JP2020142070A - 位相差法による連続血圧測定システム - Google Patents
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Abstract
【課題】生体無侵襲で、連続した血圧値、血圧関連値を、上腕部等において、正確に且つ簡便な血圧の測定を行う。【解決手段】血管径に対応した脈波を検出するための光学センサ、前記光学センサからえられた生体浅部の細い血管に対応する脈波と上腕部、または浅側頭部等の太い血管に対応する脈波の１乃至複数階数の微分値を算出する微分値算出手段、前記微分値算出手段で得られた脈波ごとの特徴点を検出する特徴点検出手段、前記特徴点検出手段で得られた特徴点間の位相差に基づいて血圧関連値を測定する血圧関連値測定手段よりなる。 更に心電図信号を検出するための心電図信号検出手段、血管径に対応した脈波を検出するための光学センサの組み合わせにより同様に位相差に基づいて血圧関連値を測定する血圧関連値測定手段よりなる。【選択図】図１
Description
本発明は、位相差法による連続血圧測定システムに関する。
高血圧は、循環器疾患、特に脳卒中の最大危険因子であり、血圧評価は、診断と治療にとって、最重要である。しかし、 一日の血圧は直接法で調べると、約10万個も存在し、その日内変動は数十mmHgにも及んでいる(文献1、５)。
このためこれまでの方法では、白夜高血圧や、仮面高血圧などの誤診の可能性が常にある。
現在まだ15〜30分間隔で、血圧の国際基準部位において、上腕カフを用いたオシロメトリック法で1日の血圧が測定(Ambultatory Blood Pressure Monitoring：ABPM)が実用化されている(文献2)が、測定サンプルが少なく(約0.05%)、またカフ加圧のため睡眠中には侵襲が大きい。
このためこれまでの方法では、白夜高血圧や、仮面高血圧などの誤診の可能性が常にある。
現在まだ15〜30分間隔で、血圧の国際基準部位において、上腕カフを用いたオシロメトリック法で1日の血圧が測定(Ambultatory Blood Pressure Monitoring：ABPM)が実用化されている(文献2)が、測定サンプルが少なく(約0.05%)、またカフ加圧のため睡眠中には侵襲が大きい。
最近では心電図のR波と指や耳朶の光学的脈波による脈波伝播時間(C)や脈波伝播速度(Pulse Wave Velocity：PWV)を用いて収縮期血圧(SBP)を測定することも試みられている(文献3,文献4)が、 その動脈は細動脈(血圧は上腕動脈のような太い動脈で測定するのが国際基準)に近く、また心臓位置から離れているため静水圧の影響を大きく受け(心臓からの高さ±１０cmで約±８mmHgの誤差)る(文献5) 。 また、その校正には、多くの定数（パラメータ）を必要とするなどの欠点がある。
特開平７−３１３４７２号公報には、脈波伝搬時間に基づいて血圧変動を監視し、血圧変動が著しい時、加圧カフを用いて血圧値を測定しており、脈波伝搬時間は、血圧の変動の著しい部分を検出するだけに用いられており、実際の血圧の測定は、加圧カフによる従来の測定方法であり、上述の通り患者に対するカフ圧の影響は大きい。
特開２０１７-１０９０６３号公報には、1つの脈波センサによって測定した脈波波形の入射光と反射光の位相差をゼロに補償する周波数変化量からの対象物の物性を求め、更に血管の収縮と拡張によって脈波が形成される現象から収縮期血圧値及び拡張期血圧値を求める、ことが記載されているが、測定部位によって異なる血圧値に対応する点については、開示されていない。
特開昭５０−３３６７６には、脈波伝搬速度を心臓に近い部位に設けた圧脈波センサーと所定の距離をおいた容積脈波センサーの値の差からもとめて最高血圧、最低血圧等を測定する事が記載されているが、複数箇所をカフで加圧して得られる圧脈波を利用するものであり、測定部位によって異なる血圧値に対応する点については、開示されていない。
特開２０１７-１０９０６３号公報には、1つの脈波センサによって測定した脈波波形の入射光と反射光の位相差をゼロに補償する周波数変化量からの対象物の物性を求め、更に血管の収縮と拡張によって脈波が形成される現象から収縮期血圧値及び拡張期血圧値を求める、ことが記載されているが、測定部位によって異なる血圧値に対応する点については、開示されていない。
特開昭５０−３３６７６には、脈波伝搬速度を心臓に近い部位に設けた圧脈波センサーと所定の距離をおいた容積脈波センサーの値の差からもとめて最高血圧、最低血圧等を測定する事が記載されているが、複数箇所をカフで加圧して得られる圧脈波を利用するものであり、測定部位によって異なる血圧値に対応する点については、開示されていない。
特開平１１-３１８８３８号公報には、脈波伝播速度に関連する脈波伝播速度情報を算出する脈波伝播速度情報算出手段と、前記生体の心拍数に関連する心拍数情報、および該生体の末梢部における容積脈波の面積に関連する容積脈波面積情報の少なくとも一方を算出する循環情報算出手段と、予め記憶された関係から、前記生体の動脈における脈波伝播速度に関連する脈波伝播速度情報（脈波伝搬時間ＤＴ）と、該生体の心拍数に関連する心拍数情報（心拍数ＲＲ）および該生体の末梢部における容積脈波の面積に関連する容積脈波面積情報（容積脈波面積比ＶＲ）の少なくとも一方とに基づいて、前記生体の血圧値ＥＢＰ＝α（１／ＤＴ）＋βＲＲ＋γＶＲ＋δ（但し、α、β、γは係数、δは定数である）を推定する、ことが記載されている。特開平１１-３１８８３８号公報において脈波伝搬速度（ＰＷＶ）は、１つの脈波とＲ波検出の立ち上がりの時間差から求めているが、別途従来の血圧計を用いて、一定の間隔で正確な推定血圧を測定する構成を用いており、患者に対してカフ圧による負担が生じる。
又、特開平０７−２４１２８８号公報には、まだ実現されてはいないが、異なる動脈血管の部位で、ドップラー方式による血流を計り、その血流情報から脈波伝搬速度を求めて、更に絶対血圧を算出することが記載されているが、これら血流計の測定部は、目的とする血管周辺に配置されるように２つの超音波探査プローブが体内に埋め込まれて使用されるものであり、手軽に血流を測定する点については、開示されていない。
特開平１１−７６２３３号公報には、超音波ドップラー血流計を用いて、非侵襲で血管の断面形状を計測し、血管壁の脈動を考慮して正確な血圧を測定することが記載されているが超音波による血管断層から血流情報を得る装置は、多数の超音波振動子を用いて得られる超音波情報を処理する為に、簡易性のある測定については、開示されていない。
特開平２０１６−１９００２２号公報には、患者の映像信号から血圧の変動値を測定する手段が開示されており、主にカメラで撮影した顔の皮膚で反射した光を受け取って形成される顔画像データ及び顔画像データ以外の部位の皮膚データをＲＧＢ波長毎のフィルタを通した映像に分解し、更にぞれぞれのデータのＧ（グリーン）波長の輝度データから脈波を検出し、異なる部位のＧ（グリーン）波長の輝度データの位相差を求めた後、脈波伝搬時間に基づいて血圧の変動を演算推定しているが、顔画像及びそれ以外の皮膚の部位の複数部位から非接触で撮影しているため、皮膚反射光の散乱や減衰、ピントのずれ等の調整が必要となる等煩雑な処理工程を要しまた、正確に血圧を測定するための上腕部での血圧の測定については、開示されていない。
特開平２０１６−１９００２２号公報には、患者の映像信号から血圧の変動値を測定する手段が開示されており、主にカメラで撮影した顔の皮膚で反射した光を受け取って形成される顔画像データ及び顔画像データ以外の部位の皮膚データをＲＧＢ波長毎のフィルタを通した映像に分解し、更にぞれぞれのデータのＧ（グリーン）波長の輝度データから脈波を検出し、異なる部位のＧ（グリーン）波長の輝度データの位相差を求めた後、脈波伝搬時間に基づいて血圧の変動を演算推定しているが、顔画像及びそれ以外の皮膚の部位の複数部位から非接触で撮影しているため、皮膚反射光の散乱や減衰、ピントのずれ等の調整が必要となる等煩雑な処理工程を要しまた、正確に血圧を測定するための上腕部での血圧の測定については、開示されていない。
（文献１）Tochikubo O, etal : Variabillity of arterial blood pressure and classification of essential hypertension by multivariate statistical analysis. Jpn Cir J, 45(7), 781, 1981
（文献２）Tochikubo O, etal : A new compact 24-hour indirect blood pressure recorder and its clinical application. Jpn Heart J, 29(3), 257, 1988
（文献３）Lopez G, etal : Continuous Blood Pressure Monitoring in Daily life. J of Advanced Medichal Desighn, System and Manufacturiy, 4(1) ; 179, 2010
（文献４） Bilo, G, etal : Blood pressure Monitoring. 20 : 291, 2015
（文献５） 杤久保 修 : 血圧の測定と臨床評価、メディカル トリビューン(東京)、1988
（文献６） Tochikubo O, etal : Relationship between 24-hour arterial and heart rate variation in normotensives, hypertensives and patients with Shy-Drager syndrome. Jpn Cir J, 51(5), 485, 1987
（文献７）Tochikubo O, etal : Mathematical evaluation of 24-hour blood-pressure variavility in young, middle-aged and elderly hypertensive patients. Jpn Cir J, 51(10), 1123, 1987
（文献８）Tochikubo O, etal : Effects of insufficient sleep on blood pressure monitored by a new multibiomedical recoeder. Hypertension 27(6) : 1318, 1996
（文献９）Tochikubo O, etal : Hemodynamic factors regulating blood pressure during sleep in patients with mild essential hypertension. Jpn Cir J, 61(1), 25, 1997
（文献１０） Reming Ion Jw : The physiology of aorta and major artevies, Handb. Physical, chapter 24 : 799, 1961
（文献１１） W Chen, etal : Continuous estimation of systolic blood pressure using the pulse arrival time and intermittent calibration Med. Biol. Eng. Comput, 38 : 569, 2000
(文献１２）Yamakoshi K,Shimazu H,Togawa T:Indirect measurement of instantaneous arterial bloo pressure in the human finger by the vascular unloading technique. IEEE Trans Biomed Eng 27:150-155,1980
血圧の測定は、上腕や指などにカフを用いて固定しているため、加圧による侵襲といった患者への負担が大きく、又、脈波伝搬速度を用いる方法でも、耳や指などで測定している為、大きな静水圧の影響を受け、測定位置により変動するため、連続した血圧を計測するには未だ困難な状態である。
又、特開平０７−２４１２８８号公報でしめすように、超音波血流計を用いて、脈波伝搬速度を得ることで、血圧値を求めることも提案されてはいるが、超音波血流計の計測用プローブと皮膚の接触面には、水、含水ゲル等を介する必要があり、例えば、透析治療時間（例えば4時間）継続して安定した皮膚との接触面を形成するには、水を保持しながら安定した接触面を継続して維持しなければならない。
又、特開平０７−２４１２８８号公報でしめすように、超音波血流計を用いて、脈波伝搬速度を得ることで、血圧値を求めることも提案されてはいるが、超音波血流計の計測用プローブと皮膚の接触面には、水、含水ゲル等を介する必要があり、例えば、透析治療時間（例えば4時間）継続して安定した皮膚との接触面を形成するには、水を保持しながら安定した接触面を継続して維持しなければならない。
又、加圧侵襲の影響が少ない指先等での血圧測定においては、心臓と指先付近の高さを同じ状態にしないと、正確な血圧が測定できない等、取り扱いに煩雑さが生じる。
血圧の測定を無侵襲で行う機器が提案されるに至っているものの、例えば手首や腕で、血圧を測定しても、その高さによって、血圧値は変わり、おおよそ心臓と同じ高さに、血圧計がくるような状態で血圧を測定することで、主観的な高さを維持する程度であり、正確な測定には至っていない。
また、血液透析のような人工透析は、透析治療中、血液を介して、除水をおこなうことから血液中の水分が、減少しすぎるなどして、血圧の急激な低下が生じ、生命予後に影響を与えることから、血圧の監視が必要になる等、連続した血圧の測定が高血圧臨床からも希求されている。
血圧の測定を無侵襲で行う機器が提案されるに至っているものの、例えば手首や腕で、血圧を測定しても、その高さによって、血圧値は変わり、おおよそ心臓と同じ高さに、血圧計がくるような状態で血圧を測定することで、主観的な高さを維持する程度であり、正確な測定には至っていない。
また、血液透析のような人工透析は、透析治療中、血液を介して、除水をおこなうことから血液中の水分が、減少しすぎるなどして、血圧の急激な低下が生じ、生命予後に影響を与えることから、血圧の監視が必要になる等、連続した血圧の測定が高血圧臨床からも希求されている。
上記に鑑み本発明は、国際的基準部位の上腕部等において、血管径に対応した脈波を検出するための光学センサ（又は、微圧センサ、又は光学センサと微圧センサの組み合わせ）、前記光学センサからえられた生体浅部の細い血管に対応する脈波と生体深部の太い血管、または浅側頭動脈など、生体深部の太い血管に相当する血管に対応する脈波（光学的測定で得られた脈波でも、圧力変化的測定で得られた脈波でも可）又は血流波形の１乃至複数階数の微分値を算出する微分値算出手段、前記微分値算出手段で得られた脈波ごとの特徴点を検出する特徴点検出手段、前記特徴点検出手段で得られた特徴点間の位相差に基づいて血圧関連値を測定する血圧関連値測定手段の２つを組み合わせて構成、
更に、第２の方法として心電図信号を検出するための心電図信号検出手段、血管径に対応した脈波を検出するための光学センサ、前記光学センサからえられた生体浅部の細い血管に対応する脈波の１乃至複数階数の微分値を算出する微分値算出手段、前記微分値算出手段で得られた脈波の特徴点を検出する特徴点検出手段、前記特徴点検出手段で得られた特徴点と前記心電図信号検出手段で得られた心電図信号の特徴点の位相差に基づいて血圧関連値を測定する血圧関連値測定手段の組み合わせ構成により、生体を加圧侵襲することなく、上腕等に装着するだけで連続血圧の測定を実現した。また、校正のパラメータは、以下に示すように1つのみで、推定できる利点がある。
本発明では。臨床的には心部位に近く静水圧（水頭圧）が安定しており、上腕部で測定することが国際基準となっているように上腕部が血圧測定に最適な位置であることから上腕部で非侵襲的に測定可能な光学的脈波位相法を用いた小型携帯でWearable可能な血圧計に対してより好ましい形態となるが、この部位より一定の静水圧を決定できる部位（例えば、耳の傍を上下に通過する浅側頭動脈と、三角禍周辺等の耳介の浅い血管の脈波を用いて血圧を測定する場合がある。三角禍周辺の耳介は、耳たぶを含む外耳であって、耳珠以外の部位を示し、少なくとも脈波が検出できるところであればよい。
更に、第２の方法として心電図信号を検出するための心電図信号検出手段、血管径に対応した脈波を検出するための光学センサ、前記光学センサからえられた生体浅部の細い血管に対応する脈波の１乃至複数階数の微分値を算出する微分値算出手段、前記微分値算出手段で得られた脈波の特徴点を検出する特徴点検出手段、前記特徴点検出手段で得られた特徴点と前記心電図信号検出手段で得られた心電図信号の特徴点の位相差に基づいて血圧関連値を測定する血圧関連値測定手段の組み合わせ構成により、生体を加圧侵襲することなく、上腕等に装着するだけで連続血圧の測定を実現した。また、校正のパラメータは、以下に示すように1つのみで、推定できる利点がある。
本発明では。臨床的には心部位に近く静水圧（水頭圧）が安定しており、上腕部で測定することが国際基準となっているように上腕部が血圧測定に最適な位置であることから上腕部で非侵襲的に測定可能な光学的脈波位相法を用いた小型携帯でWearable可能な血圧計に対してより好ましい形態となるが、この部位より一定の静水圧を決定できる部位（例えば、耳の傍を上下に通過する浅側頭動脈と、三角禍周辺等の耳介の浅い血管の脈波を用いて血圧を測定する場合がある。三角禍周辺の耳介は、耳たぶを含む外耳であって、耳珠以外の部位を示し、少なくとも脈波が検出できるところであればよい。
即ち、本発明の特徴は、
