比較用連続血圧計６０６の校正用、及び、基準となる血圧測定用である。６０９は、上腕用カフであり、加圧カフ型血圧計６０８と接続する血圧測定用の空気圧による膨張収縮するカフ及びセンサを組み合わせた既存のものが例示される。また、上腕用カフは、比較用連続血圧計６０６で算出される血圧値の校正するために使用される場合もある。６１０は、椅子であり、上記実施形態の生体情報連続測定装置６０１、及び、比較用連続血圧計の校正を行う際、被験者６Ｍが座るために用いたり、低温負荷実験時に被験者６Ｍが、低温負荷実験の際、座るためのものである。図６（ｂ）において、６１１は、冷水容器であり、手が入れられる程度の大きさの容器に負荷に適した温度の冷水を入れておく。Example 3 (measurement of blood pressure changes due to exercise load (alternately squatting and standing) in a healthy subject (male in his 30s))
Measurement of blood pressure changes due to exercise load in a healthy subject will be described with reference to Figure 6. In Figure 6(a), 601 denotes the continuous biological information measurement device of the above embodiment, 602 denotes a pulse wave input unit, and 603 denotes an electrocardiogram input unit. 602 and 603 correspond to 101 and 102, respectively, shown in Figure 1. 604 denotes a pulse wave sensor, which is formed with a light source and a light-receiving transistor in a reflective or transmissive configuration and is configured to be clamped and worn around the earlobe. 605 denotes an electrocardiogram electrode, consisting of one lead electrode. While the electrocardiogram electrode 605 is exemplified by a self-adhesive type, other fixing members such as a fixing belt may also be used. 606 denotes a comparative continuous blood pressure monitor. In this example, a Finapres blood pressure monitor (Finapress model 1 manufactured by Finapres Medical Systems BV) was used as the comparative measurement device. Reference numeral 607 denotes a fingertip sensor for the comparative continuous sphygmomanometer, which is composed of a cuff that is wrapped around a fingertip and inflates and deflates with air pressure, and a sensor that detects pressure pulse waves at the fingertip. The fingertip sensor for the comparative continuous sphygmomanometer 607 and the reference cuff-type sphygmomanometer 608 are conventional pressure cuff-type sphygmomanometers used for calibrating the continuous biological information measurement device 601 and the comparative continuous sphygmomanometer 606 of the above embodiment and for measuring reference blood pressure. Reference numeral 609 denotes an upper arm cuff, which may be an existing combination of a cuff that inflates and deflates with air pressure for blood pressure measurement connected to the pressure cuff-type sphygmomanometer 608 and a sensor. The upper arm cuff may also be used to calibrate the blood pressure values calculated by the comparative continuous sphygmomanometer 606. Reference numeral 610 denotes a chair on which the subject 6M sits when calibrating the continuous biological information measurement device 601 and the comparative continuous sphygmomanometer of the above embodiment, or on which the subject 6M sits during a low-temperature stress experiment. In FIG. 6B, reference numeral 611 denotes a cold water container, which is large enough to put your hand in and contains cold water at a temperature suitable for the load.
測定機器の装着
１．被験者６Ｍ（上記健常者）に対し、一誘導の心電図入力部６０３に接続する心電図用電極６０５を左胸上部に貼着し、対極（図示せず）を腹部に装着した。脈波入力部６０２に接続する脈波センサ６０４を左耳たぶに挟持装着した。
２．基準用カフ型血圧計６０８の上腕用カフ６０９を右上腕に装着した。比較対象として既存の比較用連続血圧計６０６の比較連続血圧計用指先センサ６０７のカフを指先に装着した。Attachment of the measuring device 1. For subject 6M (the above-mentioned healthy subject), an electrocardiogram electrode 605 connected to a one-lead electrocardiogram input unit 603 was attached to the upper left chest, and a counter electrode (not shown) was attached to the abdomen. A pulse wave sensor 604 connected to a pulse wave input unit 602 was attached by clamping it to the left earlobe.
2. The upper arm cuff 609 of the reference cuff-type sphygmomanometer 608 was attached to the right upper arm. For comparison, the cuff of the fingertip sensor 607 for the comparative continuous sphygmomanometer of the existing comparative continuous sphygmomanometer 606 was attached to the fingertip.
