JP2006263354A - 人体の個体情報取得装置、血圧測定装置および脈波信号解析装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 個人差や個体内の状態の影響を受けにくくすることができる人体の個体情報取得装置、血圧測定装置および脈波信号解析装置を提供する。
【解決手段】 血圧算出部３２は、第１〜第４の要素のうちの２つの要素の積もしくは商を用いて血圧を算出する。第１の要素は、脈波信号における脈波波形を１階以上微分して得られる波形の波高と、微分前の脈波波形の波高との比であり、第２の要素は、心電信号に対する脈波信号の遅れ時間であり、第３の要素は、脈波信号における脈波波形の立ち上がりから同波形または同波形を１階以上微分して得られる波形におけるピークまでの時間もしくはゼロ点までの時間であり、第４の要素は、心拍数である。
【選択図】 図４

Description

本発明は、人体の個体情報取得装置、血圧測定装置および脈波信号解析装置に関するものである。

従来より、非観血式に血圧を測定する手段として、カフを用い測定部位を加減圧することにより、コロトコフ音の発生や自励振動の発生を観測するものがあった。
しかし、これらの非観血式血圧測定では、測定部に対して加圧を加える必要があるため、被験者に対して圧迫感や不快感を与えるという欠点があった。

これらの欠点を解決する方法として、脈波伝播速度や脈波形を用いて血圧を推定する方法が提案されている（例えば特許文献１〜６）。
詳しくは、特許文献１では、脈波の二階微分波形の波高比などを用いて血圧を算出する方法が提案されている。また、特許文献２では、脈波のさまざまな特徴量を用いて、血圧を算出する方法が提案されている。さらに、特許文献３では脈波伝播速度、心拍間隔、正規化脈波面積などを用いて血圧を算出する方法が提案されている。また、特許文献４では心電信号のＲ波から脈波の立ち上がり開始までの時間ＴR-0以外に血圧算出に必要な値として体積変動分ΔＶ／Ｖを提案し、ＴR-0と脈波の立ち上がりから脈波が５０％立ち上がった時までの時間Ｔ0-50の和（ＴR-0＋Ｔ0-50）を用いることにより算出精度を向上している。また、特許文献５及び特許文献６では、脈波伝播の伝達関数を求めることにより、末梢波形より大動脈波形を再現することが提案されている。

このように、脈波伝播速度、脈波形より血圧を算出するために、さまざまな提案がなされている。
特開平１０−２９５６５６号公報 特開平１０−２９５６５７号公報 特開平１１−３１８８３７号公報 特表２００１−５０４３６２号公報 特開２００３−５５５号公報 特表２００３−５２７１４９号公報

このように脈波伝播速度や脈波形から血圧を算出する方法は多数提案されている。しかし、血管の特性が個々人によって異なり、個人間の合わせ込みに対しては精度良く行えていない。また、同一個人においても、生理状態、心理状態、姿勢などによって、循環器系の状態が異なるため、長期間にわたる測定においては、血圧算出精度が大きく劣化するという課題があった。

これらの課題の一因として、従来手法では血圧の合わせ込みに、特徴量の加減算を行っていることが挙げられる。本来血管のさまざまな物性値が絡み合い血圧が決定されるのに対し、加減算だけでは心理・生理的変化と血管の物性値の変化及びそれに伴う血圧変化の関係をうまく取り扱えない。そのため、個人間の差異だけではなく、同一個人における生理、心理状態でさえも正確に決定できていない。また、ＴR-0＋Ｔ0-50のように、特徴量同士を加えている場合は、体積変動分を打ち消す効果は当然ながら少ない。

また、上述のような血圧推定もしくはその他の理由で脈波形を測定する場合、体動成分などにより、脈波形が乱れる場合がある。そのため、脈波形が正常に測定できているかを簡易に判定する方法が求められている。

また、上述のような血圧推定もしくはその他の理由で脈波形を測定する場合、被験者に苦痛を与えないように光電式容積脈波センサで測定することが一般的である。光電式脈波センサの信号は体積変動を表すが、脈波の波高自体に意味はない。そのため、それらが循環器系の情報を表しているにも関わらず、定量評価できていなかった。従来、脈波形から血管年齢を算出するものとして、二階微分波形の波高比を用いるものがあるが、二つの変極点の情報を含むため、特徴量の意義付けが曖昧だった。

本発明は、このような背景の下になされたものであり、個人差や個人内の状態の影響を受けにくくすることができる人体の個体情報取得装置、血圧測定装置および脈波信号解析装置を提供することを目的とする。

上記の課題を解決するために、請求項１に記載の発明は、人体から脈波信号を検出する脈波信号検出手段と、前記脈波信号検出手段による脈波信号における脈波波形を１階以上微分して得られる波形の波高と、微分前の脈波波形の波高もしくは面積との比を、人体の個体固有の情報として取得する人体固有情報取得手段と、を備えた人体の個体情報取得装置をその要旨としている。

請求項１に記載の発明では、人体固有情報取得手段により、脈波信号検出手段による脈波信号における脈波波形を１階以上微分して得られる波形の波高と、微分前の脈波波形の波高もしくは面積との比が、人体の個体固有の情報として取得される。このようにして得られた情報は、人体の個体固有の情報であって、個人差や個人内の状態の影響を受けにくい情報である。

請求項２に記載のように、請求項１に記載の人体の個体情報取得装置において、更に、前記人体固有情報取得手段により取得した情報を、血管の物性を表す値として表示する表示手段を備えると、得られた情報を、血管の物性を表す値として表示することができる。

請求項３に記載のように、請求項１または２に記載の人体の個体情報取得装置において、前記人体固有情報取得手段は、脈波波形を１階微分して得られる波形の第１ピークの波高と、微分前の脈波波形での前記第１ピークの立ち上がりの波高との比を、人体の個体固有の情報として取得するようにするとよい。