（１）心臓部位に近く、静水圧（水頭圧）が安定している上腕部にて２つの異なる波長のによる光学的に脈波を測定すること、又は、第2の方法として、血圧計の国際標準となっている上腕部にて特定の波長の光学的脈波信号と心電図を測定すること
（２）同部位にて、これら波長の異なる光と異なる方法を用いて、皮膚表面の細い動脈脈波と 深部の太い動脈脈波（光学的又は微圧センサ）を測定し、その時間的位相差と波形の差より血圧関連値、血圧値を推定すること、太い動脈脈波とは、測定した拍動のある血管の脈波のことを示し、光学的な脈波測定でも、微圧センサによる脈波測定であってもよい。例えば図２（ｃ）で示すように、微圧センサで捉えられる脈波（圧脈波）は、赤外光で検出されるＩＲ脈波と同程度の時相をもつことから、相互互換が可能な他、赤外光により検出した脈波（ＩＲ脈波）の時相を補う為の微圧センサが用いられる場合もある。
（３）1日の血圧変動値（Ｐi）は各人に異なる最小値（Ｐo）と変動率（φi）からなり（Ｐi＝φi×Ｐo）、上記２項の方法を用い、φiの式を作成し、従来法に基づく血圧測定値から、Ｐo（固定値）を決定（校正値Ｐc）し、連続して非侵襲的に小型で、患者に負担が少ない状態で連続して血圧を測定する超小型連続血圧計を提案することである。この方法で校正したＰc値のみの定数（パラメーター）で血圧Ｐｉを連続的に推定できる利点がある。
（１）心臓部位に近く、静水圧（水頭圧）が安定している上腕部にて２つの異なる波長のによる光学的に脈波を測定すること、又は、第2の方法として、血圧計の国際標準となっている上腕部にて特定の波長の光学的脈波信号と心電図を測定すること
（２）同部位にて、これら波長の異なる光と異なる方法を用いて、皮膚表面の細い動脈脈波と 深部の太い動脈脈波（光学的又は微圧センサ）を測定し、その時間的位相差と波形の差より血圧関連値、血圧値を推定すること、太い動脈脈波とは、測定した拍動のある血管の脈波のことを示し、光学的な脈波測定でも、微圧センサによる脈波測定であってもよい。例えば図２（ｃ）で示すように、微圧センサで捉えられる脈波（圧脈波）は、赤外光で検出されるＩＲ脈波と同程度の時相をもつことから、相互互換が可能な他、赤外光により検出した脈波（ＩＲ脈波）の時相を補う為の微圧センサが用いられる場合もある。
（３）1日の血圧変動値（Ｐi）は各人に異なる最小値（Ｐo）と変動率（φi）からなり（Ｐi＝φi×Ｐo）、上記２項の方法を用い、φiの式を作成し、従来法に基づく血圧測定値から、Ｐo（固定値）を決定（校正値Ｐc）し、連続して非侵襲的に小型で、患者に負担が少ない状態で連続して血圧を測定する超小型連続血圧計を提案することである。この方法で校正したＰc値のみの定数（パラメーター）で血圧Ｐｉを連続的に推定できる利点がある。
以下に本発明の測定原理を説明する。
測定原理
（１）血圧変動式：一日の血圧（ｉ時の血圧 Ｐｉ）を勘案すると、約１０万個／日の血圧には、固有最小値が有り（基底血圧Ｐo）を示し、覚醒時、心身の活動により上昇（基底血圧から上昇分ΔＰｉ）する（Ｐｉ＝Ｐo＋ΔＰc またはＰo×φi、φi＝血圧上昇率）が、その変圧変動のエネルギーは、心拍出量（Cardiac Output）：ＣＯは、1回心拍出量StrokeVolumeをＳＶ、心拍数ＨＲとするとＣＯ=ＳＶ×ＨＲ ）によるもので、全末梢血管抵抗をＲとすると平均血圧Ｐｉは、Ｐｉ=Ｒ×ＳＶ×ＨＲの式で表せられる（文献６、文献７、文献８、文献９)。
測定原理
（１）血圧変動式：一日の血圧（ｉ時の血圧 Ｐｉ）を勘案すると、約１０万個／日の血圧には、固有最小値が有り（基底血圧Ｐo）を示し、覚醒時、心身の活動により上昇（基底血圧から上昇分ΔＰｉ）する（Ｐｉ＝Ｐo＋ΔＰc またはＰo×φi、φi＝血圧上昇率）が、その変圧変動のエネルギーは、心拍出量（Cardiac Output）：ＣＯは、1回心拍出量StrokeVolumeをＳＶ、心拍数ＨＲとするとＣＯ=ＳＶ×ＨＲ ）によるもので、全末梢血管抵抗をＲとすると平均血圧Ｐｉは、Ｐｉ=Ｒ×ＳＶ×ＨＲの式で表せられる（文献６、文献７、文献８、文献９)。
但し、収縮期血圧（ＳＢＰ)は、動脈弾性（E:Elasticity） の影響を大きく受け、拡張期血圧(ＤＢＰ)は全末梢血管抵抗Ｒの影響を強く受ける。すなわち１日に変動する随時血圧（Ｐｉ)は固有定数のＰoと変動するＳＶ、ＨＲ、Ｅの関数ｆである（文献６、文献７、文献８、文献９)。
Ｐi ＝ f（ＳＶ，ＨＲ．Ｒ，Ｅ）×Ｐo ・・・・・・・｛１｝式
Ｐi ＝ f（ＳＶ，ＨＲ．Ｒ，Ｅ）×Ｐo ・・・・・・・｛１｝式
（２）Moens-Kortewegの式によると
・・・・｛２｝式
の関係が示され(文献１０）、Ｅoは、血圧が近傍零の時の動脈弾性Ｅ、ｈ＝動脈壁圧、ρ＝血液密度、ｒ＝動脈半径であり、さらに動脈弾性（Ｅ）と血圧Ｐiには、
Ｅ＝ＥoｅγＰi [γ＝Coefficient,0.016〜0.018]
の関係にあり、｛２｝式とこの式により、全ての1日の血圧は、Ｐi＝Ｐo＋ΔＰｉ(ΔＰｉはＰoからの上昇量、Ｐｅ＝推定血圧estimated blood pressure、ΔＰｉはＰＷＶで推測）と推測される（文献１１）。
・・・・｛２｝式
の関係が示され(文献１０）、Ｅoは、血圧が近傍零の時の動脈弾性Ｅ、ｈ＝動脈壁圧、ρ＝血液密度、ｒ＝動脈半径であり、さらに動脈弾性（Ｅ）と血圧Ｐiには、
Ｅ＝ＥoｅγＰi [γ＝Coefficient,0.016〜0.018]
の関係にあり、｛２｝式とこの式により、全ての1日の血圧は、Ｐi＝Ｐo＋ΔＰｉ(ΔＰｉはＰoからの上昇量、Ｐｅ＝推定血圧estimated blood pressure、ΔＰｉはＰＷＶで推測）と推測される（文献１１）。
また Ｐi=Ｐo＋ΔＰiはＰi＝Ｐo×φi（φi＝血圧上昇率、φi＝１＋ΔＰi／Ｐo）の式にも転換でき、
Ｐｉ＝φi×Ｐo・・・・｛１｝’式（φi＝血圧上昇率、Ｐoは拡張期血圧固有値）
Ｐoは各個人の日差変動が少ない固有値と考えられ（文献８）、従って1日の各血圧推定には各個人の定数（Ｐoに相当するＰｃ）が必要となる。
このような前提で以下にその測定原理について説明する（測定ブロック図は、図１に示す。）。
Ｐｉ＝φi×Ｐo・・・・｛１｝’式（φi＝血圧上昇率、Ｐoは拡張期血圧固有値）
Ｐoは各個人の日差変動が少ない固有値と考えられ（文献８）、従って1日の各血圧推定には各個人の定数（Ｐoに相当するＰｃ）が必要となる。
このような前提で以下にその測定原理について説明する（測定ブロック図は、図１に示す。）。
（３）光学的脈波位相差による血圧（ΔＰｉ 又は φi）推定
Ｍoens-korteweg(｛２｝式）では、動脈壁弾性Ｅが大きく、壁厚ｈが厚いほどＰＷＶは速くなるが、一方動脈径ｒが小さい（動脈が細い）ほどＰＷＶも速くなる。
これまでの方法は、図３で示す心電図のＲ波のピークと末梢の脈波の立ち上がり点までの時間（Ｃ）を計測し、両者の距離（Ｌ）の比（Ｌ／Ｃ：ｍ／ｓｅｃ）で求めている。
脈波位相差法では、波長と計測法の異なる方法で表在の細い動脈（半径ｒが極小、ｒ２）の脈波（波長の長いＧｒｅｅｎ光で反射型脈波：Ｇ脈波）と深部の太い動脈の脈波（赤外光で透過型脈波：ＩＲ脈波または微圧センサ）の立ち上がり点であって、変曲点（図２（１）のｂ１、ｂ２）の時間幅（図２（１）のＣｂｂ）を計測する。実測例を図３に示す。立ち上がり点は変曲点でなく、ボトム値を使用する場合もある。少なくとも、両脈波に共通で、特徴となる点の位相差であればよい。
Ｃｂｂは血圧上昇（｛１｝式のＲ大）に伴い動脈径（ｒ）が細くなると｛２｝式により速く伝搬すると考えられる（ｒ２ ≦ ｒ１）。
Ｃｂｂは血圧上昇（｛１｝式のＲ大）に伴い動脈径（ｒ）が細くなると｛２｝式により速く伝搬すると考えられる（ｒ２ ≦ ｒ１）。
一方、動脈径が細くなると緑色（Ｇ）脈波の立ち上がり点（変曲点）(ｂ２)と縮期峰Ｐ2の時間Ｔu(Up-Stroke Time）は、細い動脈を押し広げるのに時間がかかり延長すると考えられる（更に詳しくは、補注１として示す）。
（補注１）容積脈波変化（ΔＶ）はその動脈に流入する血液量と流出する血液量の差で生ずる。
微小時間（Δｔ）における微小動脈容積（ΔＶ＝脈波波高）は、その血管に流入する血液の速度
と流出する速度
から、
の式が成り立つ
。
従って、高血圧で細小動脈内径ｒは減少すれば細動脈抵抗が増して
も減少し、
が低下するので、生体に必要な血流を保つ波高変化（ΔＶ）を得るためには、Δｔが延長することになる。
即ちＴｕ（ΔＶの最大値を得るΔｔの総和）が延長する。
微小時間（Δｔ）における微小動脈容積（ΔＶ＝脈波波高）は、その血管に流入する血液の速度
と流出する速度
から、
の式が成り立つ
。
従って、高血圧で細小動脈内径ｒは減少すれば細動脈抵抗が増して
も減少し、
が低下するので、生体に必要な血流を保つ波高変化（ΔＶ）を得るためには、Δｔが延長することになる。
即ちＴｕ（ΔＶの最大値を得るΔｔの総和）が延長する。
すなわち Ｔu/Cbbは血圧上昇を指標として有用と考えられる。ＩＲ脈波とＧ脈波の立ち上がり差は、数十ｍｓと少なく計測に誤差を生じ易いので、実際には、測定が容易なＰ1Ｐ2、ｂ1、Ｐ1、Ｔｕから求めることも可能である[図２（１）、Ｐ1Ｐ2＝Ｃbb＋Tｕーｂ1Ｐ1からＣbb＝Ｐ1Ｐ2 ＋ｂ1Ｐ1 −Ｔｕ]
・・・・｛３｝式
実験的にもＰＷiは、従来心電図で求めるＰＷＶECGと相関関係が見られる（図１０）。
図１０は、ＰＷi（Ｐｕｌｓｅ Ｗａｖｅ ｉｎｄｅｘ）と心電図法ＰＷＶ(Pulse Wave Velocity,)の相関性測定例を示す。
ＰＷＶ(Pulse Wave Velocity)は脈波伝搬速度を示し、心電図から求める脈波伝搬速度をＰＷＶECG と示した。
また、この症例でＳＢＰ（収縮期血圧）とＰＷiには、高い相関関係が見られる（図１１）。
図１１は、ＰＷiとＳＢＰとの相関性測定例を示す。
次にＤＢＰ（拡張期血圧）の推定式ＤＢＰｅとＳＢＰ（収縮期血圧）の推定式ＳＢＰｅを実験上求めた。その方法は、左上腕に光学的脈波位相法にてＧ（緑色発光体の出力により得られた）脈波とＩＲ（赤外発光体の出力により得られた）脈波を測定すると同時に、右上腕で従来法の血圧を自動血圧計で測定し、仮説のモデル式をつくり、モデル式の係数を決めた。
図１０は、ＰＷi（Ｐｕｌｓｅ Ｗａｖｅ ｉｎｄｅｘ）と心電図法ＰＷＶ(Pulse Wave Velocity,)の相関性測定例を示す。
ＰＷＶ(Pulse Wave Velocity)は脈波伝搬速度を示し、心電図から求める脈波伝搬速度をＰＷＶECG と示した。
また、この症例でＳＢＰ（収縮期血圧）とＰＷiには、高い相関関係が見られる（図１１）。
図１１は、ＰＷiとＳＢＰとの相関性測定例を示す。
次にＤＢＰ（拡張期血圧）の推定式ＤＢＰｅとＳＢＰ（収縮期血圧）の推定式ＳＢＰｅを実験上求めた。その方法は、左上腕に光学的脈波位相法にてＧ（緑色発光体の出力により得られた）脈波とＩＲ（赤外発光体の出力により得られた）脈波を測定すると同時に、右上腕で従来法の血圧を自動血圧計で測定し、仮説のモデル式をつくり、モデル式の係数を決めた。
ＰＷiの｛３｝式は、高血圧では末梢血管抵抗Ｒの上昇が主因であるため、細動脈抵抗すなわち動脈径が細くなっているため、Ｔｕが大きく、一方でＣｂｂが小さくなるため血圧が高くなるほど大きくなると推定される(図４は、ＰＣプログラムで変曲点を求めてＣｂｂとＴｕを算定する際の状態を示す。プログラムは、例えばハードウェアにＡＤコンバータを備え、脈波の2次微分処理をした後、デジタル信号を得るためのものである。）
尚、Ｔu(Up-Stroke Time（Ｕｔｉｍｅ））は、図３では、点ｂ2と点Ｐ2の時間間隔（Ｕ2）で示しているが、点ｂ2と点Ｐ2の時間間隔（Ｕ2）は、点ｂ1と点Ｐ1の時間間隔（Ｕ1）とも比例的な関係にあることから、時間ＴｕをＵ1とＵ2の相乗平均
としても良い。
尚、Ｔu(Up-Stroke Time（Ｕｔｉｍｅ））は、図３では、点ｂ2と点Ｐ2の時間間隔（Ｕ2）で示しているが、点ｂ2と点Ｐ2の時間間隔（Ｕ2）は、点ｂ1と点Ｐ1の時間間隔（Ｕ1）とも比例的な関係にあることから、時間ＴｕをＵ1とＵ2の相乗平均
図４において、ｂ１はＩＲ脈波（赤外光により生体深部の太い動脈の血流）の立ち上がり変曲点、ｂ２はＧ脈波の立ち上がり変曲点、Ｃｂｂはｂ１とｂ２の時間幅、Ｐ1，Ｐ2は、それぞれの頂点を示し、Ｔｕは、ｂ２とＰ2の時間幅を示す。
尚、原波形から、変曲点をデジタル信号により検出出来ない場合は、２階微分により、そのピーク値を算出して変曲点を求める場合もある。ＩＲ脈波の代わりに微圧センサによる脈波でも良い。
｛１｝式の随時血圧Ｐｉは、
Ｐｉ ＝φｉ×Ｐｏ、φｉ＝ｆ（ＳＶ,ＨＲ,Ｒ,Ｅ）
の関数で表されるので、Ｒ（動脈内径ｒ）とＥをＰＷＶあるいはＰＷiで、ＳＶとＨＲは脈波波形を分析する事により推定できる可能性がある。
尚、原波形から、変曲点をデジタル信号により検出出来ない場合は、２階微分により、そのピーク値を算出して変曲点を求める場合もある。ＩＲ脈波の代わりに微圧センサによる脈波でも良い。
｛１｝式の随時血圧Ｐｉは、
Ｐｉ ＝φｉ×Ｐｏ、φｉ＝ｆ（ＳＶ,ＨＲ,Ｒ,Ｅ）
の関数で表されるので、Ｒ（動脈内径ｒ）とＥをＰＷＶあるいはＰＷiで、ＳＶとＨＲは脈波波形を分析する事により推定できる可能性がある。
但し、脈波はＳＶの絶対値は計測できないので、ＳＶの関連係数として次の式を考察した図５の赤外脈波（ＩＲ脈波）、あるいは微圧センサによる脈波の2次微分波形であり、流入する最大速度（Ｖｓ）（１３０１）と流出平均速度（Ｖｄ）（１３０３）の比（Ｖｓ／Ｖｄ）を計測し、
Ｆ＝Ｖs／（Ｖdの平均）−１・・・・・・・・・｛５｝式
を求める。
Ｖｓ：立ち上がり点より頂点までの高さ（ｂ１、Ｐ2の高さ）
Ｖｄの平均：大動脈閉鎖後の平均脈波降下速度（斜線の部分（両側１／８は、波形が安定しないので、除外））
図中の１３０２は、大動脈の弁が閉鎖した時相である。Ｖdの平均：大動脈閉鎖後の平均脈波降下速度（両端の斜線部のない部分は、波形的に安定しない為除外している。
ＩＲ脈波（赤外光を透過して得られた脈波は、容積脈波波形を示し、その２次微分脈波１３００は動脈流入と流出速度を表している（図５）。
脈圧ＰＰとＳＶの関係は｛４｝式に示される（Ｒｏｆｆ：Systoric Run off）
ＰＰ＝Ｅ（ＳＶ−Ｒｏｆｆ）＝Ｅ・Ｒｏｆｆ（ＳＶ／Ｒｏｆｆ−１）・・・・・・｛４｝式
Ｆ＝Ｖs／（Ｖdの平均）−１・・・・・・・・・｛５｝式
を求める。
Ｖｓ：立ち上がり点より頂点までの高さ（ｂ１、Ｐ2の高さ）
Ｖｄの平均：大動脈閉鎖後の平均脈波降下速度（斜線の部分（両側１／８は、波形が安定しないので、除外））
図中の１３０２は、大動脈の弁が閉鎖した時相である。Ｖdの平均：大動脈閉鎖後の平均脈波降下速度（両端の斜線部のない部分は、波形的に安定しない為除外している。
ＩＲ脈波（赤外光を透過して得られた脈波は、容積脈波波形を示し、その２次微分脈波１３００は動脈流入と流出速度を表している（図５）。
脈圧ＰＰとＳＶの関係は｛４｝式に示される（Ｒｏｆｆ：Systoric Run off）
ＰＰ＝Ｅ（ＳＶ−Ｒｏｆｆ）＝Ｅ・Ｒｏｆｆ（ＳＶ／Ｒｏｆｆ−１）・・・・・・｛４｝式
ＳＶは、Ｓｔｒｏｋｅ Ｖｏｌｕｍｅ、Ｒｏｆｆは、流出速度を示す。
ここでＳＶは血液の流入速度と関係し、Ｒｏｆｆは流出速度と関係するので、ＩＲ脈波の二次微分の最大流入速度（Ｖｓ）と、大動脈弁閉鎖以後の流出平均速度（Ｖｄの平均）とすると（Ｖｓ／Ｖｄの平均）はＳＶ／Ｒｏｆｆと関連する指数Ｆが考えられる。
Ｆ＝Ｖｓ／（Ｖｄの平均）−１・・・・・・・・・｛５｝式
Ｆは絶対値を含まないので、脈波でも計測可能である。
｛１｝，｛３｝，｛４｝式を用いた血圧Ｐｉのモデル推定式を｛６｝式に示す。
Ｐi＝ｆ（ＳＶ,ＨＲ,Ｒ,Ｅ）×Ｐc ＝[Ｆ×ＨＲ]β×ＰＷiα×Ｐc・・・・・・｛６｝式
Ｐcは、各個人による異なる定数、
Ｆ＝Ｖs／Ｖd−１でＦ×ＨＲは血流量（ＣＯ）に関する変化量、
αとβは共通の定数とする。
｛６｝式の[Ｆ×ＨＲ]β×ＰＷiα
は（１）項で説明した血圧上昇率φiに相当する。
多数の症例で検討するとαの値として１/４で収束することが例示される。
その理論的説明はまだできないが、ＨａｇｅｎーＰｏｉｓｅｕｌｌｅ法則によると血圧Ｐｉの平均は１／ｒ4に相関し、太い動脈の半径ｒ１、細い動脈の半径をｒ２とする血圧はｒ１／ｒ２が大きいほど上昇する。太い動脈とは、拍動を有する動脈であり、細い動脈とは皮膚血管など微圧センサでは、測定できない程度の血管を意味する。
Ｐcは、各個人による異なる定数、
Ｆ＝Ｖs／Ｖd−１でＦ×ＨＲは血流量（ＣＯ）に関する変化量、
αとβは共通の定数とする。
｛６｝式の[Ｆ×ＨＲ]β×ＰＷiα
は（１）項で説明した血圧上昇率φiに相当する。
多数の症例で検討するとαの値として１/４で収束することが例示される。
その理論的説明はまだできないが、ＨａｇｅｎーＰｏｉｓｅｕｌｌｅ法則によると血圧Ｐｉの平均は１／ｒ4に相関し、太い動脈の半径ｒ１、細い動脈の半径をｒ２とする血圧はｒ１／ｒ２が大きいほど上昇する。太い動脈とは、拍動を有する動脈であり、細い動脈とは皮膚血管など微圧センサでは、測定できない程度の血管を意味する。
｛２｝式からＰＷＶ2は、ｒ１／ｒ２に大きな影響を受け、とくにｒ２は、動脈内径が小さいため太い動脈よりも僅かな血管収縮においても格段にＰＷＶを大きくする（すなわちＣbbを極端に小さくする）。求めるのは太い動脈のＰｉであり、何らかの補正を必要とする。
その補正手段として実験αに値を推定した(補注２）。
その補正手段として実験αに値を推定した(補注２）。
（補注２） 例えばｒ１／ｒ２の比が仮に２とすると、Ｐｏｉｓｅｕｌｌｅ式では血圧は１６倍になってしまうが、その１／４乗にすると２倍となる。 Kortewerg式の脈波伝搬速度が血圧に比例すると仮定（文献１１）すると、ｒ１/ｒ２の比が大きい細小動脈における脈波伝搬速度に相当するＰＷiに対してはα（１/２〜１／４（０．２５〜０．５））程度の補正が必要と推論される。
係数βに関しては、拡張期血圧ＤＢＰに関しては０．１近傍に収束し、｛７｝式を求めた。
ＤＢＰφi ＝ [Ｆ×ＨＲ]0.1 ×ＰＷiα・・・・・・・｛７｝式