比較用連続血圧計の校正
１．基準用の上腕用カフ６０９を上腕に装着する。比較用連続血圧計６０６を起動し、椅子６１０に座り落ち着いた状態で、比較用連続血圧計６０６の校正を行った。
２．校正が終わったら比較用連続血圧計６０６の上腕用カフ６０９を外し、カフ型血圧計６０８の上腕用カフ６０９を上腕に装着した。尚、両者共に上腕用カフであり、同一のものを使用する場合もあることから、同じ番号をつけて示す。Calibration of the comparative continuous sphygmomanometer 1. The reference upper arm cuff 609 was attached to the upper arm. The comparative continuous sphygmomanometer 606 was turned on, and the subject was seated comfortably in the chair 610, whereupon the comparative continuous sphygmomanometer 606 was calibrated.
2. After the calibration was completed, the upper arm cuff 609 of the comparative continuous sphygmomanometer 606 was removed, and the upper arm cuff 609 of the cuff-type sphygmomanometer 608 was attached to the upper arm. Note that since both are upper arm cuffs and the same cuff may be used, they are denoted by the same numbers.
測定
１．上記実施形態の生体情報連続測定装置６０１、比較用連続血圧計６０６、カフ型血圧計６０８による血圧測定を開始した。
カフ型血圧計６０８での血圧の測定は、平常時（２回）→中腰（高負荷）（１回）→平常時（２回）→中腰（高負荷）（１回）→平常時（３回）の順序で（）内の回数以上で行った。
２．生体情報連続測定装置６０１による血圧情報の測定と、血圧比の算出、比較用連続血圧計６０６による連続血圧値、カフ型血圧計６０８での実測血圧値を得てそれぞれ比較を行った。Measurement 1. Blood pressure measurement was started using the biological information continuous measurement device 601 of the above embodiment, the comparative continuous sphygmomanometer 606, and the cuff-type sphygmomanometer 608.
Blood pressure measurements using the cuff-type blood pressure monitor 608 were taken in the following order: normal (2 times) → squatting (high load) (1 time) → normal (2 times) → squatting (high load) (1 time) → normal (3 times), for a number of times equal to or greater than the number shown in parentheses.
2. Blood pressure information was measured using the continuous biological information measuring device 601, and the blood pressure ratio was calculated. Continuous blood pressure values were obtained using the comparative continuous blood pressure monitor 606, and actual blood pressure values were obtained using the cuff-type blood pressure monitor 608, and these were compared.
結果
結果を図７に示す。図７で示す様に、運動負荷を与えることで、変化する血圧値に対して、上記実施形態の生体情報連続測定装置６０１によって得られる血圧（ＳＢＰ）推定値は、カフ型血圧計６０８での断続的な血圧値、及び比較用連続血圧計６０６による連続的な血圧値に追従する結果が得られた。更に比較例として、比較用連続血圧計６０６の血圧推定値ともほぼ一致することがわかった。Results The results are shown in Figure 7. As shown in Figure 7, when an exercise load is applied, the blood pressure (SBP) estimated value obtained by the biological information continuous measurement device 601 of the above embodiment was found to track the intermittent blood pressure value obtained by the cuff-type blood pressure monitor 608 and the continuous blood pressure value obtained by the comparative continuous blood pressure monitor 606, with respect to the changing blood pressure value. Furthermore, as a comparative example, it was found that the blood pressure estimated value also roughly matched the blood pressure estimated value obtained by the comparative continuous blood pressure monitor 606.
実施例４（健常者（３０代男性）低温負荷による血圧変化測定）
上述した１．から２．の手順で血圧計を装着した。Example 4 (Measurement of blood pressure changes due to low temperature load in a healthy subject (male in his 30s))
The blood pressure monitor was attached according to steps 1 and 2 above.