請求項４に記載の発明は、人体から脈波信号を検出する脈波信号検出手段と、少なくとも前記脈波信号検出手段による脈波信号に基づいて血圧を算出する血圧算出手段と、前記血圧算出手段により算出された血圧を表示する表示手段と、を備え、
前記血圧算出手段は、
第１の要素：脈波信号における脈波波形を１階以上微分して得られる波形の波高と、微分前の脈波波形の波高もしくは面積との比と、
第２の要素：心電信号に対する脈波信号の遅れ時間と、
第３の要素：脈波信号における脈波波形の立ち上がりから同波形または同波形を１階以上微分して得られる波形におけるピークまでの時間もしくはゼロ点までの時間と、
第４の要素：心拍数と、
のうちの２つの要素の積もしくは商を用いて血圧を算出することを特徴とする血圧測定装置をその要旨としている。

請求項４に記載の発明では、血圧算出手段により、
第１の要素：脈波信号における脈波波形を１階以上微分して得られる波形の波高と、微分前の脈波波形の波高もしくは面積との比と、
第２の要素：心電信号に対する脈波信号の遅れ時間と、
第３の要素：脈波信号における脈波波形の立ち上がりから同波形または同波形を１階以上微分して得られる波形におけるピークまでの時間もしくはゼロ点までの時間と、
第４の要素：心拍数と、
のうちの２つの要素の積もしくは商を用いて血圧が算出される。そして、血圧算出手段により算出された血圧が表示手段により表示される。

このようにすることにより、個人依存、状態依存分をうまく取り扱って血圧を算出することができる。
請求項５に記載のように、請求項４に記載の血圧測定装置において、前記血圧算出手段における積もしくは商をとる２つの要素として、脈波伝播速度を表す要素と、血管弾性を表す要素を用いるとよい。ここで、請求項６に記載のように、前記脈波伝播速度を表す要素が前記第２の要素であるとよい。また、請求項７に記載のように、前記血管弾性を表す要素が前記第３の要素であって、脈波信号における脈波波形の立ち上がりから同波形におけるピークまでの時間であるとよい。さらに、請求項８に記載のように、前記血管弾性を表す要素が前記第１の要素であって、脈波波形を１階微分して得られる波形の第１ピークの波高と、微分前の脈波波形での前記第１ピークの立ち上がりの波高との比であるとよい。

請求項９に記載のように、請求項４〜８いずれか１項に記載の血圧測定装置において、前記血圧算出手段は、血圧を算出する際に、前記２つの要素の積もしくは商に加えて、要素の和もしくは差をとって補正するようにすると、血圧算出精度の向上を図ることができる。

請求項１０に記載の発明は、人体から脈波信号を検出する脈波信号検出手段と、少なくとも前記脈波信号検出手段による脈波信号に基づいて良否判定を行う良否判定手段と、前記良否判定手段による良否判定結果を表示する表示手段と、を備え、
前記良否判定手段は、
第１の要素：脈波信号における脈波波形を１階以上微分して得られる波形の波高と、微分前の脈波波形の波高もしくは面積との比と、
第２の要素：心電信号に対する脈波信号の遅れ時間と、
第３の要素：脈波信号における脈波波形の立ち上がりから同波形または同波形を１階以上微分して得られる波形におけるピークまでの時間もしくはゼロ点までの時間と、
第４の要素：心拍数と、
のうちの第１の要素とその他の要素との関係において、今回検出した脈波信号が予め定めたゾーン内に収まっているか否か判定して良否判定を行うことを特徴とする脈波信号解析装置をその要旨としている。

請求項１０に記載の発明では、良否判定手段により、
第１の要素：脈波信号における脈波波形を１階以上微分して得られる波形の波高と、微分前の脈波波形の波高もしくは面積との比と、
第２の要素：心電信号に対する脈波信号の遅れ時間と、
第３の要素：脈波信号における脈波波形の立ち上がりから同波形または同波形を１階以上微分して得られる波形におけるピークまでの時間もしくはゼロ点までの時間と、
第４の要素：心拍数と、
のうちの第１の要素とその他の要素との関係において、今回検出した脈波信号が予め定めたゾーン内に収まっているか否か判定して良否判定が行われる。そして、表示手段により、良否判定手段による良否判定結果が表示される。

このようにすることにより、個人依存、状態依存分をうまく取り扱って脈波信号を解析して良否判定することができる。
請求項１１に記載のように、請求項１０に記載の脈波信号解析装置において、前記良否判定手段は、第１の要素としての、脈波波形を１階微分して得られる波形の第１ピークの波高と、微分前の脈波波形での前記第１ピークの立ち上がりの波高との比と、第３の要素としての脈波信号における脈波波形の立ち上がりから同波形におけるピークまでの時間との積が、２０±５の範囲にあるか否か判定して良否判定を行うようにするとよい。

請求項１２に記載のように、請求項１０または１１に記載の脈波信号解析装置において前記良否判定手段は、前記良否判定として、人体からの脈波信号の検出が正しく行われたか否か判定するようしても、請求項１３に記載のように、前記良否判定手段は、前記良否判定として、人体に異常があるか否か判定するようにしてもよく、請求項１３に記載の場合においては、安定に脈波が検出できる環境であれば循環器系の疾患の可能性も判定することができる。

請求項１４に記載のように、請求項１０〜１３のいずれか１項に記載の脈波信号解析装置において、更に、前記良否判定手段における前記良否判定の際の判定基準を変更する判定基準変更手段を備えるようにするとよい。