実際の計測はＰＣ（コンピュータ）プログラムで行い（例えば図４で示す様な原波形のデジタルデータに基づく））、ｂ１、ｂ２からＣｂｂ(ｂ２とｂ１の時間差）、Ｃｂｐ（ｂ１とＰ2の時間差）、あるいはＰ1Ｐ2、ｂ1Ｐ1、Ｔｕ（ｂ２とＰ2の時間差）、ＦとＨＲを自動算定とした。図１２に、ＤＢＰの変動とα、βの算出例を示す。
係数βに関しては、拡張期血圧ＤＢＰに関しては０．１近傍に収束し、｛７｝式を求めた。
ＤＢＰφi ＝ [Ｆ×ＨＲ]0.1 ×ＰＷiα・・・・・・・｛７｝式
実際の計測はＰＣ（コンピュータ）プログラムで行い（例えば図４で示す様な原波形のデジタルデータに基づく））、ｂ１、ｂ２からＣｂｂ(ｂ２とｂ１の時間差）、Ｃｂｐ（ｂ１とＰ2の時間差）、あるいはＰ1Ｐ2、ｂ1Ｐ1、Ｔｕ（ｂ２とＰ2の時間差）、ＦとＨＲを自動算定とした。図１２に、ＤＢＰの変動とα、βの算出例を示す。
一方、収縮期血圧ＳＢＰに関しては、β＝０．００１とほほ零に近いので、ＰＷiαのみとした。
ＳＢＰφi ＝ ＰＷiα・・・・｛８｝式
図１２，図１３にその測定実例を示す。
図１２は、ＤＢＰの変動に関する実験上求めた推定式（ＤＢＰｅ）の例である。
図１３は、ＳＢＰの変動に関するモデル式推定（ＳＢＰｅ）例を示す。
[ＤＢＰφi、即ち ＰＷiα ×（Ｆ×ＨＲ）0.1 とＳＢＰφｉ、即ちＰＷiα は、測定原理（１）の項で示したＤＢＰとＳＢＰの血圧上昇率φiに相当するものである。]
ＳＢＰφi ＝ ＰＷiα・・・・｛８｝式
図１２，図１３にその測定実例を示す。
図１２は、ＤＢＰの変動に関する実験上求めた推定式（ＤＢＰｅ）の例である。
図１３は、ＳＢＰの変動に関するモデル式推定（ＳＢＰｅ）例を示す。
[ＤＢＰφi、即ち ＰＷiα ×（Ｆ×ＨＲ）0.1 とＳＢＰφｉ、即ちＰＷiα は、測定原理（１）の項で示したＤＢＰとＳＢＰの血圧上昇率φiに相当するものである。]
光学的脈波位相法を用いた連続血圧測定法について
光学的脈波位相法は、血圧の絶対値を直接測定できないので、初期校正が必要となる。
ＤＢＰの校正は、対測上腕の実測ＤＢＰ（y軸）と｛７｝式のＤＢＰφiの測定値（ｘ軸）を求め、その傾斜(y/x)をＰCD係数（Ｐoに相当）とする。
以後は、
ＤＢＰe＝ＰCD ×ＰＷiα ×[Ｆ×ＨＲ]0.1
の関数でＤＢＰの推定値（ＤＢＰe）を自動算出する（図９（１））。
同様に｛８｝式に基づいてＳＢＰも傾斜係数であるＰCS を求め、以後は、
ＳＢＰe ＝ＰCS ×ＰＷiα
の関数で、ＳＢＰの推定値（ＳＢＰｅ）を自動算出して、位相差法で連続的にＳＢＰを算出する（図９（２））。
本発明である光学的脈波位相法は、初期補正をおこなうことがこのましいが、すくなくとも変化量だけを計測する場合は、校正がなくてもよい。
測定装置について、
本発明に基づく測定装置は、赤外線を用いたＩＲ脈波と緑色ＬＥＤによるＧ脈波を用いた上腕部光学的脈波位相法による装置と、ＩＲ脈波をＥＣＧ（心電図）に代えた簡易型
及び耳周辺の浅側頭動脈の脈波と耳介の緑色ＬＥＤによるＧ脈波の組み合わせを示す。
（１）光学的脈波位相法連続血圧測定装置
（１）の方法は、上腕部で原則測定するものであるが、頭部など他の動脈部位にも適用できる。
基本的には、上腕内部のＩＲ（８５０ｎｍ前後）脈波測定部、あるいは、これに付属する空気カフを有する微圧センサと上腕伸側でＧｒｅｅｎ（５２４ｍｍ前後）（Ｇ）脈波測定部、電源回路、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）送信部より構成され、測定結果の表示はタブレットかスマホで行う（図８）。
（２）簡易型光学的脈波位相法連続血圧測定装置
上述した簡易法としてＩＲ脈波の代わりに心電図ＥＣＧを用いて、従来法の脈波伝搬時間（ＣECG）とＧ脈波のＵpstroke Time（Tｕ）から次式により血圧を測定する。
この方法は、ＣECGとＴｕのみを用いて、パルス化することによって下記の式を用いることにより分析が簡易となる。（図１７に心電図ＥＣＧを用いた簡易型光学的脈波位相差連続血圧計の構成を示す。）また脈圧ＰＰeを求めるこの式は、ＩＲ脈波とＧ脈波から求めたＣbbに対しても適用できる。 なお、Ｐcs、Ｐcpは実測値と推定値との傾斜より校正して求める（αを0.25とした場合）。
ＳＢＰｅ＝Ｐcs×（Ｔu／ＣECG）0.25
ＤＢＰｅ＝ＳＢＰｅ−ＰＰｅ
上述した簡易法としてＩＲ脈波の代わりに心電図ＥＣＧを用いて、従来法の脈波伝搬時間（ＣECG）とＧ脈波のＵpstroke Time（Tｕ）から次式により血圧を測定する。
この方法は、ＣECGとＴｕのみを用いて、パルス化することによって下記の式を用いることにより分析が簡易となる。（図１７に心電図ＥＣＧを用いた簡易型光学的脈波位相差連続血圧計の構成を示す。）また脈圧ＰＰeを求めるこの式は、ＩＲ脈波とＧ脈波から求めたＣbbに対しても適用できる。 なお、Ｐcs、Ｐcpは実測値と推定値との傾斜より校正して求める（αを0.25とした場合）。
ＳＢＰｅ＝Ｐcs×（Ｔu／ＣECG）0.25
精度は（１）の装置とほぼ同等の結果が得られている（図１４，図１５、図１６に示す。）
図１４は、心電図を用いた簡易法によるＳＢＰ（Ｔｕ／ＣECG ）1/4 との相関例を示す。
図１５は、心電図を用いた簡易法による脈圧ＰＰの推定例を示す。
図１６は、心電図を用いた簡易法による拡張期血圧（ＤＢＰ）の推定例を示す。
緑色発光体に基づく脈波検出手段と心電図との組み合わせから血圧値を推定する場合、以下の式を示す。
推定収縮期血圧ＳＢＰｅ
推定拡張期血圧ＤＢＰｅ
心電図と緑光脈波の組み合わせによる推定収縮期血圧と実測収縮期血圧及び推定拡張期血圧と実測拡張期血圧についての関係を示す図を図２８及び図２９に示す。
図２８（個人間についての推定収縮期血圧と実測収縮期血圧の関係）において、計測回数ｎとする。ｒは、これ以降（１５）式で示す。
（ｎ＝４８）
ｒ＝０．８５
ｙ＝ｘ−１．５
図２９（個人間についての推定拡張期血圧と実測拡張期血圧の関係）において、
（ｎ＝４８）
ｒ＝０．７１
ｙ＝ｘ−０．５
緑色光発光体に基づく脈波検出手段と赤色発光体に基づく脈波検出手段の組み合わせから血圧値を推定する場合、以下の式が成立する。
推定拡張期血圧値は
ＳＢＰ0：基底収縮期血圧値、ＤＢＰ0：基底拡張期血圧値
ＲＲは校正心拍間隔 ＨＲは、ここでは校正心拍数 ＲＲ＝６０/ＨＲ
ＲＲｉは心拍間隔：ＨＲｉは、ここでは心拍数 ＲＲｉ＝６０/ＨＲｉ
赤色光発光体に基づく脈波と緑色光発光体に基づく脈波の組み合わせによる推定収縮期血圧と実測収縮期血圧及び推定拡張期血圧と実測拡張期血圧についての関係を示す図を図３０及び図３１に示す。
図３０は、個人間における実測推定収縮期血圧と推定収縮期血圧の関係を示し、
基底収縮期血圧値ＳＢＰ0 は、実測したＳＢＰ値と変動係数Φｓｉ から
ｒ＝０．７２
図３１より
ｎ＝４８
ｒ＝０．６５
ｙ＝ｘ
頭位連続血圧測定
本発明は、上腕部での無侵襲による連続血圧測定の他、図２０（ａ）で示す耳介２００１の傍を通る比較的浅い部分の動脈（浅側頭動脈）２００３を太い動脈とし、耳介２００１の動脈を細い動脈として、これらの動脈の脈波あるいは血流波形から血圧値を推定する場合も含まれる。
頭位連続血圧測定の場合、ＳＢＰ（収縮期血圧）及びＤＢＰ（拡張期血圧）の推定は以下の通りである。
ＳＢＰの推定値ＳＢＰｅは、
・・・・（１３）
を用いる。ＳＢＰ0：基底血圧値として血流波形ＱｍｉｎとＱｍａｘは、図２１（ｃ）で示す脈波の最低値Ｑｍｉｎ 最高値Ｑｍａｘ、Ｔｕ及びＣｂｂは、図２１（ａ）：緑色光源で計測した脈波と（ｂ）：レーザーで計測した脈波あるいは血流波形のそれぞれで示す脈波等の立ち上がり時間
ＳＢＰの推定値ＳＢＰｅは、
を用いる。ＳＢＰ0：基底血圧値として血流波形ＱｍｉｎとＱｍａｘは、図２１（ｃ）で示す脈波の最低値Ｑｍｉｎ 最高値Ｑｍａｘ、Ｔｕ及びＣｂｂは、図２１（ａ）：緑色光源で計測した脈波と（ｂ）：レーザーで計測した脈波あるいは血流波形のそれぞれで示す脈波等の立ち上がり時間
ＤＢＰの推定値ＤＢＰｅは、
を用いる。ＲＲは、心拍間隔である。ＤＢＰ／ＳＢＰとΦDiには相関があって
であり比例するが、非線形なので、この非線形性をβ係数で補正
図２２（ｃ）で示す血流波形、脈波波形において
とする。
実際の収縮期血圧ＳＢＰｅと拡張期血圧ＤＢＰｅの推定値の算出は、
初期設定として、
１．上腕で市販の血圧計を用いて血圧を測定する。得られる収縮期血圧をＳＢＰ 拡張期血圧をＤＢＰとする。
２．図２０（ｂ）（ｃ）で示す計測器を用いて、図２１（ａ）（ｂ）（ｃ）で示すＴｕとＣｂｂ、血流波形のＱｍｉｎ、Ｑｍａｘ及び心拍間隔を測定する。
３．１．及び２．で求めたＴｕ等を（１３）（１４）式に代入してＳＢＰ0及びβを求める。
（１３）式において
を変動係数（ｆａｉＳ）とする、実測したＴｕ、Ｃｂｂ、Ｑｍｉｎ、Ｑｍａｘ値から変動係数を求め、実測した収縮期血圧ＳＢＰとの関係を図２４で示す。
（１３）式及び図２４から、基底収縮期血圧ＳＢＰ0を求める
ｒ＝0.86
ｙ＝７９ｘ
この算出した基底収縮期血圧ＳＢＰ0（＝８０mmHｇ）と実測したＴｕ値等を（１３）式に代入して得られた推定収縮期血圧ＳＢＰｅと実測した収縮期血圧ＳＢＰとの関係を図２５に示す。図２５より
ｒ＝０．８６
ｙ＝ｘ−０．６
（１４）式において、
両辺に対数をとり、βを求める式を形成する。
ｒ＝０．８
ｙ＝１．８３ｘ＋０．０６
β＝１．８７±０.１５
βの推定誤差変動 ＳＥ＝±８％
βの値を約１．８３とし、式１４で示す推定拡張期血圧と実測した拡張期血圧との関係を図２７に示す。
ｒ＝０．６９
ｙ＝０．６５６ｘ＋２９
結果、推定拡張期血圧と実測した拡張期血圧との誤差（ＳＤ）は、４．３mmHgであった。
連続血圧表示
３.で求めたＳＢＰ0とβ及び一つ前の波形から測定されるＴｕとＣｂｂ及びＱｍｉｎ、Ｑｍａｘ及びＲＲ値を（１３）式及び（１４）式に代入して連続的に収縮期血圧、拡張期血圧の推定値ＳＢＰｅ、ＤＢＰｅを求める。一つ前の波形からでは、計算時間が足りない場合は、２つ前、の波形で演算していくことが好ましい。
３.で求めたＳＢＰ0とβ及び一つ前の波形から測定されるＴｕとＣｂｂ及びＱｍｉｎ、Ｑｍａｘ及びＲＲ値を（１３）式及び（１４）式に代入して連続的に収縮期血圧、拡張期血圧の推定値ＳＢＰｅ、ＤＢＰｅを求める。一つ前の波形からでは、計算時間が足りない場合は、２つ前、の波形で演算していくことが好ましい。
本発明における「血管径に対応した脈波」とは、例えば、図２（２）で示す血管網２０の内、太い動脈血管２１と末梢方向の細い動脈血管２２を示し、脈波検出をする光源と受光素子の種類と、配置関係で、深部と浅部を区分けして測定する。微圧センサでも太い動脈の脈波を計測できる。
尚、図２（２）で示す様に太い血管と細い血管は、必ずしもつながっている必要は無く、
太い血管が深部で細い血管が浅部である必要は無いが、少なくとも、太い血管と細い血管であれば良い
「微圧センサ」とは、例えば、圧力センサを内部に配置した袋状体に空気、不活性ガスを充填して密封したもので構成され、圧脈波を検出するためのものである。
圧脈波は、ある程度、皮膚表面を加圧した状態で検出可能である為、帯状体で、上腕部を所定の圧力で一様に加圧することで検出可能とすることができる。
所定の圧力とは、例えば２０ｍｍＨｇ以上であり、上腕部に装着する帯状体を締めていき、袋状体内の検出センサが信号を捉えることができる程度に上腕部を締め付ける圧力（微圧）であって、使用者が侵襲的な圧力の影響を受けない程度を示す。
従って、帯状体による上腕部の締め付ける力を徐々に上げていき、脈圧波が検出できる程度までで、締め付ける力を停止した状態が形成できることが好ましい。
例えば、圧力センサの圧力信号を電気信号に変換するセンサが出力するセンサ信号が脈波状になった（例えば脈波状になった場合の所定値以上の振幅値が一定時間経過した場合など）時点で、適度な圧力であることを認識する回路を備え、この回路の出力信号で、発光する発光部を形成して、帯状体の適当な締め付けを検出しても良い。
「光学センサ」とは、例えば、選択波長の光を発光する発光ダイオードと受光部を形成するフォトトランジスタ等の組み合わせが示される。
尚、図２（２）で示す様に太い血管と細い血管は、必ずしもつながっている必要は無く、
太い血管が深部で細い血管が浅部である必要は無いが、少なくとも、太い血管と細い血管であれば良い
「微圧センサ」とは、例えば、圧力センサを内部に配置した袋状体に空気、不活性ガスを充填して密封したもので構成され、圧脈波を検出するためのものである。
圧脈波は、ある程度、皮膚表面を加圧した状態で検出可能である為、帯状体で、上腕部を所定の圧力で一様に加圧することで検出可能とすることができる。
所定の圧力とは、例えば２０ｍｍＨｇ以上であり、上腕部に装着する帯状体を締めていき、袋状体内の検出センサが信号を捉えることができる程度に上腕部を締め付ける圧力（微圧）であって、使用者が侵襲的な圧力の影響を受けない程度を示す。
従って、帯状体による上腕部の締め付ける力を徐々に上げていき、脈圧波が検出できる程度までで、締め付ける力を停止した状態が形成できることが好ましい。
例えば、圧力センサの圧力信号を電気信号に変換するセンサが出力するセンサ信号が脈波状になった（例えば脈波状になった場合の所定値以上の振幅値が一定時間経過した場合など）時点で、適度な圧力であることを認識する回路を備え、この回路の出力信号で、発光する発光部を形成して、帯状体の適当な締め付けを検出しても良い。
「光学センサ」とは、例えば、選択波長の光を発光する発光ダイオードと受光部を形成するフォトトランジスタ等の組み合わせが示される。
「反射型の光学センサ」とは、例えば、一枚の基板に、発光ダイオードと受光用フォトトランジスタがマウントされた状態のものや、同一の基板ではなく、発光ダイオードと受光用フォトトランジスタが併置した状態で生体接触面に配置されたものが例示されるが、その他、異なる基板に別々にマウントしたものであってもよい。
「前記光学センサから得られた生体浅部の細い血管に対応する脈波」は、例えば緑色のＬＥＤのような生体内部へ浅い箇所へ伝達する光源を用いた反射型の脈波センサによって、皮膚表面に近い末梢血管から得られた脈波信号を示す。尚、緑色に限らず、その周辺の波長であって、浅い部分の細い血管の脈波が検出できれば良い場合もある。
「前記光学センサから得られた生体浅部の細い血管に対応する脈波」は、例えば緑色のＬＥＤのような生体内部へ浅い箇所へ伝達する光源を用いた反射型の脈波センサによって、皮膚表面に近い末梢血管から得られた脈波信号を示す。尚、緑色に限らず、その周辺の波長であって、浅い部分の細い血管の脈波が検出できれば良い場合もある。
「生体深部の太い血管に対応する脈波の１乃至複数階数の微分値を算出する微分値算出手段」における「生体深部の太い血管に対応する脈波」は、例えば、赤外線発光ダイオードを用いた透過型の脈波センサにより検出した脈波電気信号であって、生体に、おおよそ対向する様に発光部と受光部を配置することで、生体内の深部動脈を透過して得られる赤外線透過信号を受光して得られる脈波信号である。
透過の場合、発光部と受光部は、対向する形で配置されるが、必ずしも、対向する必要はなく、所定の距離をおいて発光部と受光部で動脈を挟む状態で配置されても良い場合がある。
又、赤外線に限らず、深部動脈の脈波が検出できる場合は、その他の波長を用いても良い。また、微圧センサによる拍動がある動脈の脈波でも良い。
「１乃至複数階数の微分値を算出する微分値算出手段」は、例えば、アナログ微分回路を２つ使用して、2次微分波形を形成し、変曲点に相当する時相を検出する。又は、ＡＤコンバータを用いて波形をデジタル化し、２次微分波形の振幅値をデジタル信号値に変換して、その前後の値から、変曲点の時相を検出することが例示される。１乃至複数階数は、次数を示し例えば、１次微分、2次微分、３次微分、４次微分を示すことが出来、特徴点
が検出できる階数の微分手段を用いれば良い。
時相とは、原波形で特徴部が出現した時間が、原波形をパルス等に変換した際のそのパルス等の立ち上がり、又は立ち下がり等のタイミングに含まれる場合を示し、変換後のパルスの立ち上がり又は立ち下がりを検出すれば、特徴部が出現したタイミングが得られる。
又、赤外線に限らず、深部動脈の脈波が検出できる場合は、その他の波長を用いても良い。また、微圧センサによる拍動がある動脈の脈波でも良い。
「１乃至複数階数の微分値を算出する微分値算出手段」は、例えば、アナログ微分回路を２つ使用して、2次微分波形を形成し、変曲点に相当する時相を検出する。又は、ＡＤコンバータを用いて波形をデジタル化し、２次微分波形の振幅値をデジタル信号値に変換して、その前後の値から、変曲点の時相を検出することが例示される。１乃至複数階数は、次数を示し例えば、１次微分、2次微分、３次微分、４次微分を示すことが出来、特徴点
が検出できる階数の微分手段を用いれば良い。
時相とは、原波形で特徴部が出現した時間が、原波形をパルス等に変換した際のそのパルス等の立ち上がり、又は立ち下がり等のタイミングに含まれる場合を示し、変換後のパルスの立ち上がり又は立ち下がりを検出すれば、特徴部が出現したタイミングが得られる。
「微分値算出手段で得られた脈波ごとの特徴点を検出する特徴点検出手段」の特徴点とは、例えば、１乃至複数階数の微分値における変曲点、ピーク点（Ｐ）、ボトム点（ｂ）、心電図であればＲ波等を示すものであり、座標を取得することをしめすものである。
変曲点の場合は、１乃至複数階数の微分値が０で、その前後で、座標値の極性が反転する場所を求める他、微分処理をせず、図４のｂ１、ｂ２で示す部位の様な波形の傾きが、その前後の傾きに比べ平坦になる部位を検出しても良い場合もある。
変曲点の場合は、１乃至複数階数の微分値が０で、その前後で、座標値の極性が反転する場所を求める他、微分処理をせず、図４のｂ１、ｂ２で示す部位の様な波形の傾きが、その前後の傾きに比べ平坦になる部位を検出しても良い場合もある。
「前記特徴点検出手段で得られた特徴点間の位相差に基づいて血圧関連値を測定する血圧関連値測定手段」における「位相差に基づいて」とは、例えば、微分波又は異なる微分波の特徴点間の時間間隔又は時間幅を示す。