測定
１．上記実施形態の生体情報連続測定装置６０１、比較用連続血圧計６０６、及びカフ型血圧計６０８による血圧測定を開始した。
カフ型血圧計６０８での測定は、平常時（２回）→図６（ｂ）で示す様に上腕用カフ６０９と反対側の手を冷水容器６１１内の氷水に漬ける（６０～９０ｓｅｃ程度）（１回）→平常時（３回）→上腕用カフ６０９と反対側の手を冷水容器６１１内の氷水に漬ける（６０～９０ｓｅｃ程度）（１回）→平常時（３回）の順序で（）内の回数以上で行った。
２．上記（２）式を使用して、計算血圧比と、比較用連続血圧計６０６及びカフ型血圧計６０８で実測された実測血圧との比較を行った。Measurement 1. Blood pressure measurement was started using the biological information continuous measurement device 601 of the above embodiment, the comparative continuous sphygmomanometer 606, and the cuff-type sphygmomanometer 608.
Measurements using the cuff-type blood pressure monitor 608 were taken in the following order: normal time (twice) → immersing the hand opposite the upper arm cuff 609 in ice water in the cold water container 611 (for approximately 60 to 90 seconds) (once) as shown in Figure 6(b) → normal time (three times) → immersing the hand opposite the upper arm cuff 609 in ice water in the cold water container 611 (for approximately 60 to 90 seconds) (once) → normal time (three times), with the number of measurements shown in parentheses being at least.
2. Using the above formula (2), the calculated blood pressure ratio was compared with the actual blood pressure measured by the comparison continuous blood pressure monitor 606 and the cuff-type blood pressure monitor 608.
結果
結果を図８に示す。
図８で示すように、本発明の実施例によれば、基準用カフ型血圧計６０８及び比較用連続血圧計６０６による連続血圧測定値について、低温負荷による血圧の変動に追従した血圧値を得ることができた。Results The results are shown in FIG.
As shown in FIG. 8, according to the embodiment of the present invention, blood pressure values that followed the blood pressure fluctuations due to low temperature load could be obtained for the continuous blood pressure measurements taken by the reference cuff-type sphygmomanometer 608 and the comparison continuous sphygmomanometer 606.
本発明は、連続した収縮期血圧値を加圧などの侵襲が無い状態で計測することができ、よりウェアラブルな生体情報検出機器から、血液透析などによる血液浄化の為に血液を体外へ取り出し、浄化後、元に戻す治療において適用が可能となる。 The present invention can measure continuous systolic blood pressure values without invasive procedures such as pressurization, making it possible to use more wearable biometric detection devices in treatments such as hemodialysis, where blood is extracted from the body for blood purification and then returned to the body after purification.
１０１ 心電図入力部
１０２ 光電検出部
１０３ 心電図検出部
１０４ 脈波入力部
１０５ 心電図用ＡＤコンバータ
１０６ 血流脈波用ＡＤコンバータ
１０７ 心電図用フィルタ
１０８ 血流脈波用フィルタ
１０９ 演算ユニット
１１０ 記憶ユニット
１１１ 血圧信号入力部
１１２ 血圧測定器
６０１ 生体情報連続測定装置
６０２ 脈波入力部
６０３ 心電図入力部
６０４ 脈波センサ
６０５ 心電図用電極
６０６ 比較用連続血圧計
６０７ 比較連続血圧計用指先センサ
６０８ 基準用カフ型血圧計
６０９ 上腕用カフ101 Electrocardiogram input unit
102 Photoelectric detection unit
103 Electrocardiogram detection unit
104 Pulse wave input unit
105 AD converter for electrocardiogram
106 AD converter for blood flow pulse wave
107 Electrocardiogram Filter
108 Blood flow pulse wave filter
109 arithmetic unit
110 storage unit
111 Blood pressure signal input unit
112 Blood pressure measuring device 601 Biological information continuous measuring device 602 Pulse wave input unit 603 Electrocardiogram input unit 604 Pulse wave sensor 605 Electrocardiogram electrode 606 Comparison continuous blood pressure monitor 607 Fingertip sensor for comparison continuous blood pressure monitor 608 Reference cuff type blood pressure monitor 609 Upper arm cuff
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2024047223 | 2024-03-22 | ||
| JP2024-047223 | 2024-03-22 |
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|---|---|
| WO2025198058A1true WO2025198058A1 (en) | 2025-09-25 |
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
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| Country | Link |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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