請求項１〜３のいずれか１項に記載の人体の個体情報取得装置、請求項４〜９いずれか１項に記載の血圧測定装置、および、請求項１０〜１４のいずれか１項に記載の脈波信号解析装置において、請求項１５，１６，１７に記載のように、前記脈波信号検出手段は光電式センサであるとよい。

請求項１〜３のいずれか１項に記載の人体の個体情報取得装置、請求項４〜９いずれか１項に記載の血圧測定装置、および、請求項１０〜１４のいずれか１項に記載の脈波信号解析装置において、請求項１８，１９，２０に記載のように、前記脈波信号検出手段による脈波検出部位は、手首および掌および指および二の腕および耳のいずれか一つであると、拘束の度合いが弱い部位を用いることで被験者に不快感や苦痛を与えずに連続的な検出を行うことができる。

請求項１〜３のいずれか１項に記載の人体の個体情報取得装置、請求項４〜９いずれか１項に記載の血圧測定装置、および、請求項１０〜１４のいずれか１項に記載の脈波信号解析装置において、請求項２１，２２，２３に記載のように、車室内で前記脈波信号検出手段による脈波検出を行うようにするとよい。

請求項１〜３のいずれか１項に記載の人体の個体情報取得装置、請求項４〜９いずれか１項に記載の血圧測定装置、および、請求項１０〜１４のいずれか１項に記載の脈波信号解析装置において、請求項２４，２５，２６に記載のように、前記脈波信号検出手段は携帯型であるとよい。

請求項２７に記載のように、請求項１〜３のいずれか１項に記載の人体の個体情報取得装置において、更に、体動検出手段を備え、同体動検出手段による体動の検出結果を、人体の個体固有の情報の取得に反映すると、体動のある情報を排除して正確に情報を取得することができる。

請求項２８に記載のように、請求項４〜９のいずれか１項に記載の血圧測定装置において、更に、体動検出手段を備え、同体動検出手段による体動の検出結果を、血圧の算出に反映すると、体動の影響を受けにくくして正確に血圧を算出することができる。

請求項２９に記載のように、請求項１０〜１４に記載の脈波信号解析装置において、更に、体動検出手段を備え、同体動検出手段による体動の検出結果を、良否判定に反映すると、体動の影響を受けにくくして正確に良否判定を行うことができる。

以下、本発明を具体化した実施形態を図面に従って説明する。
図１には、本実施形態における、人体の個体情報取得・血圧測定・脈波信号解析装置の全体構成を示す。人体の個体情報取得・血圧測定・脈波信号解析装置は、心電計１０と反射型容量脈波センサ（光電式脈波計）２０と電子機器３０と表示器４０を備えている。心電計１０により被験者（人体）から心電信号が検出される。反射型容量脈波センサ２０は被験者（人体）の手首に装着され、人体から脈波信号が検出される。このように脈波検出を拘束度合いが低い手首で行うことにより、被験者がほとんど意識せずに血圧が測定可能になる。ここで、脈波信号検出手段としての反射型容量脈波センサ２０による脈波検出部位は、手首の以外にも掌や指（特に指先が好ましい）や二の腕や耳であってもよく、手首および掌や指（特に指先）および二の腕および耳のいずれか一つであると拘束度合いを低くすることができる。これにより、拘束の度合いが弱い部位を用いることで被験者に不快感や苦痛を与えずに連続的な検出を行うことができる。センサ（２０）による脈波検出部位が掌である場合の例として、ハンドルにセンサを設置して車両を運転しながら脈波信号を得る場合を挙げることができる。

光電式センサである反射型容量脈波センサ２０は、図２に示すように、遮光材料よりなるセンサボディ２１の内部に発光ダイオード２２とフォトダイオード２３が設置された構造をなしている。そして、発光ダイオード２２から皮膚に対して緑色の光（５０００Å〜８０００Åの波長を含む光）が照射される。この光は皮膚の毛細血管内において反射され、その反射光が受光素子としてのフォトダイオード２３に受光されて電気信号（脈波信号）として取り出される。この光学系は高Ｓ／Ｎ光学系となっている。

脈波信号検出手段としての反射型容量脈波センサ２０は携帯型である。また、車室内で、反射型容量脈波センサ２０による脈波検出が行われる。
図１において、心電計１０および反射型容量脈波センサ２０は電子機器３０と接続され、心電計１０からの心電信号と脈波センサ２０からの脈波信号が電子機器３０に送られる。電子機器３０はパソコン等により構成されており、各種の演算を行ってその結果に基づいて血圧等を算出して表示器４０に血圧値等を表示させる。

図３には、得られた心電信号および脈波信号を示す。さらに、図３には脈波の１階微分波形と２階微分波形を示す。図３は横軸に時間をとるとともに縦軸に強度をとっている。
図３おいて、心電信号におけるピーク間の時間（心拍間隔）をＲＲで表している。また、図３おいて、脈波の立ち上がり波形における波高をΔＰで表すとともに、立ち上がり時間をＵＴで表し、さらに、心電信号のピーク（Ｒ波）から脈波信号の立ち上がり開始までの時間をＰＴＴで表している。また、図３おいて、脈波の１階微分波形の第１ピーク値、第２ピーク値、第３ピーク値、…を、ｖ，ｗ，ｘ，…で表している。さらに、図３おいて、脈波の２階微分波形の第１ピーク値、第２ピーク値、第３ピーク値、…を、ａ，ｂ，ｃ，…で表している。

図４は、人体の個体情報取得・血圧測定・脈波信号解析装置における機能ブロック図である。図４において、電子機器３０は人体固有情報取得部３１と血圧算出部３２と良否判定部３３よりなる。また、表示器４０は、血管情報表示部４１と血圧表示部４２と信号正常取得表示部４３よりなる。