血圧関連値は、血圧値の他、収縮期血圧変化率ＳＢＰφｉ 拡張期血圧変化率ＤＢＰφｉ等が例示される。血圧換算を行わなくても、時系列的な血圧増加減少変化の推移を得る場合等は、そのまま利用可能となる場合もある。
血圧関連値は、血圧値の他、収縮期血圧変化率ＳＢＰφｉ 拡張期血圧変化率ＤＢＰφｉ等が例示される。血圧換算を行わなくても、時系列的な血圧増加減少変化の推移を得る場合等は、そのまま利用可能となる場合もある。
本発明は、生体を加圧などの侵襲することなく連続した血圧及び血圧関連値をえることができ、より小型で簡便な、連続した血圧を測定可能とする。
本発明は、緑色に代表される波長５２４μｍのＬＥＤと、近赤外に代表される波長８５０ｎｍのＬＥＤを皮膚と接触する面に備えた帯状体を上腕部装着するだけで、血圧関連値及び血圧値を連続して測定するものであり、加圧などの侵襲がないことから、患者の血圧測定時の負担を抑えることが出来る。
即ち、図２（ｂ）で示すような血管網２０における深部の太い動脈血管２１（動脈径ｒ１）を流れる深部動脈血管内血流 と、末梢方向で皮膚の浅い細い動脈血管２２（動脈径ｒ２）における浅部動脈血管内血流を、非侵襲的に測定する。
皮膚の浅い細い動脈径（ｒ２）と深部の太い動脈径（ｒ１）はｒ２＜＜ｒ１の関係を有する。
図２（ｂ）で示す血管網２０は、説明のために簡略化した一例であり、同じ血管の太いところ、細いところだけでなく、離れた動脈血管網の太い所と細い所で測定する場合もある。
即ち、図２（ｂ）で示すような血管網２０における深部の太い動脈血管２１（動脈径ｒ１）を流れる深部動脈血管内血流 と、末梢方向で皮膚の浅い細い動脈血管２２（動脈径ｒ２）における浅部動脈血管内血流を、非侵襲的に測定する。
皮膚の浅い細い動脈径（ｒ２）と深部の太い動脈径（ｒ１）はｒ２＜＜ｒ１の関係を有する。
図２（ｂ）で示す血管網２０は、説明のために簡略化した一例であり、同じ血管の太いところ、細いところだけでなく、離れた動脈血管網の太い所と細い所で測定する場合もある。
図２（ａ）及び図３で示すように、得られる脈波波形から２次微分を行って得られる２次微分波形の時間的な相違に関する値（例えば、２次微分波の立ち上がり部を示す変曲点ｂ１，ｂ２及び、２次微分波のピーク値Ｐ1、Ｐ2を検出し、これら時相差から、血圧値及び血圧関連値を好ましくはリアルタイムで求める為の構成を取れば良い。
図３は、心電図波形３１、深部動脈血管内血流２次微分波形３３と浅部動脈血管内血流２次微分波形３２を示す。
血圧関連値とは、血圧値に関連する値であり、例えば、変化量、変化率等を示すものであり、時系列データとして用いる場合等に適応できる。
血圧の変化量は、例えば、高血圧症の診断や管理、血液透析治療時の患者の血圧の変化を監視したり連続的に測定する場合に用いられ、本発明も、これらの場合に適用可能である。
図３は、心電図波形３１、深部動脈血管内血流２次微分波形３３と浅部動脈血管内血流２次微分波形３２を示す。
血圧関連値とは、血圧値に関連する値であり、例えば、変化量、変化率等を示すものであり、時系列データとして用いる場合等に適応できる。
血圧の変化量は、例えば、高血圧症の診断や管理、血液透析治療時の患者の血圧の変化を監視したり連続的に測定する場合に用いられ、本発明も、これらの場合に適用可能である。
本発明における２次微分波形に変換する回路は、例えば、アナログ微分回路を２つ接続した回路、脈波波形をＡＤ変換してデジタル信号に変換した後、コンピュータによるデジタル処理により２次微分を行っても良い。
太い血管であって、生体深部の血管を計測する生体深部脈波計測部と、細い血管であって、生体の浅いところの血管を測定する生体浅部脈波計測部は、好ましくは、1つの帯状体に装着されたものの他、個々の計測部を別々の帯状体に装着した物であっても良い。
太い血管であって、生体深部の血管を計測する生体深部脈波計測部と、細い血管であって、生体の浅いところの血管を測定する生体浅部脈波計測部は、好ましくは、1つの帯状体に装着されたものの他、個々の計測部を別々の帯状体に装着した物であっても良い。
1つの帯状体に、生体深部脈波計測部と生体浅部脈波計測部を配置しものを、生体上腕部に装着することは、心臓部位に近く、静水圧（水頭圧）が安定している点で、精度の高い脈波信号が検出できる。
図１は、本発明の一実施例を示す図である。
図1（ａ）において、
１０１は、緑（Ｇ）受光部であり、主に緑色ＬＥＤの反射光を受光する受光用フォトトランジスタ、フォトダイオード、その他の受光用半導体素子を示す。
１０２は、緑（Ｇ）発光部であり、波長が緑色（５２４μｍ ）等により構成された発光ダイオード（ＬＥＤ）、その他の発光素子等で構成されている。
緑（Ｇ）受光部１０１と緑（Ｇ）発光部１０２は、反射型の脈波センサーを形成することから、1つの基板に緑（Ｇ）受光部１０１と緑（Ｇ）発光部１０２が隣接する様な状態でマウントした一体型が例示される。
１０３は、赤外（ＩＲ）受光部であり、例えば、波長が、８５０ｎｍ赤外発光ダイオード（ＬＥＤ）の透過光を受光する受光用フォトトランジスタ、フォトダイオード、その他の受光用半導体を示し、特に赤外を効率よく受光する為のフィルタを備えていても良い。
図1（ａ）において、
１０１は、緑（Ｇ）受光部であり、主に緑色ＬＥＤの反射光を受光する受光用フォトトランジスタ、フォトダイオード、その他の受光用半導体素子を示す。
１０２は、緑（Ｇ）発光部であり、波長が緑色（５２４μｍ ）等により構成された発光ダイオード（ＬＥＤ）、その他の発光素子等で構成されている。
緑（Ｇ）受光部１０１と緑（Ｇ）発光部１０２は、反射型の脈波センサーを形成することから、1つの基板に緑（Ｇ）受光部１０１と緑（Ｇ）発光部１０２が隣接する様な状態でマウントした一体型が例示される。
１０３は、赤外（ＩＲ）受光部であり、例えば、波長が、８５０ｎｍ赤外発光ダイオード（ＬＥＤ）の透過光を受光する受光用フォトトランジスタ、フォトダイオード、その他の受光用半導体を示し、特に赤外を効率よく受光する為のフィルタを備えていても良い。
１０４は、赤外（ＩＲ）発光部であり、波長が近赤外波長８５０ｎｍの発光を行う発光ダイオード（ＬＥＤ）、その他の発光体で構成されている。
赤外（ＩＲ）受光部１０３と赤外（ＩＲ）発光部１０４は、透過型を形成することから、個々の基板にマウントされた発光素子と受光素子を、生体表面に対して、測定する生体深部にある太い血管を挟み込む又は対向する様に配置される。
１０５は、緑色脈波微分手段であり、電気信号に変換された緑色受光信号に２次微分処理を行って緑色２次微分信号を形成し、出力するための手段である。
緑色脈波微分手段１０５は、 例えば、２つのアナログ微分回路、又は、２つの微分処理コードルーチンを記憶し、この記憶コードを実行してデジタル信号を処理するコンピュータユニットで構成されている。
赤外（ＩＲ）受光部１０３と赤外（ＩＲ）発光部１０４は、透過型を形成することから、個々の基板にマウントされた発光素子と受光素子を、生体表面に対して、測定する生体深部にある太い血管を挟み込む又は対向する様に配置される。
１０５は、緑色脈波微分手段であり、電気信号に変換された緑色受光信号に２次微分処理を行って緑色２次微分信号を形成し、出力するための手段である。
緑色脈波微分手段１０５は、 例えば、２つのアナログ微分回路、又は、２つの微分処理コードルーチンを記憶し、この記憶コードを実行してデジタル信号を処理するコンピュータユニットで構成されている。
１０６は、赤外脈波微分手段であり、緑色脈波微分手段１０５と同じ様な構成をとり、形成された赤外２次微分脈波を特徴部検出手段１０７へ出力する。
１０７は、特徴部検出手段であり、緑色脈波微分手段１０５と赤外脈波微分手段１０６からそれぞれ出力された２次微分脈波信号を入力し、変曲点及びピーク値等の特徴値を検出するためのもので、アナログ又はデジタルの信号処理回路で形成され、デジタル信号処理回路は、例えば、プログラムを実行して動作するコンピュータによって構成され、特徴値を出力する。
１０８は、血圧情報検出手段であり、プログラムを実行して動作するコンピュータ、ゲートアレイにより構成されるＡＳＩＣにより形成され、特徴部検出手段１０７から出力される特徴値から、上述した原理説明に基づき血圧関連値及び血圧値を出力する。
この出力は、コンピュータモニター、血圧計等に表示される他、機械学習等のＡＩ処理回路の入力信号になる場合がある。
１０７は、特徴部検出手段であり、緑色脈波微分手段１０５と赤外脈波微分手段１０６からそれぞれ出力された２次微分脈波信号を入力し、変曲点及びピーク値等の特徴値を検出するためのもので、アナログ又はデジタルの信号処理回路で形成され、デジタル信号処理回路は、例えば、プログラムを実行して動作するコンピュータによって構成され、特徴値を出力する。
１０８は、血圧情報検出手段であり、プログラムを実行して動作するコンピュータ、ゲートアレイにより構成されるＡＳＩＣにより形成され、特徴部検出手段１０７から出力される特徴値から、上述した原理説明に基づき血圧関連値及び血圧値を出力する。
この出力は、コンピュータモニター、血圧計等に表示される他、機械学習等のＡＩ処理回路の入力信号になる場合がある。
次に図１（ａ）で示す動作を、図２等を用いて説明する。
緑（Ｇ）受光部１０１と緑（Ｇ）発光部１０２は、１つの基板にマウントされて反射型の脈波センサを形成されており、例えば、図６の緑色（Ｇ）光発光部６０６ａと緑色（Ｇ）光受光部６０６ｂで示すように反射型を形成して、生体表面に当接接触される。
緑（Ｇ）発光部１０２と緑（Ｇ）受光部１０１は、距離が隣接している状態か、又は ６０ 〜８０ ｍｍ離れた状態で測定器を形成するかした状態で一体的に形成されるか又は、別体で形成されている。
緑（Ｇ）受光部１０１と緑（Ｇ）発光部１０２は、１つの基板にマウントされて反射型の脈波センサを形成されており、例えば、図６の緑色（Ｇ）光発光部６０６ａと緑色（Ｇ）光受光部６０６ｂで示すように反射型を形成して、生体表面に当接接触される。
緑（Ｇ）発光部１０２と緑（Ｇ）受光部１０１は、距離が隣接している状態か、又は ６０ 〜８０ ｍｍ離れた状態で測定器を形成するかした状態で一体的に形成されるか又は、別体で形成されている。
赤外（ＩＲ）受光部１０３と赤外（ＩＲ）発光部１０４は、図６の赤外（ＩＲ）発光部６０３、赤外（ＩＲ）光用受光部６０４で示すように生体に対し、透過型で脈波が計測される様に配置され接触され、緑色脈波センサと赤外脈波センサを構成して、生体皮膚に接触配置される。赤外（ＩＲ）受光部１０３と赤外（ＩＲ）発光部１０４は、透過させることにより生体信号を得るものであることから、図６（ａ）で示すように、太い深部動脈６ｄをまたぐように赤外（ＩＲ）発光部６０３と赤外（ＩＲ）光用受光部６０４が配置されることが好ましい。
生体への配置部位としては、上腕部が、上述の通り好ましく、より正確で安定した脈波が計測される。緑色脈波センサは、図２（ｂ）の２２の様に皮膚表面に近く末梢方向の細い動脈を計測するような部位への配置が行われることが好ましい。
生体への配置部位としては、上腕部が、上述の通り好ましく、より正確で安定した脈波が計測される。緑色脈波センサは、図２（ｂ）の２２の様に皮膚表面に近く末梢方向の細い動脈を計測するような部位への配置が行われることが好ましい。
赤外（ＩＲ）脈波センサは、図２（ｂ）の２１で示す より生体の深部であって、太い動脈の血流を測定する為の位置に配置されることがこのましい。
緑（Ｇ）発光部１０２から出力された緑色光は、皮膚表面を透過して、図２（ｂ）の２２で示す皮膚表面から近く径の細い動脈で反射して緑（Ｇ）受光部１０１で受光され、電気信号に変換して、緑色脈波微分手段１０５へ入力される。
この入力信号（図示せず）は、アナログ又はデジタルのフィルタ、増幅器を介して、増幅、ろ波される。
緑（Ｇ）受光部１０１から出力した緑色脈波信号は、緑色脈波微分手段１０５で、２回の微分波処理が行われて２次微分脈波信号が形成され、この２次微分脈波信号は、特徴部検出手段１０７へ入力される。
緑（Ｇ）発光部１０２から出力された緑色光は、皮膚表面を透過して、図２（ｂ）の２２で示す皮膚表面から近く径の細い動脈で反射して緑（Ｇ）受光部１０１で受光され、電気信号に変換して、緑色脈波微分手段１０５へ入力される。
この入力信号（図示せず）は、アナログ又はデジタルのフィルタ、増幅器を介して、増幅、ろ波される。
緑（Ｇ）受光部１０１から出力した緑色脈波信号は、緑色脈波微分手段１０５で、２回の微分波処理が行われて２次微分脈波信号が形成され、この２次微分脈波信号は、特徴部検出手段１０７へ入力される。
緑色脈波信号の２次微分信号を図２（ａ）の０１に示し、赤外脈波信号の２次微分信号を図２（ａ）の０２に示す。
赤外（ＩＲ）受光部１０３から出力した赤外脈波信号は、赤外脈波微分手段１０６で、２回の微分波処理が行われ、特徴部検出手段１０７へ入力される。
特徴部検出手段１０７は、赤外の脈波２次微分信号と緑色の脈波２次微分信号の内、変曲点ｂ１、ｂ２求める。
変曲点は、例えば、図4で示すように２次微分信号波形が０値になる点であって、その前後で、波形の極性が変化がある部分（ｂ１，ｂ２）を検出して求めることが出来る。
赤外（ＩＲ）受光部１０３から出力した赤外脈波信号は、赤外脈波微分手段１０６で、２回の微分波処理が行われ、特徴部検出手段１０７へ入力される。
特徴部検出手段１０７は、赤外の脈波２次微分信号と緑色の脈波２次微分信号の内、変曲点ｂ１、ｂ２求める。
変曲点は、例えば、図4で示すように２次微分信号波形が０値になる点であって、その前後で、波形の極性が変化がある部分（ｂ１，ｂ２）を検出して求めることが出来る。
これらの変曲点から、上記｛３｝式により、ＰＷi値を求め、更に８式により収縮期血圧値に対応するＳＢＰφi=ＰＷi0.25を求めて、血圧関連データを出力する。
更に必要に応じ、図９（２）で示すＳＢＰ校正直線に基づいて血圧値を出力する。
図９（２）で示す校正直線は、例えば図１８で示すシステムを用いて初期設定時に形成され、メモリ等にデジタルデータとして記憶されている事が好ましい。
拡張期血圧ＤＢＰは、上記７式に基づいて、ＤＢＰφiを算出し、図９（１）でしめす校正図で対応させて拡張期血圧を得る。
更に必要に応じ、図９（２）で示すＳＢＰ校正直線に基づいて血圧値を出力する。
図９（２）で示す校正直線は、例えば図１８で示すシステムを用いて初期設定時に形成され、メモリ等にデジタルデータとして記憶されている事が好ましい。
拡張期血圧ＤＢＰは、上記７式に基づいて、ＤＢＰφiを算出し、図９（１）でしめす校正図で対応させて拡張期血圧を得る。
血圧関連値は、その変化量が必要な場合用いられればよく、場合によっては予め図９で示す校正図を作成して、血圧値を得ても良い。
得られた血圧関連値、及び血圧値、は必要に応じ、コンピュータモニターに表示されたり、別途設けられる例えば、人工知能アルゴリズムの入力データとして用いられる場合もある。
得られた血圧関連値、及び血圧値、は必要に応じ、コンピュータモニターに表示されたり、別途設けられる例えば、人工知能アルゴリズムの入力データとして用いられる場合もある。
図１（ｂ）は、本発明の他の実施例である。図１（ａ）と同じ構成の部分は、同じ番号を付して説明を省略した。
図１（ｂ）の１０９は、心電図入力部であり、少なくとも、１対以上の電極を備えた心電計で構成され、これら一対の電極は、心臓を挟む様に生体に貼着するなどして配置構成される。
電極は、導電性部材を備えた布電極やＡｇ／ＡｇＣｌ等の導電性部材をビニール、プラスチック製の支持シートに装着し、更に粘着状の界面形成手段を積層した構成が例示されるが、粘着状の界面形成手段の代わりに布電極を用いることで、皮膚に残る粘着成分による不快感を解消させることができる点で好ましい態様である。
図１（ｂ）の１０９は、心電図入力部であり、少なくとも、１対以上の電極を備えた心電計で構成され、これら一対の電極は、心臓を挟む様に生体に貼着するなどして配置構成される。
電極は、導電性部材を備えた布電極やＡｇ／ＡｇＣｌ等の導電性部材をビニール、プラスチック製の支持シートに装着し、更に粘着状の界面形成手段を積層した構成が例示されるが、粘着状の界面形成手段の代わりに布電極を用いることで、皮膚に残る粘着成分による不快感を解消させることができる点で好ましい態様である。
心電計は、汎用性のあるものでよく、少なくともＲ波のピーク時相が検出可能であればよい。
１１０は、心電図微分手段であり、微分回路、微分プログラムを実行するコンピュータ等で構成され、心電図信号から、Ｒ波のピーク時相を備えたパルスを形成するために微分を行う手段である。微分の回数は、時相検出が良好な回数だけおこなうことができればよい。
１１１は、特徴部検出手段であり、コンパレータ回路、Ｒ波時相検出プログラムを備えたコンピュータ等で構成され、心電図微分手段１１０から入力した微分心電図信号からＲ波時相を含むパルス、その他の信号を出力するものである。
１１０は、心電図微分手段であり、微分回路、微分プログラムを実行するコンピュータ等で構成され、心電図信号から、Ｒ波のピーク時相を備えたパルスを形成するために微分を行う手段である。微分の回数は、時相検出が良好な回数だけおこなうことができればよい。
１１１は、特徴部検出手段であり、コンパレータ回路、Ｒ波時相検出プログラムを備えたコンピュータ等で構成され、心電図微分手段１１０から入力した微分心電図信号からＲ波時相を含むパルス、その他の信号を出力するものである。
図１（ｂ）で示す実施例の動作を図１７の（ｂ）から（ｄ）に基づいて説明する。
（９）式及び（１０）式に基づいて、本人固有の血圧（基底血圧）ＳＢＰo、ＤＢＰoを算出する。
すなわち、既存の血圧計を用いて、血圧値ＳＢＰ、ＤＢＰを測定し、更に、Ｔｕ、ＣECG
、拡張期においては、ＲＲ、ＲＲi、の値、等を求めた後、基底血圧ＳＢＰo、ＤＢＰoを（９）式及び（１０）式に基づいて、算出する。
この値は、基本的に一定であるが、測定誤差等を考慮し、複数回算出してその平均値を求めることが好ましい。基底血圧値は、一日一回以上測定算出を行う。また連続的な血圧測定ではなく、ＳＢＰ0、ＤＢＰ0を決定するだけでも良い。
心電図入力部１０９は、例えば、図１７赤外（ＩＲ）の脈波波形（ｂ−１）（ｃ−１）で示す心電図信号を図１７（ａ）で示す主極用導電性部材１７２ａ、対極用導電性部材１７２ｂ間を介して入力し、電気信号として増幅とフィルタ処理がおこなわれ、心電図微分手段１１０に入力される。
心電図微分手段１１０は、図１７（ｃ−２）で示す微分波を形成する。微分は、Ｒ波のピーク時間（Ｒ）を検出容易に含めばよく、２次微分処理を行う場合もある。
（９）式及び（１０）式に基づいて、本人固有の血圧（基底血圧）ＳＢＰo、ＤＢＰoを算出する。
すなわち、既存の血圧計を用いて、血圧値ＳＢＰ、ＤＢＰを測定し、更に、Ｔｕ、ＣECG
、拡張期においては、ＲＲ、ＲＲi、の値、等を求めた後、基底血圧ＳＢＰo、ＤＢＰoを（９）式及び（１０）式に基づいて、算出する。
この値は、基本的に一定であるが、測定誤差等を考慮し、複数回算出してその平均値を求めることが好ましい。基底血圧値は、一日一回以上測定算出を行う。また連続的な血圧測定ではなく、ＳＢＰ0、ＤＢＰ0を決定するだけでも良い。
心電図入力部１０９は、例えば、図１７赤外（ＩＲ）の脈波波形（ｂ−１）（ｃ−１）で示す心電図信号を図１７（ａ）で示す主極用導電性部材１７２ａ、対極用導電性部材１７２ｂ間を介して入力し、電気信号として増幅とフィルタ処理がおこなわれ、心電図微分手段１１０に入力される。
心電図微分手段１１０は、図１７（ｃ−２）で示す微分波を形成する。微分は、Ｒ波のピーク時間（Ｒ）を検出容易に含めばよく、２次微分処理を行う場合もある。
微分された心電図信号は、特徴部検出手段１１１に入力され、Ｒ波の出現時間情報（時相）を、立ち上がり又は立ち下がりに含ませたパルスを形成する。
又、緑（Ｇ）発光部１０２から出力された緑色光は、皮膚の浅い箇所の細い動脈内の血液を介して反射し、その反射緑光を緑（Ｇ）受光部１０１で受光し、図１７における緑色（Ｇ）の脈波の波形（ｂ−２）（ｃ−４）で示す脈波電気信号を緑色脈波微分手段１０５へ出力する。
緑色脈波微分手段１０５では、この脈波信号に対し２次微分を行い、図１７（ｃ−５）で示す２次微分波形を形成し、特徴部検出手段１０７へ出力する。
特徴部検出手段１１１は、この２次微分波形からｂ点とＰ点の時相を含むパルス（図１７（ｃ−６））を形成する。
更に、特徴部検出手段１１１は、図１７（ｃ−３）と（ｃ−６）で示す心電図Ｒ波時相を含むパルスと、緑色発光体により検出された脈波の変曲点ｂ及びＰ時相を含むパルスを、血圧情報検出手段１０８に出力する。
更に、特徴部検出手段１１１は、図１７（ｃ−３）と（ｃ−６）で示す心電図Ｒ波時相を含むパルスと、緑色発光体により検出された脈波の変曲点ｂ及びＰ時相を含むパルスを、血圧情報検出手段１０８に出力する。
血圧情報検出手段１０８は、図１７（ｄ−１）で示す入力された心電図Ｒ波時相を含むパルス及び緑色光に係るｂ時相とＰ時相を含む脈波パルスの血圧値、血圧関連値等を算出し、出力する。
図１（ｃ）は、圧脈波を測定する為の圧力センサを新たに設けたものであって、図１（ａ）と同じ構成については、同じ記号を付して説明を省略する。
１１２は、微圧検出部であり、例えば、密閉されたビニール又はプラスチック製の袋状体に、空気、ガスが密封されていると共に、袋状体の内面に圧力センサが装着された構成が形成され、圧力センサから延びた電気リード線が袋状体外部まで延び、微圧微分手段１１３に圧力センサが出力する出力信号が伝達する。
微圧検出部１１２は、例えば、赤外受光部１０３と、重畳する形式で、配置されている。
１１３は、微圧微分手段であり、プログラムを内蔵し、プログラムによって動作するコンピュータ等の信号処理器で形成され、１１２からの圧力センサ信号を２階微分して２階微分値を出力し、特徴部検出手段１１４に出力する。
１１４は、特徴部検出手段であり、１０７、１１１と同様にプログラムを内蔵し、プログラムによって動作するコンピュータ等の信号処理器で形成されている。
１１２は、微圧検出部であり、例えば、密閉されたビニール又はプラスチック製の袋状体に、空気、ガスが密封されていると共に、袋状体の内面に圧力センサが装着された構成が形成され、圧力センサから延びた電気リード線が袋状体外部まで延び、微圧微分手段１１３に圧力センサが出力する出力信号が伝達する。
微圧検出部１１２は、例えば、赤外受光部１０３と、重畳する形式で、配置されている。
１１３は、微圧微分手段であり、プログラムを内蔵し、プログラムによって動作するコンピュータ等の信号処理器で形成され、１１２からの圧力センサ信号を２階微分して２階微分値を出力し、特徴部検出手段１１４に出力する。
１１４は、特徴部検出手段であり、１０７、１１１と同様にプログラムを内蔵し、プログラムによって動作するコンピュータ等の信号処理器で形成されている。
本実施例は、好ましくは、上腕部に装着して使用されるが、その際の実施例を図６，図７に示し説明する。
図６（ａ）は、生体上腕部等に、帯状体６０１を囲繞装着した状態を図７のＸ−Ｘ’の断面で示した図である。図６（ｂ）は、図６（ａ）と異なる他の実施例であるが、断面部位は、図７のＸ−Ｘ’と同じである。
図６（ｃ）も図６（ａ）（ｂ）と同様に、上腕部に装着されて使用される本発明の実施例を示すが、図６（ｃ）は更に微圧センサを含む。
図６（ａ）において、
６０１は、帯状体であり、ビニール、プラスチック、布等で形成され、サポーターで示される生体を囲繞して、その位置に固定するものであり、柔軟性樹脂、布、等で伸縮性を備えた状態で構成されている。
帯状体６０１の伸縮性により、例えば上腕部を周囲から押圧するが、その力は、帯状体６０１内のセンサーが、移動する事がない程度が好ましい。
６０１は、帯状体であり、ビニール、プラスチック、布等で形成され、サポーターで示される生体を囲繞して、その位置に固定するものであり、柔軟性樹脂、布、等で伸縮性を備えた状態で構成されている。
帯状体６０１の伸縮性により、例えば上腕部を周囲から押圧するが、その力は、帯状体６０１内のセンサーが、移動する事がない程度が好ましい。
６０２は、筐体であり、プラスチック、金属等で形成され、内部に無線通信用アンテナ、電気回路基板、電池等が収容されている。
電気回路には、ＣＰＵ、ＧＰＵ、メモリ、マイクロＳＤカード等の継続記憶用メデイア、
又、筐体６０２内には、緑色光及び赤外光を検出する受光部から得られた脈波電気信号を外部へ無線状で伝達するための赤外光、ＷｉＦｉ、Bluetooth（登録商標）用送受信電子回路モジュールが内蔵されている。
６０３は、赤外（ＩＲ）発光部であり、８５０ｎｍの波長で赤外光を出力するＬＥＤ、発光ダイオード等で構成される。
電気回路には、ＣＰＵ、ＧＰＵ、メモリ、マイクロＳＤカード等の継続記憶用メデイア、
又、筐体６０２内には、緑色光及び赤外光を検出する受光部から得られた脈波電気信号を外部へ無線状で伝達するための赤外光、ＷｉＦｉ、Bluetooth（登録商標）用送受信電子回路モジュールが内蔵されている。
６０３は、赤外（ＩＲ）発光部であり、８５０ｎｍの波長で赤外光を出力するＬＥＤ、発光ダイオード等で構成される。
６０４は、赤外（ＩＲ）光用受光部であり、フォトトランジスタ、フォトダイオード等で構成されている。
６０５は、黒色シートであり、黒色のゴム、樹脂、プラスチック柔軟性を備えたシート材よりなり、赤外（ＩＲ）発光部６０３と赤外（ＩＲ）光用受光部６０４間で、体内透過光以外の光を除去する。
６０６は、緑色光用センサユニットであり、緑色（Ｇ）光発光部６０６ａと緑色（Ｇ）光受光部６０６ｂで構成され、体内へ出力された緑色光が細い動脈で反射された反射光を緑色（Ｇ）光受光部６０６ｂで受光する構成を有する。
６０５は、黒色シートであり、黒色のゴム、樹脂、プラスチック柔軟性を備えたシート材よりなり、赤外（ＩＲ）発光部６０３と赤外（ＩＲ）光用受光部６０４間で、体内透過光以外の光を除去する。
６０６は、緑色光用センサユニットであり、緑色（Ｇ）光発光部６０６ａと緑色（Ｇ）光受光部６０６ｂで構成され、体内へ出力された緑色光が細い動脈で反射された反射光を緑色（Ｇ）光受光部６０６ｂで受光する構成を有する。
６０７は、緑色光用電気接続部であり、電気リード線、及び接続コネクタなどで構成され、緑色（Ｇ）光発光部６０６ａへ電気信号を供給したり、緑色（Ｇ）光受光部６０６ｂから反射光の電気信号を筐体６０２内の回路へ伝達するための接続部である。
６０８は、赤外発光用電気接続部であり、赤外光出力用電気リード線６１０、及び接続コネクタなどで構成され、赤外（ＩＲ）発光部６０３へ電気出力をするための導電接続部である。
６０８は、赤外発光用電気接続部であり、赤外光出力用電気リード線６１０、及び接続コネクタなどで構成され、赤外（ＩＲ）発光部６０３へ電気出力をするための導電接続部である。
６０９は、赤外透過光用電気接続部であり、赤外受光信号伝達用の電気リード線６１１、及び接続コネクタなどで構成され、赤外（ＩＲ）光用受光部６０４で出力される、赤外透過電気信号を筐体６０２へ伝達するための接続部である。
６１０は、赤外発光部へ電気出力を伝達するための赤外光出力用電気リード線であり、赤外発光用電気接続部６０８と、赤外（ＩＲ）発光部６０３を電気的に接続するためのものである。
６１１は、赤外受光部からの電気出力を筐体６０２へ伝達するための赤外光受光用の電気リード線であり、赤外発光用電気接続部６０８と、赤外（ＩＲ）発光部６０３を電気的に接続するためのものである。
６１０は、赤外発光部へ電気出力を伝達するための赤外光出力用電気リード線であり、赤外発光用電気接続部６０８と、赤外（ＩＲ）発光部６０３を電気的に接続するためのものである。
６１１は、赤外受光部からの電気出力を筐体６０２へ伝達するための赤外光受光用の電気リード線であり、赤外発光用電気接続部６０８と、赤外（ＩＲ）発光部６０３を電気的に接続するためのものである。
図６（ａ）で示す実施例の動作を説明する。
帯状体６０１は、例えばサポーターのような伸縮性を備えた円筒状で形成され、図７で示すようにヒト、左右何れかの上腕部４ｈに囲繞装着される。
赤外（ＩＲ）発光部６０３と赤外（ＩＲ）光用受光部６０４からなる赤外線脈波センサーは、脇の下方向に来るように装着されることが、深部の太い動脈６ｄに対し、透過型で脈波検出する点で好ましい。
しかしながら、被験者の動脈の状態に応じて、上腕外側に赤外（ＩＲ）発光部６０３と赤外（ＩＲ）光用受光部６０４が来るような配置とする場合もある。
帯状体６０１は、例えばサポーターのような伸縮性を備えた円筒状で形成され、図７で示すようにヒト、左右何れかの上腕部４ｈに囲繞装着される。
赤外（ＩＲ）発光部６０３と赤外（ＩＲ）光用受光部６０４からなる赤外線脈波センサーは、脇の下方向に来るように装着されることが、深部の太い動脈６ｄに対し、透過型で脈波検出する点で好ましい。
しかしながら、被験者の動脈の状態に応じて、上腕外側に赤外（ＩＲ）発光部６０３と赤外（ＩＲ）光用受光部６０４が来るような配置とする場合もある。
筐体６０２には、ＬＥＤ受光信号を外部へＷｉＦｉ、赤外線等の無線、又は有線で送受信する為の電気回路が形成されており、更にボタン電池等のバッテリーユニットを含む。
使用開始は、前記電気回路に設けられたスイッチをオンにする他、装着と同時にスイッチがオンになるメンブランスイッチ等がオンになること行われる。
筐体６０２内の電気回路がオンになると、筐体６０２内の電気回路は、赤外光出力用電気リード線６１０を介して赤外（ＩＲ）発光部６０３へ電気信号を供給し、更に赤外光出力用電気リード線６１１を介して赤外（ＩＲ）光用受光部６０４へバイアスとなる電気信号を供給する。
使用開始は、前記電気回路に設けられたスイッチをオンにする他、装着と同時にスイッチがオンになるメンブランスイッチ等がオンになること行われる。
筐体６０２内の電気回路がオンになると、筐体６０２内の電気回路は、赤外光出力用電気リード線６１０を介して赤外（ＩＲ）発光部６０３へ電気信号を供給し、更に赤外光出力用電気リード線６１１を介して赤外（ＩＲ）光用受光部６０４へバイアスとなる電気信号を供給する。
赤外（ＩＲ）発光部６０３は、上述した波長の赤外光を出力する。太い深部動脈を通過して、赤外（ＩＲ）光用受光部６０４で受光する。この受光信号は電気信号に変換され、電気リード線６１１を介して、筐体６０２内の電気回路へ供給される。
筐体６０２内の電気回路が、図１で示す緑色脈波微分手段１０５の回路を備えている場合は、2次微分処理などが行われるが、外部にある場合は、この電気信号を送信用の信号に変換する。
この電気信号は、筐体６０２内の電気回路に接続するアンテナを介して図８で示す操作端末８０５等、図１で示す緑色脈波微分手段１０５の回路を備えた操作端末に送信される。
筐体６０２内の電気回路が、図１で示す緑色脈波微分手段１０５の回路を備えている場合は、2次微分処理などが行われるが、外部にある場合は、この電気信号を送信用の信号に変換する。
この電気信号は、筐体６０２内の電気回路に接続するアンテナを介して図８で示す操作端末８０５等、図１で示す緑色脈波微分手段１０５の回路を備えた操作端末に送信される。
緑色光用センサユニット６０６の緑色（Ｇ）光発光部６０６ａは、末梢血管６ｓ（図２（ｂ）の２２）に緑色光を照射し、緑色（Ｇ）光受光部６０６ｂで受光して、この受光信号を電気信号に変換して、筐体６０２に緑色脈波電気信号が出力される。
筐体６０２内に、図１で示す緑色脈波微分手段１０５以降の回路が無い場合、図２（ａ）で示す受光脈波信号０１、０２は、例えばＡＤコンバータにより、例えば０．０１秒から数秒でサンプリングされた後、デジタル数値データに変換され、外部へ送信される。操作端末８０５では、入力されたデジタルデータを復元して、アナログ信号を形成した後、これに２次微分処理を施す。
筐体６０２内に、図１で示す緑色脈波微分手段１０５以降の回路が無い場合、図２（ａ）で示す受光脈波信号０１、０２は、例えばＡＤコンバータにより、例えば０．０１秒から数秒でサンプリングされた後、デジタル数値データに変換され、外部へ送信される。操作端末８０５では、入力されたデジタルデータを復元して、アナログ信号を形成した後、これに２次微分処理を施す。
又は筐体６０２内に、２次微分アナログ回路がある場合は、２次微分信号をサンプリングして、操作端末８０５へ送信しても良く、この場合は、迅速に血圧関連値、血圧値が算出できる。
図６（ｂ）は、図６（ａ）と基本的な構成が同じで、赤外発光部が高電気エネルギーを用いることから、発熱するため、発熱対策を施した構成と、赤外光（ＩＲ）発光部６０３と赤外（ＩＲ）光用受光部６０４の透過距離を調整するための調整用収縮体を設けた構成を示す。
従って、図６（ａ）と同じ構成の部分は、同じ符号を付して説明を省略する。
図６（ｂ）は、図６（ａ）と基本的な構成が同じで、赤外発光部が高電気エネルギーを用いることから、発熱するため、発熱対策を施した構成と、赤外光（ＩＲ）発光部６０３と赤外（ＩＲ）光用受光部６０４の透過距離を調整するための調整用収縮体を設けた構成を示す。
従って、図６（ａ）と同じ構成の部分は、同じ符号を付して説明を省略する。
６１２は、放熱部材であり、アルミ、チタンなどの金属材で形成され、赤外（ＩＲ）発光部６０３と接触電気的に非導通状態で接続する。
６１３ａは支持シートＡ、６１３ｂは支持シートＢであり、それぞれの外側方向の端部が赤外（ＩＲ）光用受光部６０４と放熱部材６１２（又は赤外（ＩＲ）発光部６０３）に接続され、伸縮可能とする状態で交差又は重ね合わせた状態で且つ外方向に摺動可能な状態を備えている。
６１３ａは支持シートＡ、６１３ｂは支持シートＢであり、それぞれの外側方向の端部が赤外（ＩＲ）光用受光部６０４と放熱部材６１２（又は赤外（ＩＲ）発光部６０３）に接続され、伸縮可能とする状態で交差又は重ね合わせた状態で且つ外方向に摺動可能な状態を備えている。
６１４は黒色シートＡ、６１５は黒色シートＢであり、粘弾性、可塑性を備えた特殊性を備えたゴム、プラスチック材で形成され、黒色シートＡ６１４は、支持シートＡ６１３ａ、黒色シートＢ６１５は、支持シートＢ６１３ｂにそれぞれ接続し、支持シートＡと支持シートＢが両方向へ移動すると共に、黒色シートＡ６１４、黒色シートＢ６１５も同様に移動して、赤外（ＩＲ）発光部６０３と赤外（ＩＲ）光用受光部６０４間の距離は調整され、赤外線の透過光による脈波測定を最適化する。
６１６は、調整操作部であり、支持シートＡ６１３ａ、支持シートＢ６１３ｂの何れか一方又は両方に装着され、使用者により、手で摘んで移動させられる形状で突出配置されている。
このように赤外（ＩＲ）発光部６０３と赤外（ＩＲ）光用受光部６０４間の距離は、伸縮可能な状態で形成されることが好ましいが、赤外透過光が適当に受光できる場合は、支持シート及び黒色シートは、固定された状態であってもよい。
６１６は、調整操作部であり、支持シートＡ６１３ａ、支持シートＢ６１３ｂの何れか一方又は両方に装着され、使用者により、手で摘んで移動させられる形状で突出配置されている。
このように赤外（ＩＲ）発光部６０３と赤外（ＩＲ）光用受光部６０４間の距離は、伸縮可能な状態で形成されることが好ましいが、赤外透過光が適当に受光できる場合は、支持シート及び黒色シートは、固定された状態であってもよい。
次ぎに図６（ｃ）で示す本発明の一実施例について説明する。
６０１は、帯状体であり、布、プラスチック等で形成され、両端部が開放されており、両端部のそれぞれに、例えば、面状ファスナ等の面状に所定の範囲で結合可能な結合部材６２１が装着されており、上腕部を囲繞し両結合部材を位置を結合部材の範囲でずらして当接することで、その位置で結合するため、上腕部の加圧量を調整可能とする。
６０２は、筐体であり、硬質プラスチック等で形成され、内部に電気回路、電池、無線送信を行う場合は、アンテナ等が内蔵され、外部表面にメンブレン状のスイッチ類が配置されている。
６０１は、帯状体であり、布、プラスチック等で形成され、両端部が開放されており、両端部のそれぞれに、例えば、面状ファスナ等の面状に所定の範囲で結合可能な結合部材６２１が装着されており、上腕部を囲繞し両結合部材を位置を結合部材の範囲でずらして当接することで、その位置で結合するため、上腕部の加圧量を調整可能とする。
６０２は、筐体であり、硬質プラスチック等で形成され、内部に電気回路、電池、無線送信を行う場合は、アンテナ等が内蔵され、外部表面にメンブレン状のスイッチ類が配置されている。