本実施形態における、人体の個体情報取得・血圧測定・脈波信号解析装置は、
（ｉ）人体の個体情報取得装置
（ｉｉ）血圧測定装置
（ｉｉｉ）脈波信号解析装置
を一体化したものである。

前述の（ｉ）の人体の個体情報取得装置は、人体固有情報取得手段としての人体固有情報取得部３１が反射型容量脈波センサ２０による脈波信号に基づいて人体の個体固有の情報を取得して、表示手段としての血管情報表示部４１によって血管の物性を表す値として表示する。

前述の（ｉｉ）の血圧測定装置は、血圧算出手段としての血圧算出部３２が少なくとも反射型容量脈波センサ２０による脈波信号に基づいて血圧を算出して、算出した血圧を表示手段としての血圧表示部４２によって表示する。

前述の（ｉｉｉ）の脈波信号解析装置は、良否判定手段としての良否判定部３３が少なくとも反射型容量脈波センサ２０による脈波信号に基づいて良否判定（人体からの脈波信号の検出が正しく行われたか否か）を行う。そして、その良否判定結果を表示手段としての信号正常取得表示部４３によって表示する。

次に、前述の（ｉｉ）の血圧測定装置について詳しく説明する。
血圧算出部３２は、基本式として、ＰＴＴ／ＵＴを用いて血圧ＢＰを算出する。図３に示すように、ＰＴＴは、心電信号に対する脈波信号の遅れ時間であり、ＵＴは、脈波信号における脈波波形でのピークまでの時間である。あるいは、図４の血圧算出部３２は、基本式として、ＰＴＴ・（ｖ／ΔＰ）を用いて血圧ＢＰを算出する。図３に示すように、ｖは脈波信号における脈波波形を１階微分して得られる波形の波高であり、ΔＰは微分前の脈波波形の波高である。

このように、血圧算出部３２は、要素としてのＰＴＴと、要素としてのＵＴの商ＰＴＴ／ＵＴを用いて、もしくは、要素としてのＰＴＴと、要素としてのｖ／ΔＰの積ＰＴＴ・（ｖ／ΔＰ）を用いて血圧ＢＰを算出する。

詳しくは、血圧算出部３２における血圧ＢＰを算出するための２つの要素（積もしくは商をとる２つの要素）として、脈波伝播速度を表す要素と、血管弾性を表す要素を用いている。基本式として、ＰＴＴ／ＵＴを用いた場合においては、脈波伝播速度を表す要素がＰＴＴ（心電信号に対する脈波信号の遅れ時間）であり、血管弾性を表す要素がＵＴ（脈波信号における脈波波形の立ち上がりから同波形におけるピークまでの時間）である。

また、基本式として、ＰＴＴ・（ｖ／ΔＰ）を用いた場合においては、脈波伝播速度を表す要素がＰＴＴ（心電信号に対する脈波信号の遅れ時間）であり、血管弾性を表す要素がｖ／ΔＰ（脈波波形を１階微分して得られる波形の第１ピークの波高／微分前の脈波波形での第１ピークの立ち上がりの波高）である。

また、血圧算出部３２は、血圧ＢＰを算出する際に、２つの要素の積もしくは商に加えて、要素の和もしくは差をとって補正する。詳しくは、血圧ＢＰを次式にて算出する。
ＢＰ∝係数・ＰＴＴ／（ＵＴ／ＲＲ））＋係数・ＰＴＴ＋係数・ＵＴ＋…
ここで、ＲＲは図３に示すように心拍間隔であり、（ＵＴ／ＲＲ）は、脈波の立ち上がり時間ＵＴを心拍間隔ＲＲで補正したものである。

このようにして血圧を測定するようにしたのは、以下の理由による。
従来、さまざまな要素（特徴量）を抽出し、それらの重回帰分析により血圧算出式を求めていた。しかし、それだけでは多種多様な個人間もしくは個人内の状態をうまく取り扱えなかった。これに対し、本実施形態においては血管弾性の非線形性を考慮し、脈波伝播速度と血管弾性を演算することにより、血圧の算出精度の向上を図っている。

前述の特許文献４では血圧を血管弾性も含めて表現しようとしていた。しかし、（ＴR-0＋Ｔ0-50）のごとく（純粋ＰＰＴ＋血管弾性）のように和をとっており、そのため血管弾性とＰＴＴの関係を一般化できていない。

脈波伝播速度Ｃは一般的に次のＭｏｅｎｓ−Ｋｏｒｔｅｗｅｇの式で表され、圧力とは直接の関係はない。
Ｃ＝（Ｅｈ／ρＤ）^１／２
ただし、Ｅはヤング率、ｈは血管の肉厚、ρは血液の密度、Ｄは血管の直径である。

そして、血圧との関係はヤング率Ｅが血圧変化に伴い変化するためであると解釈されている。
血管弾性をフック則ではなく、例えばチューブ則で表した場合、脈波伝播速度Ｃは次のようになる。

Ｃ＝（βＰ／２ρ）^１／２
ただし、βはスティッフネス定数、Ｐは圧力、ρは血液の密度である。
この式では、圧力（血圧）Ｐは、（脈波伝播速度Ｃ／スティッフネス定数β）の関数となる。

個々人の血管はチューブ則のように単純には表せないため、もちろん商だけでは血圧を完全に表すことはできない。しかしこのようにすることで、血圧の算出精度は大きく向上する。

このように、脈波伝播速度Ｃは一般的にＭｏｅｎｓ−Ｋｏｒｔｅｗｅｇの式で表され、血管弾性に依存し、直接は血圧Ｐに依存しない。血圧Ｐが血管弾性を変化させることにより、脈波伝播速度Ｃが変化する。