筐体６０２には、空気カフ６１９へ空気圧供給用のポンプが内蔵されている場合もある。
６０３は、赤外（ＩＲ）発光部であり、赤外線ＬＥＤ等で形成されている。
６０４は、赤外（ＩＲ）光用受光部であり、フォトダイオード、フォトトランジスタ等の光半導体で形成されている。
６０６は、緑色光用センサユニットであり、例えば、緑色（Ｇ）光発光部６０６ａと、緑色（Ｇ）光受光部６０６ｂが隣接した状態で配置された反射型のセンサである。
緑色光用センサユニット６０６は、図８で示すように中心に発光部を形成し、その周辺に受光部が形成される構成が好ましい。
６０３は、赤外（ＩＲ）発光部であり、赤外線ＬＥＤ等で形成されている。
６０４は、赤外（ＩＲ）光用受光部であり、フォトダイオード、フォトトランジスタ等の光半導体で形成されている。
６０６は、緑色光用センサユニットであり、例えば、緑色（Ｇ）光発光部６０６ａと、緑色（Ｇ）光受光部６０６ｂが隣接した状態で配置された反射型のセンサである。
緑色光用センサユニット６０６は、図８で示すように中心に発光部を形成し、その周辺に受光部が形成される構成が好ましい。
６１７は、静脈開放用突起であり、シリコーン等の弾性体よりなり、高さが約１ｃｍ前後で帯状体６０１の短軸方向（帯状体６０１を巻き付けた上腕部に対して上下方向）に連続して形成されており、帯状体６０１の上腕部への押圧による静脈の閉塞状態を静脈開放用突起６１７の長軸方向（帯状体６０１を巻き付けた上腕部に対して上下方向）に沿った側面６１７ａ部分により開放するためのものである。
静脈開放用突起６１７は、帯状体６０１の押圧により、皮膚方向へ局所的な加圧がされるが、局所的な加圧状態の突起周辺（６１７ａ）には、加圧されない部位が形成されることから、この部位に沿って、静脈の開放が行われ、静脈が閉塞することなく、血行の遮断が解消される。
静脈開放用突起６１７は、帯状体６０１の押圧により、皮膚方向へ局所的な加圧がされるが、局所的な加圧状態の突起周辺（６１７ａ）には、加圧されない部位が形成されることから、この部位に沿って、静脈の開放が行われ、静脈が閉塞することなく、血行の遮断が解消される。
６１８は、遮光用突起であり、帯状体６０１の短軸方向に連続して形成され、赤外（ＩＲ）発光部６０３の出力光が皮膚表面を這う形で、赤外（ＩＲ）光用受光部６０４に供給されないように遮断している。
６１９は、空気カフであり、プラスチック、樹脂等で形成された袋状体で形成され、内部に圧力センサが配置固定されている。
６２０は、調整栓であり、空気カフ６１９内の内部空気圧を例えば、２０〜３０ｍｍＨｇに調整するための弁、又は栓が形成されている。
調整栓６２０は、外部の空気圧供給ポンプから導管を介して空気圧を空気カフ６１９へ供給する為の供給口であり、必要に応じ、空気カフ６１９へ空気圧を供給し、上述した空気圧に調整する為の栓又は弁である。
６１９は、空気カフであり、プラスチック、樹脂等で形成された袋状体で形成され、内部に圧力センサが配置固定されている。
６２０は、調整栓であり、空気カフ６１９内の内部空気圧を例えば、２０〜３０ｍｍＨｇに調整するための弁、又は栓が形成されている。
調整栓６２０は、外部の空気圧供給ポンプから導管を介して空気圧を空気カフ６１９へ供給する為の供給口であり、必要に応じ、空気カフ６１９へ空気圧を供給し、上述した空気圧に調整する為の栓又は弁である。
６２１は、結合部材であり、面状ファスナ等、結合面に範囲があり、上腕に巻かれる帯状体の上腕への圧力を調整できる構成が好ましい。
６１９ａは、圧力センサであり、空気カフ内に配置される電子デバイスであり、空気カフ６１９内の空気圧値を電気信号に変換して出力するものであって、電気リード線により、筐体６０２内の電気回路と接続している。
空気カフ６１９の表面には赤外（ＩＲ）光用受光部６０４が載せてある状態で接合しており、圧力センサ６１９ａで検出される圧脈波信号と、赤外（ＩＲ）光用受光部６０４が受光する太い動脈に基づく脈波とを同期的に検出し、赤外（ＩＲ）光用受光部６０４に基づく脈波信号の時相を補償する。
図６は、生体上腕部等に、帯状体６０１を囲繞装着した状態を図７のＸ−Ｘ’の断面で示した図である。図６で示す帯状体６０１は、リング状、両端が開放された帯状が例示されるが、脈波が好適に検出できる状態であって、患者に加圧感を与えないようにするためには、適宜加圧可能な両端が開放された帯状の帯状体が好ましい。
次ぎに、図６（ｃ）で示す実施例の動作について説明する。
右腕、又は左腕の上腕部に、帯状体６０１を巻き付ながら、次第に強めていき、圧力センサ６１９ａからの信号に圧脈波が検出された時点で、巻き付け状態をそのまま結合部材６２１により結合させる。
圧力センサ６１９ａが圧脈波を検出した状態で、深部の太い動脈４ｄに対し、赤外（ＩＲ）発光部６０３から出力した赤外光は、透過的に照射され、赤外（ＩＲ）受光部６０４で受光する。
右腕、又は左腕の上腕部に、帯状体６０１を巻き付ながら、次第に強めていき、圧力センサ６１９ａからの信号に圧脈波が検出された時点で、巻き付け状態をそのまま結合部材６２１により結合させる。
圧力センサ６１９ａが圧脈波を検出した状態で、深部の太い動脈４ｄに対し、赤外（ＩＲ）発光部６０３から出力した赤外光は、透過的に照射され、赤外（ＩＲ）受光部６０４で受光する。
赤外（ＩＲ）発光部６０３からの出力は、生体皮膚表面を這う様に伝達することから、遮光用突起６１８により遮断されるため、透過光の受光量が大きくなる。
又、圧力センサ６１９ａから圧脈波がえられる為、赤外受光センサからの脈波信号の時相を、圧脈波の時相信号によって、補償して検出できるため、太い動脈４ｄの脈波を確実に検出できる。２つの信号によって、太い動脈の脈波を検出しているが、圧脈波だけでも良い場合もある。
又、圧力センサ６１９ａから圧脈波がえられる為、赤外受光センサからの脈波信号の時相を、圧脈波の時相信号によって、補償して検出できるため、太い動脈４ｄの脈波を確実に検出できる。２つの信号によって、太い動脈の脈波を検出しているが、圧脈波だけでも良い場合もある。
更に緑色光用センサユニット６０６により、生体浅い部分の細い動脈の血流を測定する。
これらのセンサより得られた電気信号は、筐体６０２内の電気回路に入力され、処理される。
深部動脈の血流を測定する際に用いられる遮光用突起の他の例として図１９を示す。
１９０１は、マジックバンド等で形成された帯状体であり、カフのような長方状で、上腕部１９Ａに巻き付けて、両端部に配置されたマジックバンド結合部で固定する帯状体である。図では、その一部を示しているが、実際、図６（ｃ）で示す帯状体６０１と同様に上腕部に巻き付け固定されている。
これらのセンサより得られた電気信号は、筐体６０２内の電気回路に入力され、処理される。
深部動脈の血流を測定する際に用いられる遮光用突起の他の例として図１９を示す。
１９０１は、マジックバンド等で形成された帯状体であり、カフのような長方状で、上腕部１９Ａに巻き付けて、両端部に配置されたマジックバンド結合部で固定する帯状体である。図では、その一部を示しているが、実際、図６（ｃ）で示す帯状体６０１と同様に上腕部に巻き付け固定されている。
１９０２は、空気袋であり、内部、帯状体１９０１が上腕部に囲繞された際、１０〜２０ｍｍＨｇの圧力を皮膚方向へ加える程度の空気が充填されている。充填された後は、密閉状態にしてもよく、場合によっては、補給可能な弁をつけてもよい。
１９０３は、遮光突起部であり、シリコーン、テフロン(登録商標）などの弾性体で形成されている。
１９０４は、赤外（ＩＲ）発光部であり、赤外線用ＬＥＤで形成され、深部動脈の血流計測用である。
１９０５は、受光体であり、フォトトランジスタ等で形成され、深部動脈を反射して赤外光を受光するためのものである。
１９０３は、遮光突起部であり、シリコーン、テフロン(登録商標）などの弾性体で形成されている。
１９０４は、赤外（ＩＲ）発光部であり、赤外線用ＬＥＤで形成され、深部動脈の血流計測用である。
１９０５は、受光体であり、フォトトランジスタ等で形成され、深部動脈を反射して赤外光を受光するためのものである。
図１９で示す遮光用突起は、図６の遮光用突起６１８と同様に生体皮膚表面付近を這う様に伝達する一部の赤外光１９Ｄを遮断する為のものである。
帯状体１９０１を上腕部１９Ｈに巻き付け固定すると、空気袋１９０２の空気圧により遮光突起部１９０３を押し上げて、皮膚１９Ｈを局所的に押圧した状態とする。
赤外（ＩＲ）発光部１９０４は、赤外線１９Ｃを出力し、深部動脈１９Ｂへ照射され、反射した反射戻り光を受光体１９０５で受光する。
その際、赤外（ＩＲ）発光部１９０４から出力された赤外光は、皮膚表面近傍に沿って伝達し受光体１９０５へ受光される場合があるが、空気袋１９０２と遮光突起部１９０３により遮断阻止され、深部動脈１９Ｈに起因する反射光１９Ｃのみ受光体１９０５に受光させることができる。
帯状体１９０１を上腕部１９Ｈに巻き付け固定すると、空気袋１９０２の空気圧により遮光突起部１９０３を押し上げて、皮膚１９Ｈを局所的に押圧した状態とする。
赤外（ＩＲ）発光部１９０４は、赤外線１９Ｃを出力し、深部動脈１９Ｂへ照射され、反射した反射戻り光を受光体１９０５で受光する。
その際、赤外（ＩＲ）発光部１９０４から出力された赤外光は、皮膚表面近傍に沿って伝達し受光体１９０５へ受光される場合があるが、空気袋１９０２と遮光突起部１９０３により遮断阻止され、深部動脈１９Ｈに起因する反射光１９Ｃのみ受光体１９０５に受光させることができる。
図７は、実際、本実施例をヒトの上腕部に装着した状態を模式的に示したものであるが、帯状体６０１は、例えば、リング状で且つ伸縮性をそなえたものを、中空部に腕を通して使用する 又は、長方形状であって、上腕部に巻き付けて、面状ファスナ等で固定して用いられる。尚、帯状体６０１は、上腕部をある程度押圧して装着されるが、この押圧量は、帯状体がずれ落ちない程度から、圧脈波が検出できる程度までの力が例示される。
少なくとも、上腕部を従来の血圧計の様な押圧力でなく、脈波測定可能な程度の押圧力であれば、良い。
少なくとも、上腕部を従来の血圧計の様な押圧力でなく、脈波測定可能な程度の押圧力であれば、良い。
図８で示す実施例は、外部へデータを送受信している状態を模式的に示した図である。
図８で示す実施例において帯状体８０１等の構成は、図６（ｂ）で示す赤外光センサー構成を用いたものであり、赤外光センサー構成について共通する部分は、同じ番号を付して説明を省略した。
８０３は、緑色光脈波センサユニット基材であって、反射光を利用した構成であり、1つの基材に発光部と複数の受光部が配置されている。
図８で示す実施例において帯状体８０１等の構成は、図６（ｂ）で示す赤外光センサー構成を用いたものであり、赤外光センサー構成について共通する部分は、同じ番号を付して説明を省略した。
８０３は、緑色光脈波センサユニット基材であって、反射光を利用した構成であり、1つの基材に発光部と複数の受光部が配置されている。
８０３ａは、緑色発光部であり、ＬＥＤ、発光ダイオード等で形成され、緑色光脈波センサユニット基材８０３の中央部に配置されている。
８０３ｂ〜８０３ｄは、緑色受光部であり、フォトトランジスタ、フォトダイオード等からなり、同じ構成の緑色受光部が緑色発光部の周囲に３カ所（それぞれ８０３ｂ、８０３ｃ、８０３ｄで示す）配置されている。
これらの緑色受光部８０３ｂ、８０３ｃ、８０３ｄは、反射位置によって、受光強度が変わる場合、そのなかから最適な受光素子の受光電気信号を、選択して利用する場合や、３つの受光素子の受光電気信号の加算平均値をとる場合がある。尚、これら受光素子は、別々の種類でもよい。
８０３ｂ〜８０３ｄは、緑色受光部であり、フォトトランジスタ、フォトダイオード等からなり、同じ構成の緑色受光部が緑色発光部の周囲に３カ所（それぞれ８０３ｂ、８０３ｃ、８０３ｄで示す）配置されている。
これらの緑色受光部８０３ｂ、８０３ｃ、８０３ｄは、反射位置によって、受光強度が変わる場合、そのなかから最適な受光素子の受光電気信号を、選択して利用する場合や、３つの受光素子の受光電気信号の加算平均値をとる場合がある。尚、これら受光素子は、別々の種類でもよい。
筐体８０２内には、受光部８０３ｂ、８０３ｃ、８０３ｄの３つの受光部から出力する受光電気信号を入力し、目的となる脈波波形をフィルタ等で抽出する例えば、Ｆｌａｓｈａｉｒ（東芝社製）等の電子回路モジュールなどが内蔵されている。
８０４は、伝達媒体であり、外部ＰＣ スマホとデータの送受信を無線で行う際の空間伝達状体を示している。無線としては、ＷiFi、ダイレクトＷiFi 、ブルートゥース（登録商標）、赤外光などで形成されている。
８０５は、操作端末であって、スマートフォン、タブレット、ＰＣ、携帯電話などであって、受信したデータを処理し、表示させたり、直接受光ユニットへデータを供給したりする。
８０４は、伝達媒体であり、外部ＰＣ スマホとデータの送受信を無線で行う際の空間伝達状体を示している。無線としては、ＷiFi、ダイレクトＷiFi 、ブルートゥース（登録商標）、赤外光などで形成されている。
８０５は、操作端末であって、スマートフォン、タブレット、ＰＣ、携帯電話などであって、受信したデータを処理し、表示させたり、直接受光ユニットへデータを供給したりする。
操作端末８０５と、筐体８０２は、データの送受信が可能な関係を備えていれば良く、筐体８０２がいわゆるウェアラブルな状態で用いられる場合は、ＷｉＦｉ、赤外線、Bluetooth（登録商標）を媒体として用いた無線接続が好ましい。
図９は、校正用図であり、測定した血圧関連値から血圧値を算出するためのものであり、計測開始時、又は予め作成しておく。作成方法は、上述した原理説明に基づくものである。
この校正用図は、血圧を求める場合に用いる為のものであり、変化量を求める場合は、使用しない場合もある。
図９（２）は、収縮期血圧測定に用いられる図であり、図９（１）は、拡張期血圧測定に用いられている図である。
予め作成する校正用図を求める場合、校正用血圧計（家庭用血圧計で上腕部に巻いて使用する装置が好適である。）を上腕の本発明実施例を装着した腕とは反対の腕に装着して、実測する血圧値ＳＢＰと、収縮期血圧変化率ＳＢＰφｉの関係を図９（２）で示すような校正用の対応関係を上述した原理説明の項目に基づいて形成する。拡張期血圧も同様にして図９（１）で示すような校正用の対応関係を形成する。
図９で示す校正用図の作成は、例えば、図１８で示すシステムを用いて作成される。
この校正用図は、血圧を求める場合に用いる為のものであり、変化量を求める場合は、使用しない場合もある。
図９（２）は、収縮期血圧測定に用いられる図であり、図９（１）は、拡張期血圧測定に用いられている図である。
予め作成する校正用図を求める場合、校正用血圧計（家庭用血圧計で上腕部に巻いて使用する装置が好適である。）を上腕の本発明実施例を装着した腕とは反対の腕に装着して、実測する血圧値ＳＢＰと、収縮期血圧変化率ＳＢＰφｉの関係を図９（２）で示すような校正用の対応関係を上述した原理説明の項目に基づいて形成する。拡張期血圧も同様にして図９（１）で示すような校正用の対応関係を形成する。
図９で示す校正用図の作成は、例えば、図１８で示すシステムを用いて作成される。
図１７に本発明の心電図と緑色発光体を用いた脈波から血圧値及び血圧関連値を測定する実施例を示し、説明する。
１７１は、心電図用電極カバー部であり、布製が好ましく、上腕に囲繞され、皮膚と接触する部分には、主極用導電性部材１７２ａが配置されている。
１７１は、心電図用電極カバー部であり、布製が好ましく、上腕に囲繞され、皮膚と接触する部分には、主極用導電性部材１７２ａが配置されている。
１７２ａは、主極用導電性部材であり、心電図検出用の電極である。
１７２ｂは対極用導電性部材であり、心電図検出用の電極である。主極用導電性部材１７２ａ及び対極用導電性部材１７２ｂは、それぞれの導電性部材と布性の囲繞可能な支持シートの組み合わせで形成され、通常使用される粘着性ゲルを使用しないことから、粘着ゲルの残渣がのこり、皮膚がねばねばする等の不快感がない。
１７３は、帯状体であり、長手方向には面状ファスナー等の結合部材が形成され、上腕の太さに合わせた巻き付け固定が可能となっている。
帯状体１７３は、緑色（Ｇ）脈波センサー１７４を皮膚表面に当接して配置すると共に本体１７５を上腕部に固定するための血圧計用カフ等で構成されている。
１７２ｂは対極用導電性部材であり、心電図検出用の電極である。主極用導電性部材１７２ａ及び対極用導電性部材１７２ｂは、それぞれの導電性部材と布性の囲繞可能な支持シートの組み合わせで形成され、通常使用される粘着性ゲルを使用しないことから、粘着ゲルの残渣がのこり、皮膚がねばねばする等の不快感がない。
１７３は、帯状体であり、長手方向には面状ファスナー等の結合部材が形成され、上腕の太さに合わせた巻き付け固定が可能となっている。
帯状体１７３は、緑色（Ｇ）脈波センサー１７４を皮膚表面に当接して配置すると共に本体１７５を上腕部に固定するための血圧計用カフ等で構成されている。
１７３ａは、主極用電気リード線であり、主極用導電性部材１７２ａと本体１７５を電気的に接続する為のものである。 １７３ｂは対極用電気リード線であり、対極用導電性部材１７２ｂと本体１７５を電気的に接続するためのものである。
１７４は、緑色発光による緑色（Ｇ）脈波センサーであり、図６その一例を示す。
１７５は、本体であり、軽量なプラスチックケース内にＡＤコンバータ、ピーク検出回路、送受信部、微分回路、時相パルス形成回路などが組み込まれ、検出した心電図信号の １次、２次及び３次微分波形を形成し、各時相に対応したパルスを形成して外部へ電波、赤外線等の無線送信を行う為のユニットが含まれている。
１７６は、無線媒体であり、赤外線の送受信の場合は、赤外線、ＷｉＦｉ、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）の場合は、電波を示す。
１７７は、操作用端末であり、スマートフォン、タブレット型パソコン、ノート型パソコン、デスクトップパソコン等で形成され、本体１７５から送信されてきたデータを受信し、処理して血圧関連データ、血圧値推定データを生成表示、記憶する。
１７７は、操作用端末であり、スマートフォン、タブレット型パソコン、ノート型パソコン、デスクトップパソコン等で形成され、本体１７５から送信されてきたデータを受信し、処理して血圧関連データ、血圧値推定データを生成表示、記憶する。
次に、図１７（ａ）で示す実施例の動作を図１７（ｂ）〜（ｄ）を参照して説明する。上腕部に帯状体１７３を巻き付けて、対極用導電性部材１７２ｂと緑色（Ｇ）脈波センサー１７４及び本体１７５を上腕部に固定する。
他方の上腕部に心電図用電極カバー部１７１を囲繞固定し主極用導電性部材１７２ａを皮膚表面に当接固定する。
本体の動作を通電開始させ、主極用導電性部材１７２ａと対極用導電性部材１７２ｂから図１７（ｂ−１）（ｃ−１）で示す心電図波形が検出され、 更に緑色（Ｇ）脈波センサー１７４からは、図１７（ｂ−２）（ｃ−２）が検出され、それぞれ、目的とする次数の微分が行われる。心電図の微分波形を図１７（ｃ−２）に示し、Ｇ脈波波形の３次微分波形を図１７（ｃ−５）で示す。
他方の上腕部に心電図用電極カバー部１７１を囲繞固定し主極用導電性部材１７２ａを皮膚表面に当接固定する。
本体の動作を通電開始させ、主極用導電性部材１７２ａと対極用導電性部材１７２ｂから図１７（ｂ−１）（ｃ−１）で示す心電図波形が検出され、 更に緑色（Ｇ）脈波センサー１７４からは、図１７（ｂ−２）（ｃ−２）が検出され、それぞれ、目的とする次数の微分が行われる。心電図の微分波形を図１７（ｃ−２）に示し、Ｇ脈波波形の３次微分波形を図１７（ｃ−５）で示す。
心電図の微分波形（２次）は、コンパレータ回路で、Ｒ波時相（Ｒ）を有するパルスが出力され（図１７（ｃ−３））、 Ｇ脈波の３次微分波形から、最小値（ｂ）と（Ｐ）を立ち上がり時相と立ち下がり時相とするパルスが形成され、その時相を保持したまま変調されて、操作用端末１７７へ赤外線、無線で出力される。
操作用端末１７７では、例えば、受信した時相を持つパルスから、血圧値（推定値）、又は血圧関連値が上記測定原理に基づいて算出される。
算出される値ＳＢＰｅ（収縮期血圧）、ＰＰｅ（脈圧）、ＤＢＰｅ（拡張期血圧）算出の一例を以下に示す。
Ｌ＝大動脈と上腕までの距離（ｍ）
Ｃ（ＣECG ） ＝脈波伝搬時間（ｓ） とすると
ＰＷＶ＝Ｌ／ＣECG （ＰＷＶ：脈波伝搬速度）
Ｔｕ＝緑色（Ｇ）脈波のＵＰstroke Time
Pｃ＝各個人の定数
Ｐｃｓ＝ＳＢＰの定数
Ｐｃｐ＝ＰＰの定数
ＳＢＰｅ＝Ｐcs×（Ｔu／ＣECG）1/4
ＤＢＰｅ＝ＳＢＰｅ−ＰＰｅ
操作用端末１７７では、例えば、受信した時相を持つパルスから、血圧値（推定値）、又は血圧関連値が上記測定原理に基づいて算出される。
算出される値ＳＢＰｅ（収縮期血圧）、ＰＰｅ（脈圧）、ＤＢＰｅ（拡張期血圧）算出の一例を以下に示す。
Ｌ＝大動脈と上腕までの距離（ｍ）
Ｃ（ＣECG ） ＝脈波伝搬時間（ｓ） とすると
ＰＷＶ＝Ｌ／ＣECG （ＰＷＶ：脈波伝搬速度）
Ｔｕ＝緑色（Ｇ）脈波のＵＰstroke Time
Pｃ＝各個人の定数
Ｐｃｓ＝ＳＢＰの定数
Ｐｃｐ＝ＰＰの定数
ＳＢＰｅ＝Ｐcs×（Ｔu／ＣECG）1/4
連続血圧値を算出するためのシステムの一例を図１８に示す。
図１８は、異なる波長をもつ２つの脈波から実血圧を推定的に算出する為のシステムであって、校正用血圧計を用いた初期校正用の関係図等を作成する一例を示す。
図１８は、異なる波長をもつ２つの脈波から実血圧を推定的に算出する為のシステムであって、校正用血圧計を用いた初期校正用の関係図等を作成する一例を示す。
図１８において、１８０１は、中継部であって、軽量プラスチックよりなる筐体内にコネクタ、電気回路基板が収容されたものであり、赤外（ＩＲ）脈波信号、緑色（Ｇ）脈波信号及び心電図信号を集約し計測部へ出力するための部分である。
１８０２は、緑色脈波センサであり、緑色脈波信号検出用の緑色ＬＥＤよりなる緑色発光部とフォトトランジスタよりなる緑色受光部を一枚の基板にマウントして反射型のチップ状センサであり、帯状体１８０４の内側で上腕外側の皮膚表面に接触するように配置されている。
１８０２は、緑色脈波センサであり、緑色脈波信号検出用の緑色ＬＥＤよりなる緑色発光部とフォトトランジスタよりなる緑色受光部を一枚の基板にマウントして反射型のチップ状センサであり、帯状体１８０４の内側で上腕外側の皮膚表面に接触するように配置されている。
１８０３ａは、赤外受光部であり、赤外線受光用フォトトランジスタ等で形成され、１８０３ｂは赤外発光部であり赤外線発光ＬＥＤで形成され、生体透過型の脈波センサを形成し、帯状体１８０４の内側で上腕内側の皮膚表面に接触するように配置されている。
１８０４は、帯状体であり、可撓性を備えたプラスチック等で形成し、長手方向には、上腕の太さに調整して囲繞固定可能とする面状ファスナー等の結合部材が装着されている。
１８０５ａは、心電図用主電極であり、布電極、Ａｇ／ＡｇＣｌで形成され主極を形成している。心電図用主電極１８０５ａは、校正用血圧測定部１８０６の加圧カフ又は、その周囲に生体に接触する様に配置されている。 尚、心電図用主電極１８０５ａは、血圧測定用カフの加圧侵襲による揺動（アーチファクト）を受けない部分に配置されることが好ましい。
１８０４は、帯状体であり、可撓性を備えたプラスチック等で形成し、長手方向には、上腕の太さに調整して囲繞固定可能とする面状ファスナー等の結合部材が装着されている。
１８０５ａは、心電図用主電極であり、布電極、Ａｇ／ＡｇＣｌで形成され主極を形成している。心電図用主電極１８０５ａは、校正用血圧測定部１８０６の加圧カフ又は、その周囲に生体に接触する様に配置されている。 尚、心電図用主電極１８０５ａは、血圧測定用カフの加圧侵襲による揺動（アーチファクト）を受けない部分に配置されることが好ましい。
１８０５ｂは、心電図用対極であり、布電極、Ａｇ／ＡｇＣｌで形成され、対極を形成している。 尚、主極と対極の区別は、一例であって、この逆もありえる。校正用血圧測定部１８０６の近傍に接続する１８０５ａは、加圧の影響から主極よりもむしろ対極の方が安定する場合もある。
１８０６は、校正用血圧測定部であり、一般的な空気圧加圧カフをもちいた家庭用血圧計や、ＡＢＰＭ（Ambulatory Blood Pressure Monitoring）２４時間血圧計等で構成され、血圧値を定期的に測定し、その空気圧圧力及び圧脈波を出力する。
１８０６ａは、接続体であり、空気圧が伝達できる導管、又は、電気リード線で形成され、必要に応じ適宜選択使用される。
１８０７は、圧力計であり、校正用血圧計から接続体１８０６ａを介して得られる空気圧圧力と圧脈波電気信号を入力し、それぞれ中心圧脈波、上端圧力、中心圧力、上端脈波値を得る。この圧力計は、必要に応じて設定されるものであって、校正用血圧測定部１８０６内に装着されたものであってもよい。
これらの値は、別々のチャネルによってＡＤ変換部１８０９へ伝達される。
１８０６は、校正用血圧測定部であり、一般的な空気圧加圧カフをもちいた家庭用血圧計や、ＡＢＰＭ（Ambulatory Blood Pressure Monitoring）２４時間血圧計等で構成され、血圧値を定期的に測定し、その空気圧圧力及び圧脈波を出力する。
１８０６ａは、接続体であり、空気圧が伝達できる導管、又は、電気リード線で形成され、必要に応じ適宜選択使用される。
１８０７は、圧力計であり、校正用血圧計から接続体１８０６ａを介して得られる空気圧圧力と圧脈波電気信号を入力し、それぞれ中心圧脈波、上端圧力、中心圧力、上端脈波値を得る。この圧力計は、必要に応じて設定されるものであって、校正用血圧測定部１８０６内に装着されたものであってもよい。
これらの値は、別々のチャネルによってＡＤ変換部１８０９へ伝達される。
１８０８は、生体信号計測部であり、各電極、センサから得られた心電図電気信号、赤外（ＩＲ）脈波信号、緑色（Ｇ）脈波電気信号を入力して増幅、フィルタ工程を経て電気信号に変換し、ＡＤ変換部１８０９に赤外（ＩＲ）脈波用電気リード線１８０１ａ、緑色（Ｇ）脈波用電気リード線１８０１ｂを介して出力する。
心電図電気信号、赤外（ＩＲ）脈波信号、緑色（Ｇ）脈波信号は、それぞれ別々のチャネル化された伝送路で入力され、個別の信号処理が出来る状態で、ＡＤ変換部１８０９へ出力される。
１８０９は、ＡＤ変換部であり、入力されたアナログ信号をデジタル電気信号に変換して、入力された信号を、チャネル状態を保持したまま一の電気信号で信号処理ユニット１８１０へ入力される。
１８１０は、信号処理ユニットであり、コンピュータで形成され、それぞれチャネルごとの信号を処理するプログラムを内蔵しており、更に校正用データを算出するプログラムを内蔵している。
心電図電気信号、赤外（ＩＲ）脈波信号、緑色（Ｇ）脈波信号は、それぞれ別々のチャネル化された伝送路で入力され、個別の信号処理が出来る状態で、ＡＤ変換部１８０９へ出力される。
１８０９は、ＡＤ変換部であり、入力されたアナログ信号をデジタル電気信号に変換して、入力された信号を、チャネル状態を保持したまま一の電気信号で信号処理ユニット１８１０へ入力される。
１８１０は、信号処理ユニットであり、コンピュータで形成され、それぞれチャネルごとの信号を処理するプログラムを内蔵しており、更に校正用データを算出するプログラムを内蔵している。
次に、図１８（ａ）で示す動作を図１８(b-1)、(b-2)、(b-3)を参照して説明する。
一方の上腕部１８Ａに、緑色脈波センサ１８０２、赤外受光部１８０３ａ、赤外発光部１８０３ｂ及び心電図用対極１８０５ｂを装着した帯状体１８０４を巻いて、各センサを皮膚表面に当接固定する。
他方の上腕部１８Ｂに、心電図用主電極１８０５ａと校正用血圧測定部１８０６を囲繞装着する。
緑色脈波センサ１８０２は、緑色発光体を皮膚表面から皮膚に近い細い動脈に発光照射し、その反射戻り光を緑色脈波センサ１８０２の受光部で受信した後、緑色脈波電気信号として生体信号計測部１８０８へ、赤外（ＩＲ）脈波用電気リード線１８０１ａを介して出力する。
一方の上腕部１８Ａに、緑色脈波センサ１８０２、赤外受光部１８０３ａ、赤外発光部１８０３ｂ及び心電図用対極１８０５ｂを装着した帯状体１８０４を巻いて、各センサを皮膚表面に当接固定する。
他方の上腕部１８Ｂに、心電図用主電極１８０５ａと校正用血圧測定部１８０６を囲繞装着する。
緑色脈波センサ１８０２は、緑色発光体を皮膚表面から皮膚に近い細い動脈に発光照射し、その反射戻り光を緑色脈波センサ１８０２の受光部で受信した後、緑色脈波電気信号として生体信号計測部１８０８へ、赤外（ＩＲ）脈波用電気リード線１８０１ａを介して出力する。
赤外受光部１８０３ａと赤外発光部１８０３ｂから照射された赤外線信号は、体内の太い動脈血管を透過して その透過光を赤外受光部１８０３ａで受信し電気信号へ変換した後、この電気信号を緑色（Ｇ）脈波用電気リード線１８０１ｂを介して生体信号計測部１８０８へ出力する。
心電図用主電極１８０５ａと心電図用対極１８０５ｂは、心電図信号を検出して、電気リード線１８０５ｃ、１８０５ｄを介して中継器１８０１におくられ、更に心電図信号用電気リード線１８０１ｃを介して生体信号計測部１８０８へ出力される。
心電図用主電極１８０５ａと心電図用対極１８０５ｂは、心電図信号を検出して、電気リード線１８０５ｃ、１８０５ｄを介して中継器１８０１におくられ、更に心電図信号用電気リード線１８０１ｃを介して生体信号計測部１８０８へ出力される。
生体信号計測部１８０８は、これらの電気信号をアナログ信号として増幅、ろ波し、図１８（ｂ−１）で示す赤外脈波、（ｂ−２）で示す緑色脈波、及び（ｂ−３）で示す心電図信号に変換され、ＡＤ変換部１８０９へ出力する。
ＡＤ変換部１８０９は、これらの信号をデジタル信号に変換して、信号処理ユニット１８１０に出力する。
ＡＤ変換部１８０９は、これらの信号をデジタル信号に変換して、信号処理ユニット１８１０に出力する。
又、校正用血圧測定部１８０６から出力される圧力値が圧力計１８０７で収縮期血圧（ＳＢＰ）、拡張期血圧（ＤＢＰ）、心拍数（ＨＲ）（圧脈波などから得る）の値に変換され、ＡＤ変換部１８０９を経てデジタル信号化され、信号処理ユニット１８１０へ出力される。
信号処理ユニット１８１０で行われる動作の一例を示す。
まず、校正用血圧測定部１８０６で実血圧（ＳＢＰ／ＤＢＰ・ＨＲ）を得ると共に、基底血圧Ｂを判定する。
信号処理ユニット１８１０で行われる動作の一例を示す。
まず、校正用血圧測定部１８０６で実血圧（ＳＢＰ／ＤＢＰ・ＨＲ）を得ると共に、基底血圧Ｂを判定する。
図１８（ｂ−１）以降でしめすＰＷＶ、Ｔｕ、Ｃｂｂ値を算出すると共に、校正用血圧測定部１８０６で測定した血圧値（実血圧値）の随時測定値ｙiを得る。
同タイミングで赤外脈波と緑色脈波の位相差を変数ｘとして設定する。ｘｉは、随時位相差を示す。
基底血圧定数 をｂとすると実血圧（ｙ）は、
ｙ＝ａｘ＋ｂ 又は ｙ＝ｂｘn （ｎは、べき数を示す。）
この式に実測した実血圧の初期値ｙ0 同時刻の 位相差変数の初期値ｘ0 を代入する。
ｙ0＝ａｘ0＋ｂ ｙ0＝ｂｘ0 n
ａ＝（ｙ0−ｂ）／ｘ0、ｂ＝ｙ0／ｘ0 ｎ ・・・・（ａ１）
同タイミングで赤外脈波と緑色脈波の位相差を変数ｘとして設定する。ｘｉは、随時位相差を示す。
基底血圧定数 をｂとすると実血圧（ｙ）は、
ｙ＝ａｘ＋ｂ 又は ｙ＝ｂｘn （ｎは、べき数を示す。）
この式に実測した実血圧の初期値ｙ0 同時刻の 位相差変数の初期値ｘ0 を代入する。
ｙ0＝ａｘ0＋ｂ ｙ0＝ｂｘ0 n
ａ＝（ｙ0−ｂ）／ｘ0、ｂ＝ｙ0／ｘ0 ｎ ・・・・（ａ１）
更に任意の時刻ｉ における実血圧ｙｉは、位相差変数をｘiとすると、
ｙi＝ａｘｉ＋ｂ ・・・・・（ａ２）
で示される。
式ａ１と式ａ２よりａとｂを求めた後、随時血圧を推定する。
ｙi＝ａｘｉ＋ｂ ・・・・・（ａ２）
で示される。
式ａ１と式ａ２よりａとｂを求めた後、随時血圧を推定する。
次に耳周辺の比較的浅い部位に存在する太い動脈と、耳介の細い動脈における脈波から血圧値を推定する実施例を図２０、図２１、図２２、図２３を参照し説明する。
図２０（ｂ）は、ヘッドセット型の血圧測定器の一部断面を含む実施例であり、
２００２は、耳介に当接して細い血管の脈波を検出する緑色脈波検出部であり、耳介に当接されやすいように一部突出した構成を示しているが、必ずしも一部突出した構成でなくても、耳内の形状に対応した凸状の耳パッドの耳介部位にセンサを配置するものであってもよい。
図２０（ｂ）は、ヘッドセット型の血圧測定器の一部断面を含む実施例であり、
２００２は、耳介に当接して細い血管の脈波を検出する緑色脈波検出部であり、耳介に当接されやすいように一部突出した構成を示しているが、必ずしも一部突出した構成でなくても、耳内の形状に対応した凸状の耳パッドの耳介部位にセンサを配置するものであってもよい。
２００２ａ緑色発光用ＬＥＤであり、２００２ｂは、フォトダイオード、フォトトランジスタよりなる緑光用受光素子であって、チップ状の一体型センサを形成しているものが好ましい。
２００２ｃは、電気接続線であり、導電性を有する線材の他、プリント配線部等の導電路などで形成され、緑色発光用ＬＥＤ２００２ａ、緑光用受光素子２００２ｂにそれぞれ２本ずつ接続し、緑色発光用ＬＥＤ２００２ａへ、発光用電気エネルギーの供給、緑光用受光素子２００２ｂから受信される光電変換された反射受光信号を処理装置へ送信するためのものである。
２００２ｄは、透光性カバー部材であり、皮膚とセンサの接触を防止するプラスチック材等で形成されている。
それぞれ２本中一本は、グラウンドとして一本にまとめられている場合もある。
２００２ｃは、電気接続線であり、導電性を有する線材の他、プリント配線部等の導電路などで形成され、緑色発光用ＬＥＤ２００２ａ、緑光用受光素子２００２ｂにそれぞれ２本ずつ接続し、緑色発光用ＬＥＤ２００２ａへ、発光用電気エネルギーの供給、緑光用受光素子２００２ｂから受信される光電変換された反射受光信号を処理装置へ送信するためのものである。
２００２ｄは、透光性カバー部材であり、皮膚とセンサの接触を防止するプラスチック材等で形成されている。
それぞれ２本中一本は、グラウンドとして一本にまとめられている場合もある。
２００４は、レーザー脈波計測用センサであり、図２０（ｄ）で示すｘ−ｘ’の断面及びｙ−ｙ’を図２０（ｂ）に斜線等で示す。送光用光ファイバ端部２００４ａ、送光用光ファイバ２００４ｂ、及び受光用光ファイバ端部２００４ｃ、受光用光ファイバ２００４ｄを具備し、更に端部表面は、透光性を有し、皮膚との接触面 を覆う樹脂材料で形成されたカバー部材が配置されている。送光用光ファイバ２００４ｂは、レーザー光発光素子２００４ｅに接続し、レーザー光を送光用光ファイバ端部２００４ａに伝達する。
レーザー光を送光用光ファイバ端部２００４ａから照射されたレーザー光は、皮膚２０００を透過し、浅側頭動脈２００３で反射し、その反射光を受光用光ファイバ端部２００４ｃで受光したのち、受光用光ファイバ２００４ｄを伝達する。
受光用光ファイバ２００４ｄは、受光用半導体２００４ｆに接続し、受光用半導体２００４ｆは受光信号を電気信号に変換する。レーザー脈波計測用センサ２００４は、本体に光源、受光用センサを備えた構成を示したが、これに限らず、脈波センサの様に、送光用光ファイバ端部２００４ａをセンサ用発光体に置き換え、受光用光ファイバ端部２００４ｃをフォトダイオード等のセンサに置き換え、それぞれ接続する光ファイバを電気接続線に置き換えてもよい。送光用光ファイバ端部２００４ａ、受光用光ファイバ端部２００４ｃは、直接皮膚に接触する場合、透光性部材を介する場合、及び偏光板を介する場合、それぞれを組み合わせる場合がある。
レーザー光を送光用光ファイバ端部２００４ａから照射されたレーザー光は、皮膚２０００を透過し、浅側頭動脈２００３で反射し、その反射光を受光用光ファイバ端部２００４ｃで受光したのち、受光用光ファイバ２００４ｄを伝達する。