血管をフック弾性体ではなく、チューブ則に従う弾性体と仮定した場合、血圧Ｐと脈波伝播速度Ｃの関係は、スティッフネス定数βにより関連付けられる。この場合、例えば血圧Ｐは各パラメータの加減算により表すのではなく、脈波伝播速度を表す要素（特徴量）を、血管弾性を表す要素（特徴量）で割るなどの積算もしくは除算で表される。こうすることで、得られた積もしくは商は、血圧に相関の強い特徴量となる。

単純に加減算を行った場合には、各パラメータの個数だけ係数が必要となり、また、これらパラメータが個人の血管の物性値に依存するため、汎用化することが困難であるが、本実施形態のように、血圧に大きく影響を与える要素同士（特徴量同士）を積算もしくは除算することで、（影響の大きな）必要な係数を一つ以上減らすことが可能となり、血圧算出精度の向上及び個人間への汎用化が可能になる。

実際には、血管弾性も人体では一つの法則では表せない。そのため、血圧を要素（特徴量）の積もしくは商に、ＰＴＴ（心電のＲ波から脈波の立ち上がり開始までの時間）、ＵＴ（脈波の立ち上がり時間）、ＨＲ（心拍数）、ＶＲ（正規化脈波面積）などの要素（特徴量）を加えて補正する。こうすることで、血圧算出精度は向上する。なお、この場合、必要な係数の個数は増加するが、補正項であり、誤差による影響は小さく、血圧算出精度向上のメリットの方が大きい。

２３名の最低血圧（ＤＢＰ）と脈波伝播時間（ＰＴＴ）の関係を図５に示す。この場合の相関係数γは−０．３４であった。また、図６にＰＴＴとＵＴの商で表したもの（ＰＴＴ／ＵＴ）を示す。この場合の相関係数γは−０．６１であった。

ＵＴは、図３に示したように脈波の立ち上がりの時間であり、この脈波の立ち上がりの時間ＵＴは血管が柔らかいほど長くなり、血管が硬いほど短くなると考えられ、血管弾性を表す一つの要素（特徴量）と考えられる。図５に比べ図６に示すように、ＰＴＴ／ＵＴ（脈波伝播速度／血管弾性）とすることで、個人間でのばらつきを大きく低減できていることが分かる。

なお、血管弾性を表す特徴量は、例えば、図７に示すように、脈波の立ち上がりの際の最大傾きα（＝ｖ／ΔＰ）でもよい。例えば、血管が硬いと傾きは急になり、血管が柔らかいと傾きは緩やかになると考えられる。実際にＵＴとαは、図８に示すように、非常に良い相関を示す（相関係数γ＝−０．９４）。そのため、ＰＴＴ×αでも血圧を相関良く表現できる。

より具体的に説明していく。
上述したように、脈波伝播時間をスティッフネスパラメータ（β）で除算すると、血圧への相関が大きくなる。本例では、脈波の立ち上がり時間（ＵＴ）を心拍間隔（ＲＲ）で規格化したもの（＝ＵＴ／ＲＲ）で、脈波伝播時間（ＰＴＴ）を除した（＝ＰＴＴ／（ＵＴ／ＲＲ））。

このようにすることで、血圧ＢＰは、
ＢＰ∝係数×ＰＴＴ／（ＵＴ／ＲＲ）
と表現することができる。

実際には血管は個々人によって大きく異なるため、血管弾性の関係も異なる。それを再度ＰＴＴ、ＵＴ等を用いて、また、例えば１階微分、２階微分から得られる要素（特徴量）を用いて補正する。

ＢＴ∝係数×ＰＴＴ／（ＵＴ／ＲＲ）＋係数×ＰＴＴ＋係数×ＵＴ＋…＋係数×（特徴量）
これにより血圧算出精度の向上が図られる。

ここで、各要素（特徴量）の係数は、複数の被験者の血圧を測定し、統計処理により求めたものである。ここで血圧は非観血的に測定できるコロトコフ法を用いた。
このように、事前に測定したパラメータを用い、被験者に対して血圧測定を行う。

またここでは、脈波伝播時間に関する情報を心電信号と脈波信号の間の時間ＰＴＴとして求めたが、例えば脈波の進行波と反射波のピークの間の時間としてもよい（例えば、図７のΔＴ）。

また、血管弾性を表す特徴量を、脈波信号における脈波波形の立ち上がりから同波形におけるピークまでの時間ＵＴとしたが、前述したように１階微分波形によるｖ／ΔＰ、更には、２階微分波形によるａ／ΔＰから求めてもよい。このように、血管弾性を表す特徴量を脈波の１階微分波形、２階微分波形から抽出してもよい。

また、本測定は従来測定法に比較して、ＵＴ、ＰＴＴ、ＲＲなど、脈波の２階微分波形（加速度脈波）などに比較して誤差の少ない要素（特徴量）で、大きく補正しているため、自動車の運転中など、脈波形状にさまざまな外部ノイズが乗りやすい環境で測定する場合にも適している。

図４の血圧算出部３２は、要素としてのＰＴＴと、要素としてのＵＴの商ＰＴＴ／ＵＴを用いて、もしくは、要素としてのＰＴＴと、要素としてのｖ／ΔＰの積ＰＴＴ・（ｖ／ΔＰ）を用いて血圧ＢＰを算出することとしたが、広義には次のようにする。

血圧算出部３２は、次の第１〜第４の要素のうちの２つの要素の積もしくは商を用いて血圧を算出する。
第１の要素は、脈波信号における脈波波形を１階以上微分して得られる波形の波高ｖと、微分前の脈波波形の波高ΔＰとの比ｖ／ΔＰである。なお、微分前の脈波波形の波高ΔＰの代わりに微分前の脈波波形の面積Ｓであってもよい。