受光用光ファイバ２００４ｄは、受光用半導体２００４ｆに接続し、受光用半導体２００４ｆは受光信号を電気信号に変換する。レーザー脈波計測用センサ２００４は、本体に光源、受光用センサを備えた構成を示したが、これに限らず、脈波センサの様に、送光用光ファイバ端部２００４ａをセンサ用発光体に置き換え、受光用光ファイバ端部２００４ｃをフォトダイオード等のセンサに置き換え、それぞれ接続する光ファイバを電気接続線に置き換えてもよい。送光用光ファイバ端部２００４ａ、受光用光ファイバ端部２００４ｃは、直接皮膚に接触する場合、透光性部材を介する場合、及び偏光板を介する場合、それぞれを組み合わせる場合がある。
２００５は、イヤーパッドａであり、内側方向に突出した緑色脈波検出部２００２、レーザー脈波計測用センサ２００４を備え、耳に当接した際、耳周辺に違和感なく当接される形状が好ましい。
２００６は、連結体であり、イヤーパッドａ２００５と、補助用のイヤーパッドｂ２００７が、内側方向に押圧するような弾性を備えている。
２００７は、補助用のイヤーパッドｂであり、円盤状、その他イヤーパッドａ２００５を耳に当接できるだけの内圧力を耳周辺に与えながら、長時間の使用にも支障なく、装着可能な形状を有する。
２００６は、連結体であり、イヤーパッドａ２００５と、補助用のイヤーパッドｂ２００７が、内側方向に押圧するような弾性を備えている。
２００７は、補助用のイヤーパッドｂであり、円盤状、その他イヤーパッドａ２００５を耳に当接できるだけの内圧力を耳周辺に与えながら、長時間の使用にも支障なく、装着可能な形状を有する。
２００８は、信号処理を行うための多芯型リード線であり、一部は、光ファイバー束、その他は、電気リード線で、形成されている。
なお、多芯型リード線２００８は、外部に制御装置がある場合であるが、ヘッドセットバンド周辺に、電気デバイスが格納できるのであれば、不要な場合もある。
図２０（ｂ）で示すレーザー脈波計測用センサ２００４は、送光用光ファイバ端部２００４ａ、送光用光ファイバ２００４ｂの一対のみが配置されているほか、図２０（ｅ）で示すような多数の送受信が一対となった光ファイバ端部をもつレーザー光脈波センサ２００４’であってもよい
なお、多芯型リード線２００８は、外部に制御装置がある場合であるが、ヘッドセットバンド周辺に、電気デバイスが格納できるのであれば、不要な場合もある。
図２０（ｂ）で示すレーザー脈波計測用センサ２００４は、送光用光ファイバ端部２００４ａ、送光用光ファイバ２００４ｂの一対のみが配置されているほか、図２０（ｅ）で示すような多数の送受信が一対となった光ファイバ端部をもつレーザー光脈波センサ２００４’であってもよい
図２０（ｅ）は、図２０（ａ）で示す浅側頭動脈２００３が実際どこを通っているか正確に把握できない場合があり、センサ当接部位が定められない場合にもちいるものであり、受光面積を広くして、一度の当接で、確実に脈波を受信できるようにするセンサ２００４’を示すものである。
２００４ａ１、２００４ａ２、２００４ａ３は、それぞれレーザー出力端部Ａ、Ｂ、Ｃであり、それぞれ、レーザー光発光素子２００４ｅと接続する為の光ファイバからなる送光用光伝達路２００４ｄ１と接続している。
２００４ｃ１、２００４ｃ２、２００４ｃ３は、それぞれレーザー受光端部Ａ、Ｂ、Ｃであり、浅側頭動脈２００３を反射した反射戻り光を受光する部分である。
２００４ｄ２は、受光用半導体２００４ｆとそれぞれのレーザー受光部とを接続する為の、受光伝達部である。 送光用光伝達路２００４ｄ１及び受光伝達路２００４ｄ２は一本又は複数本で構成されている。 図中、レーザー出力端部Ａ２００４ａ１とレーザー受光端部Ａ２００４ｃ１、レーザー出力端部Ｂ２００４ａ２とレーザー受光端部Ｂ２００４ｃ２、レーザー出力端部Ｃ２００４ａ３とレーザー受光端部Ｃ２００４ｃ３はそれぞれ対となっているが、必ずしも対でなくても良く、例えばレーザー光を照射する端部を１とし、受光部を複数にしてもよい。またその逆であってもよい。また、数も３に限るものではない。
図２１に、図２０（ｂ）（ｃ）（ｄ）で示すヘッドセット型の脈波検出ユニットから得られる脈波信号を処理する信号処理手段をブロック図で示した。
２１０１は、レーザー光を照射するレーザー光照射部であり、レーザーダイオード等のレーザー光源で構成されている。
２００４ａ１、２００４ａ２、２００４ａ３は、それぞれレーザー出力端部Ａ、Ｂ、Ｃであり、それぞれ、レーザー光発光素子２００４ｅと接続する為の光ファイバからなる送光用光伝達路２００４ｄ１と接続している。
２００４ｃ１、２００４ｃ２、２００４ｃ３は、それぞれレーザー受光端部Ａ、Ｂ、Ｃであり、浅側頭動脈２００３を反射した反射戻り光を受光する部分である。
２００４ｄ２は、受光用半導体２００４ｆとそれぞれのレーザー受光部とを接続する為の、受光伝達部である。 送光用光伝達路２００４ｄ１及び受光伝達路２００４ｄ２は一本又は複数本で構成されている。 図中、レーザー出力端部Ａ２００４ａ１とレーザー受光端部Ａ２００４ｃ１、レーザー出力端部Ｂ２００４ａ２とレーザー受光端部Ｂ２００４ｃ２、レーザー出力端部Ｃ２００４ａ３とレーザー受光端部Ｃ２００４ｃ３はそれぞれ対となっているが、必ずしも対でなくても良く、例えばレーザー光を照射する端部を１とし、受光部を複数にしてもよい。またその逆であってもよい。また、数も３に限るものではない。
図２１に、図２０（ｂ）（ｃ）（ｄ）で示すヘッドセット型の脈波検出ユニットから得られる脈波信号を処理する信号処理手段をブロック図で示した。
２１０１は、レーザー光を照射するレーザー光照射部であり、レーザーダイオード等のレーザー光源で構成されている。
２１０２は、レーザー光出力部であり、レーザー光受光用半導体で構成され、皮膚から反射した受光を光電変換して信号処理するためのものである。
２１０３は、緑色受光照射部であり、緑色ＬＥＤなどで構成されている。
２１０４は、緑色受光部であり、皮膚から反射した反射戻り光を光電変換して、電気信号に変換するためのものである。
２１０５は、第一脈波信号特徴点検出部であり、図２２（ｂ）でしめすレーザー光受光脈波信号の最低点２２ｃと、緑色最低点２２ａの時間情報を検出する。
２１０６は、第二脈波信号特徴点検出部であり、図２２（ａ）でしめす緑色光受光脈波信号の緑色最低点２２ａと緑色最高点２２ｂの２点を時間情報を検出する為のものである。
２１０３は、緑色受光照射部であり、緑色ＬＥＤなどで構成されている。
２１０４は、緑色受光部であり、皮膚から反射した反射戻り光を光電変換して、電気信号に変換するためのものである。
２１０５は、第一脈波信号特徴点検出部であり、図２２（ｂ）でしめすレーザー光受光脈波信号の最低点２２ｃと、緑色最低点２２ａの時間情報を検出する。
２１０６は、第二脈波信号特徴点検出部であり、図２２（ａ）でしめす緑色光受光脈波信号の緑色最低点２２ａと緑色最高点２２ｂの２点を時間情報を検出する為のものである。
図２２（ｂ）で示すレーザー光受光血流波形(脈波）信号は、直流成分を除去した状態を示したものであり、図２２（ｃ）は、直流成分が付加された状態の血流波形信号を示す。図２２（ｄ）は、心電図信号を示す。
直流成分値は、任意の値であり、レーザー光受光２１０２が出力する信号には、回路定数の直流成分が含まれているが、この直流成分をフィルタで、除いたものが、図２２（ｂ）となる。
直流成分値は、任意の値であり、レーザー光受光２１０２が出力する信号には、回路定数の直流成分が含まれているが、この直流成分をフィルタで、除いたものが、図２２（ｂ）となる。
又、直流成分を含むレーザー光受光２１０２の出力信号において、血流波形の最低点と最高点を検出し、その振幅値をＱｍｉｎ値、及びＱｍａｘ値として出力する。
２１０７は、演算手段であり、例えば９式及び１０式で示す計算式をプログラム化してメモリに記憶される。
演算手段２０１７は、各特長点間から得られた値からＣｂｂ、Ｔｕ、Ｑｍａｘ，Ｑｍｉｎ及びＲＲ値を算出し、仮の基底収縮血圧ＳＢＰ0、及び仮の基底拡張血圧ＤＢＰ0の値を算出する。
２１０７は、演算手段であり、例えば９式及び１０式で示す計算式をプログラム化してメモリに記憶される。
演算手段２０１７は、各特長点間から得られた値からＣｂｂ、Ｔｕ、Ｑｍａｘ，Ｑｍｉｎ及びＲＲ値を算出し、仮の基底収縮血圧ＳＢＰ0、及び仮の基底拡張血圧ＤＢＰ0の値を算出する。
この仮の基底収縮血圧と仮の基底拡張期血圧から、現時点の推定収縮期血圧と、推定拡張期血圧を測定する。
２１０８は、血圧情報出力手段であり、モニター、プリンタなどに血圧情報を出力したり、データとして、ストレージ、サーバーに記録したり、ＷｉＦｉ、赤外線、ＢｌｕｅＴｏｏｔｈ（登録商標）で送受信を行う。
２１０８は、血圧情報出力手段であり、モニター、プリンタなどに血圧情報を出力したり、データとして、ストレージ、サーバーに記録したり、ＷｉＦｉ、赤外線、ＢｌｕｅＴｏｏｔｈ（登録商標）で送受信を行う。
次に、図２０、図２１で示す実施例の動作を説明する。
図２０（ｂ）で示すヘッドセット型の血流検出及び脈波検出を行うセンサを耳珠近傍の浅側頭動脈２００３付近にレーザー脈波計測用センサ２００４の近傍に当接するように装着する。
この場合、浅側頭動脈２００３の位置が不確定であるために、図２０（ｅ）で示す多連型レーザープローブを用いる場合もある。
浅側頭動脈２００３の部位は、およそ、上顎と下顎のつなぎ目（顎関節）付近にある場合が多いことから、口を開けて、くぼんだ部位(凹部）にレーザー脈波計測用センサ２００４が当接されるような調節を行うことが好ましい。例えば、イヤーパッド２００５を回転又は摺動による可動式にして、口を開閉した際生じる凹部（顎関節部位）にレーザー脈波計測用センサ２００４が位置するように調節する構成を設けても良い。
脈波センサ装着後、図２０（ｆ）で示すレーザー光発光素子２００４ｅ（図２１の２１０１）から出力されたレーザー光は、送光用光ファイバ２００４ｂ、送光用光ファイバ端部２００４ａを介して皮膚２０００に照射され、浅側頭動脈２００３で反射し、受光用光ファイバ端部２００４ｃ、受光用光ファイバ２００４ｄを介して、受光用半導体２００４ｆ（図２１の２１０２）へ供給された後、第１脈波信号特徴点検出手段２１０５へ出力される。
図２０（ｂ）で示すヘッドセット型の血流検出及び脈波検出を行うセンサを耳珠近傍の浅側頭動脈２００３付近にレーザー脈波計測用センサ２００４の近傍に当接するように装着する。
この場合、浅側頭動脈２００３の位置が不確定であるために、図２０（ｅ）で示す多連型レーザープローブを用いる場合もある。
浅側頭動脈２００３の部位は、およそ、上顎と下顎のつなぎ目（顎関節）付近にある場合が多いことから、口を開けて、くぼんだ部位(凹部）にレーザー脈波計測用センサ２００４が当接されるような調節を行うことが好ましい。例えば、イヤーパッド２００５を回転又は摺動による可動式にして、口を開閉した際生じる凹部（顎関節部位）にレーザー脈波計測用センサ２００４が位置するように調節する構成を設けても良い。
脈波センサ装着後、図２０（ｆ）で示すレーザー光発光素子２００４ｅ（図２１の２１０１）から出力されたレーザー光は、送光用光ファイバ２００４ｂ、送光用光ファイバ端部２００４ａを介して皮膚２０００に照射され、浅側頭動脈２００３で反射し、受光用光ファイバ端部２００４ｃ、受光用光ファイバ２００４ｄを介して、受光用半導体２００４ｆ（図２１の２１０２）へ供給された後、第１脈波信号特徴点検出手段２１０５へ出力される。
緑色脈波検出部２００２（図２１の２１０３）から照射した緑色ＬＥＤの発光、耳介内の細い血管に照射された後、反射し反射戻り光は、緑光用受光素子２００２ｂ（図２１の２１０４）に受光され、電気信号に変換されて、図２１の２１０６へ送信される。
２１０５では、図２２（ｂ）でしめすレーザー光受光脈波信号の最低点２２ｃの時間情報を検出する。
さらに
２１０６では、図２２（ａ）でしめす緑色光受光脈波信号の緑色最低点２２ａと緑色最高点２２ｂの２点を時間情報を検出する
２１０５、２１０６で検出された特徴点は、演算手段２１０７へ供給され、仮の基底血圧値が算出されると共に、推定収縮期血圧、推定拡張期期血圧が算出され血圧情報出力手段２１０８に出力され、それぞれの値が表示記憶される。
２１０５では、図２２（ｂ）でしめすレーザー光受光脈波信号の最低点２２ｃの時間情報を検出する。
さらに
２１０６では、図２２（ａ）でしめす緑色光受光脈波信号の緑色最低点２２ａと緑色最高点２２ｂの２点を時間情報を検出する
２１０５、２１０６で検出された特徴点は、演算手段２１０７へ供給され、仮の基底血圧値が算出されると共に、推定収縮期血圧、推定拡張期期血圧が算出され血圧情報出力手段２１０８に出力され、それぞれの値が表示記憶される。
図２３は、実測した脈波(血流）波形であり、２３ａは、２１０４の出力波形、２３ｂは２１０２の出力波形である。
又、演算手段２１０７で生成される仮の基底血圧値は、脈波の一つ前又は複数前の波形を利用することから、一時的な記録メモリ（ＲＡＭ）が内蔵されている。
演算手段２１０７及びその周辺は、コンピュータで構成されることがこのましい。
又、演算手段２１０７で得られる仮の基底収縮血圧、と基底拡張血圧は、得られる値の加算平均等により固有の血圧値として利用される場合もある。又、本実施例で用いられたレーザー光による浅側頭動脈の血流波測定は、レーザー光に限ることなく、ストレインゲージ、圧力センサ、赤外ＬＥＤを用いる場合もある。
又、演算手段２１０７で生成される仮の基底血圧値は、脈波の一つ前又は複数前の波形を利用することから、一時的な記録メモリ（ＲＡＭ）が内蔵されている。
演算手段２１０７及びその周辺は、コンピュータで構成されることがこのましい。
又、演算手段２１０７で得られる仮の基底収縮血圧、と基底拡張血圧は、得られる値の加算平均等により固有の血圧値として利用される場合もある。又、本実施例で用いられたレーザー光による浅側頭動脈の血流波測定は、レーザー光に限ることなく、ストレインゲージ、圧力センサ、赤外ＬＥＤを用いる場合もある。
本発明は、単に上腕部に装着するだけで連続して血圧値及び血圧関連値が測定できることから、無侵襲な状態で血圧測定に利用できるが、更に、人工透析患者の透析治療期間中の血圧のモニターなどにも利用可能である。
１０１ 緑（Ｇ）受光部
１０２ 緑（Ｇ）発光部
１０３ 赤外（ＩＲ）受光部
１０４ 赤外（ＩＲ）発光部
１０５ 緑色脈波微分手段
１０６ 赤外脈波微分手段
１０７ 特徴部検出手段
１０８ 血圧情報検出手段
１０９ 心電図入力部
１１０ 心電図微分手段
１１１ 特徴部検出手段
１０２ 緑（Ｇ）発光部
１０３ 赤外（ＩＲ）受光部
１０４ 赤外（ＩＲ）発光部
１０５ 緑色脈波微分手段
１０６ 赤外脈波微分手段
１０７ 特徴部検出手段
１０８ 血圧情報検出手段
１０９ 心電図入力部
１１０ 心電図微分手段
１１１ 特徴部検出手段
Claims (11)
- 血管径に対応した脈波を検出するための光学センサ、前記光学センサからえられた細い血管に対応する脈波と太い血管に対応する脈波の１乃至複数階数の微分値を算出する微分値算出手段、前記微分値算出手段で得られた脈波ごとの特徴点を検出する特徴点検出手段、前記特徴点検出手段で得られた特徴点間の位相差に基づいて血圧関連値を測定する血圧関連値測定手段よりなる連続血圧測定システム。
- 前記光学センサが、生体淺部の細い血管に対する脈波を波長が、５２４ｎｍの緑色ＬＥＤを発光部とする生体浅部用センサで検出し、生体深部の太い血管に対する脈波を波長が、８５０ｎｍの赤外ＬＥＤを発光部とする生体深部用センサで検出する請求項１に記載の連続血圧測定システム。
- 生体浅部用センサと生体深部用センサは、1つの帯状体の皮膚との接触面に装着される請求項２に記載の連続血圧測定システム。
- 前記帯状体は、上腕部に装着される請求項３に記載の連続血圧測定システム。
- 前記生体淺部用センサの発光部と、前記生体深部用センサの発光部は、前記帯状体で対向する位置に配置される請求項２に記載の連続血圧測定システム。
- 前記生体淺部用センサは反射型を形成し、前記生体深部用センサは透過型を形成する請求項２に記載の連続血圧測定システム。
- 収縮期血圧変化率ＳＢＰφiは、
ＳＢＰφi＝ＰＷiα （α：0.25〜0.5）
又は
ＳＢＰφi＝（Ｔｕ/Ｃｂｂ）α
ＰＷi(pulse wave index）
で表される請求項１に記載の連続血圧測定システム。 - 心電図信号を検出するための心電図信号検出手段、血管径に対応した脈波を検出するための光学センサ、前記光学センサからえられた生体浅部の細い血管に対応する脈波の１乃至複数階数の微分値を算出する微分値算出手段、前記微分値算出手段で得られた脈波の特徴点を検出する特徴点検出手段、前記特徴点検出手段で得られた特徴点と前記心電図信号検出手段で得られた心電図信号の特徴点の位相差に基づいて血圧関連値を測定する血圧関連値測定手段よりなる請求項１に記載の連続血圧測定システム。
- 前記心電図の特徴点が心電図Ｒ波である請求項８に記載の連続血圧測定システム。
- 生体浅い部分の太い動脈血管から脈波を検出するための第１のセンサ、生体浅部の細い血管から脈波を検出するための第2のセンサ、第１のセンサで得られた脈波から特徴部位を検出する第１の特徴部位検出手段と前記第2のセンサに基づいて得られた脈波から特徴部位を検出する第２の特徴部位検出手段、前記第１の特徴部位検出手段で得られた脈波の特徴部位と前記第２の特徴部位検出手段で得られた脈波の特徴部位から血圧関連値を測定する血圧関連値測定手段よりなる請求項１に記載の連続血圧測定システム。
- 戦記第1のセンサが、レーザー光を生体に照射して得られる反射戻り光を光電変換させるユニットで構成されている請求項１０の連続血圧システム。
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-
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- 2020-02-28 JP JP2020033069A patent/JP7133576B2/ja active Active
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