第２の要素は、心電信号に対する脈波信号の遅れ時間ＰＴＴである。
第３の要素は、脈波信号における脈波波形の立ち上がりから同波形または同波形を１階以上微分して得られる波形におけるピークまでの時間ＵＴもしくはゼロ点までの時間である。ここで、ゼロ点までの時間については、その一例を図３において符号ＤＴにて示し、要は、基準となるスタートタイミングからゼロ点までの時間を用いる。

第４の要素は、心拍数である。例えば、図３の心拍間隔ＲＲの逆数（１／ＲＲ）に比例した値を用いる。
このようにすることにより、個人依存、状態依存分をうまく取り扱って血圧を算出することができる。より詳しくは、従来、血管の特性が個々人によって異なり、個人間の合わせ込みに対しては精度良く行えておらず、また、同一個人においても生理状態、心理状態、姿勢などによって、循環器系の状態が異なるため長期間にわたる測定においては血圧算出精度が大きく劣化してしまう。これに対し本実施形態においては、これを改善して血圧算出の精度向上を図ることができる。

次に、前述の（ｉｉｉ）の脈波信号解析装置について詳しく説明する。
図４において、良否判定部３３は、脈波波形を１階微分して得られる波形の第１ピークの波高ｖと、微分前の脈波波形での第１ピークの立ち上がりの波高ΔＰとの比ｖ／ΔＰと、脈波信号における脈波波形の立ち上がりから同波形におけるピークまでの時間ＵＴとの積（ｖ／ΔＰ）・ＵＴが、２０±５の範囲にあるか否か判定して良否判定を行う。この良否判定として、良否判定部３３は、人体からの脈波信号の検出が正しく行われたか否か判定する。

このようにして脈波信号を解析するようにしたのは、以下の理由による。
一般に脈波の立ち上がり形状は個々人によって大きく変化しないため、脈波の立ち上がり時間ＵＴと傾きのピーク値（最大値）ｖには強い相関がある。そのため、これらを比較することにより、簡易に脈波信号の判定ができる。例えば、体動などにより脈波形状が変化した場合、脈波信号の立ち上がり形状は一般的な脈波の立ち上がり形状から外れ、そのため、立ち上がり時間ＵＴと傾きのピーク値（最大値）ｖが一般的な関係から外れる。これにより、脈波信号が正確に得られているかを簡易に判定できる。

ここで、図１での脈波検出において被験者は安静状態ではなくて、車両運転中、歩行中、デスクワークなど日常の行動を行っているものとする。そのため得られる脈波信号は体動等により影響がある。詳しくは、図９のように体動のある場合においては体動が無く安定した場合に比べＵＴが長くなる等の影響がある。このような波形を用いて血圧算出を行った場合、血圧として異常な値を示し（表示され）、被験者に不快感を抱かせることになる。これを回避すべく、体動等の影響のある脈波波形を簡易に判定して表示する。

脈波波形の代表的な要素（特徴量）として、脈波の立ち上がり時間ＵＴがあるが、これは個人によって異なる。また脈波の立ち上がりの傾きも同様である。しかし、脈波の立ち上がり時間ＵＴと脈波の傾きのピーク値（微分の第１ピーク値）ｖは図１０のように、非常に強い相関がある。

そこで、これら２つのパラメータを比較することで簡易に脈波信号を判定することができる。具体的には、図１１に示すように、判定基準Ｌ１と判定基準Ｌ２に囲まれたゾーン内に入っているか否かにより良否判定が行われる。このゾーンから外れると異常であると判定される。また、図１２に示すように、体動により脈波の立ち上がり時間ＵＴが延び、所定ゾーンから外れる。詳しくは、測定位置により、これらの判定範囲は異なるが、手首の測定では、ＵＴ（脈波の立ち上がり時間）と、ｖ／ΔＰ（１階微分波形の第１ピークの波高／立ち上がり波形の波高）との積（ｖ／ΔＰ）・ＵＰが、１５〜２５の範囲内にあるか否か判定する。即ち、１階微分波形の第１ピークの波高ｖと、微分前の波形での第１ピークの立ち上がりの波高ΔＰとの比ｖ／ΔＰと、脈波信号のピークまでの時間ＵＴとの積（ｖ／ΔＰ）・ＵＴが、２０±５の範囲にあるか否かで脈波信号を判定する。

図４のように良否判定部３３において人体からの脈波信号の検出が正しく行われていないと判定された場合において、その検出結果を、血圧の算出に反映するようにしてもよい。詳しくは、人体からの脈波信号の検出が正しく行われていない場合は血圧測定は行わず、人体からの脈波信号の検出が正しく行われている場合には血圧測定を行う。これにより、体調の急変を正しく検出できる。

図４に代わる構成として図１３に示す構成としてもよい。
図１３において、体動検出手段としての体動センサ５０と、判定基準変更手段としての判定基準変更キー６０とを備えている。体動センサ５０は人体の動きを検出するセンサである。判定基準変更キー６０は判定基準を変更するために用いられるキーであって、キー操作により判定基準を変更するための信号が発せられる。体動センサ５０および判定基準変更キー６０は電子機器３０の良否判定部３３と接続され、体動センサ５０からの人体の動きを検出する体動信号と判定基準変更キー６０からの判定基準変更信号が電子機器３０の良否判定部３３に送られる。また、表示器４０は疾患モニタ結果表示部４４を備えている。

良否判定部３３は、良否判定として、人体に異常があるか否か判定する。詳しくは、体動センサ５０により被験者が安静状態であるときにおいて（体動の影響がないとき）、得られた脈波信号が所定のゾーンから外れている場合には疾患モニタ結果表示部４４により、「被験者が循環器系の疾患を持つ可能性が推測される」旨の表示を行う。具体的には、例えば、動脈瘤や動脈硬化の場合は、脈波波形が通常の弾性体で表せなくなるため、脈波が三角波等になり所定のゾーン（一般的な関係）から外れる。このようにして、（ｖ／ΔＰ）・ＵＴが２０±５の範囲にあるか否かで疾患の可能性の判定を容易に行うことができる。即ち、体動センサ５０を用いて体動のないことを確認した測定で、ゾーンから逸脱している場合は、疾患等を疑う。こうすることで、循環器系の疾患モニタとして使用することができる（安定に脈波が検出できる環境であれば循環器系の疾患の可能性を判定することができる）。

このようにして、体動センサ５０による体動の検出結果は、良否判定に反映することができる。具体的には、体動の大きさが所定値より小さい場合においてゾーンから外れると疾患等を疑うという良否判定を行う。これにより、体動の影響を受けにくくして正確に良否判定を行うことができる。

さらに、判定基準変更キー６０により良否判定部３３における良否判定の際の判定基準を変更することができる。詳しくは、図１４の判定基準（ライン）Ｌ１，Ｌ２をＬ１’，Ｌ２’のようにシフトする。つまり、安静時においても正常な範囲内から外れる場合は、判定基準変更キー６０を用いて図１４に示すように判定基準Ｌ１と判定基準Ｌ２を変更して、個人によって範囲を修正することによって、より多数の人にとって有意義な測定ができる。このようにして、一般的な範囲内からずれている被験者もいるが、そのような被験者には個々人に正常範囲を設けることにより、対応可能となる。

また、図４，１３での良否判定部３３は、脈波波形を１階微分して得られる波形の第１ピークの波高ｖと、微分前の脈波波形での第１ピークの立ち上がりの波高ΔＰとの比ｖ／ΔＰと、脈波信号における脈波波形の立ち上がりから同波形におけるピークまでの時間ＵＴとの積（ｖ／ΔＰ）・ＵＴが、２０±５の範囲にあるか否か判定して良否判定を行うこととしたが、広義には次のようにする。

良否判定部３３は、次の第１〜第４の要素のうちの第１の要素とその他の要素との関係において、今回検出した脈波信号が予め定めたゾーン内に収まっているか否か判定して良否判定を行う。

第１の要素は、脈波信号における脈波波形を１階以上微分して得られる波形の波高ｖと、微分前の脈波波形の波高ΔＰとの比ｖ／ΔＰである。なお、微分前の脈波波形の波高ΔＰの代わりに微分前の脈波波形の面積Ｓであってもよい。

第２の要素は、心電信号に対する脈波信号の遅れ時間ＰＴＴである。
第３の要素は、脈波信号における脈波波形の立ち上がりから同波形または同波形を１階以上微分して得られる波形におけるピークまでの時間ＵＴもしくはゼロ点までの時間である。ここで、ゼロ点までの時間については、前述したように、その一例を図３において符号ＤＴにて示し、要は、基準となるスタートタイミングからゼロ点までの時間を用いる。

第４の要素は、心拍数である。例えば、図３の心拍間隔ＲＲの逆数（１／ＲＲ）に比例した値を用いる。
このようにすることにより、個人依存、状態依存分をうまく取り扱って脈波信号を解析して良否判定することができる。

なお、図１３のように体動検出手段としての体動センサ５０を備えた場合において、センサ５０による体動の検出結果を、血圧の検出に反映することもできる。詳しくは、体動の大きさが所定値以下ならば血圧測定は行わず、体動の大きさが所定値より小さい場合のみ血圧測定を行う。これにより、体動の影響を受けにくくして正確に血圧を算出することができる（体調の急変を正しく検出できる）。

次に、前述の（ｉ）の人体の個体情報取得装置について詳しく説明する。
図４において、人体固有情報取得部３１は、脈波信号における脈波波形を１階微分して得られる波形の第１ピークの波高ｖと、微分前の脈波波形での第１ピークの立ち上がりの波高ΔＰとの比ｖ／ΔＰを、人体の個体固有の情報として取得する。そして、取得した情報が、備えられた血管情報表示部４１により、血管の物性を表す値として表示される。

ここで、人体固有情報取得部３１は、脈波波形を１階微分して得られる波形の第１ピークの波高ｖと、微分前の脈波波形での第１ピークの立ち上がりの波高ΔＰとの比ｖ／ΔＰを、人体の個体固有の情報として取得したが、これに代わり、人体固有情報取得部３１は、脈波信号における脈波波形を２階微分して得られる波形の波高ａと、微分前の脈波波形の面積Ｓとの比ａ／Ｓを、人体の個体固有の情報として取得してもよい。

このようにして人体の個体情報を取得するようにしたのは、以下の理由による。
容積脈波から得られるピーク等の値はそれ自身では意味がない。脈波信号はさまざまな循環器系の情報が含まれている。そのため、これらを一般的な情報へ落とし込む必要がある。

そこで、これらを脈波面積Ｓ等で規格化することにより、測定条件に依らず汎用的な値へと落とし込むことができる。例えば、脈波の立ち上がりの傾き（微分の第１ピーク値）ｖを脈波のピーク値（波高ΔＰ）で規格化することにより、血管弾性を表す一般的な指標として用いることができるようになる。

従来、血管の物性値を表す指標として、脈波の２階微分波形（加速度脈波）の波高（ピーク値）ａ，ｂ，ｃ，…の比ｂ／ａ，ｃ／ａなどを用いられていた。しかし、これは規格化するａというもの自体が情報を含むため、個人間の比較としては相応しくなかった。

そこで、例えば、脈波面積Ｓで、これらを規格化して、ａ／Ｓ、ｂ／Ｓ、…等とする。こうすることで、個人間の比較としても相応しい特徴量として用いることが可能となる。
つまり、図３に示すような容量脈波信号及びその１階微分波形、２階微分波形にはそれ自身には値としては意味がない。血圧算出のためには、それ自身意味のある特徴量として処理する必要がある。本例では、ｖとΔＰで規格化したもの（ｖ／ΔＰ）、あるいは、ａとＳで規格化したもの（ａ／Ｓ）を血管弾性を表すパラメータとして、情報の取得を行う。

以上のごとく、人体固有情報取得手段としての人体固有情報取得部３１は、脈波信号における脈波波形を１階以上微分して得られる波形の波高（ｖ，ａ等）と、微分前の脈波波形の波高ΔＰもしくは面積Ｓとの比（ｖ／ΔＰ，ａ／Ｓ等）を、人体の個体固有の情報として取得する。よって、得られた情報は、人体の個体固有の情報であって、個人差や個人内の状態の影響を受けにくい情報である。より詳しくは、従来、光電式脈波センサの信号は体積変動を表すが脈波の波高自体に意味はなくそれらが循環器系の情報を表しているにも関わらず定量評価できなかった。これに対し本実施形態では、反射型容量脈波センサ２０の出力レベル、即ち、脈波信号の出力レベル（大小）によらずに必要な情報を得ることができる。

なお、図４の良否判定部３３において人体からの脈波信号の検出が正しく行われていないと判定された場合において、その結果に基づいて人体固有情報取得部３１での処理を行わないようにしてもよい。

また、図１３で示したごとく体動検出手段としての体動センサ５０を備えていると、センサ５０による体動の検出結果を、人体の個体固有の情報の取得に反映することができる。詳しくは、体動の大きさが所定値以上のときには情報取得を行わず、体動の大きさが所定値より小さい場合のみ情報取得を行う。これにより、体動のある情報を排除して正確に情報を取得することができる（情報を正しく取得することができる）。

また、ｖ／ΔＰを心拍数で補正してもよい。

人体の個体情報取得・血圧測定・脈波信号解析装置の全体構成図。 反射型容量脈波センサの構成図。 心電、脈波、脈波の微分、脈波の２階微分の各波形図。 人体の個体情報取得・血圧測定・脈波信号解析装置の機能ブロック図。 最低血圧と脈波伝播時間の関係を示す図。 最低血圧と、脈波伝播時間／脈波立ち上がり時間の関係を示す図。 脈波を示す波形図。 脈波立ち上がり時間と脈波立ち上がり最大傾きの関係を示す図。 脈波における乱れがある場合と安定した場合の波形図。 脈波立ち上がり時間と、脈波立ち上がり最大傾き／脈波立ち上がり波高さの関係を示す図。 脈波立ち上がり時間と、脈波立ち上がり最大傾き／脈波立ち上がり波高さの関係を示す図。 脈波立ち上がり時間と、脈波立ち上がり最大傾き／脈波立ち上がり波高さの関係を示す図。 人体の個体情報取得・血圧測定・脈波信号解析装置の機能ブロック図。 脈波立ち上がり時間と、脈波立ち上がり最大傾き／脈波立ち上がり波高さの関係を示す図。

符号の説明

１０…心電計、２０…反射型容量脈波センサ、３０…電子機器、３１…人体固有情報取得部、３２…血圧算出部、３３…良否判定部、４０…表示器、４１…血管情報表示部、４２…血圧表示部、４３…信号正常取得表示部、４４…疾患モニタ結果表示部、５０…体動センサ、６０…判定基準変更キー。

Claims (29)

1. 人体から脈波信号を検出する脈波信号検出手段（２０）と、
   前記脈波信号検出手段（２０）による脈波信号における脈波波形を１階以上微分して得られる波形の波高（ｖ）と、微分前の脈波波形の波高（ΔＰ）もしくは面積との比（ｖ／ΔＰ）を、人体の個体固有の情報として取得する人体固有情報取得手段（３１）と、
   を備えたことを特徴とする人体の個体情報取得装置。
2. 更に、前記人体固有情報取得手段（３１）により取得した情報を、血管の物性を表す値として表示する表示手段（４１）を備えたことを特徴とする請求項１に記載の人体の個体情報取得装置。
3. 前記人体固有情報取得手段（３１）は、脈波波形を１階微分して得られる波形の第１ピークの波高（ｖ）と、微分前の脈波波形での前記第１ピークの立ち上がりの波高（ΔＰ）との比（ｖ／ΔＰ）を、人体の個体固有の情報として取得することを特徴とする請求項１または２に記載の人体の個体情報取得装置。
4. 人体から脈波信号を検出する脈波信号検出手段（２０）と、
   少なくとも前記脈波信号検出手段（２０）による脈波信号に基づいて血圧を算出する血圧算出手段（３２）と、
   前記血圧算出手段（３２）により算出された血圧を表示する表示手段（４２）と、
   を備え、
   前記血圧算出手段（３２）は、
   第１の要素：脈波信号における脈波波形を１階以上微分して得られる波形の波高（ｖ）と、微分前の脈波波形の波高（ΔＰ）もしくは面積との比（ｖ／ΔＰ）と、
   第２の要素：心電信号に対する脈波信号の遅れ時間（ＰＴＴ）と、
   第３の要素：脈波信号における脈波波形の立ち上がりから同波形または同波形を１階以上微分して得られる波形におけるピークまでの時間（ＵＴ）もしくはゼロ点までの時間と、
   第４の要素：心拍数と、
   のうちの２つの要素の積もしくは商を用いて血圧を算出することを特徴とする血圧測定装置。
5. 前記血圧算出手段（３２）における積もしくは商をとる２つの要素として、脈波伝播速度を表す要素と、血管弾性を表す要素を用いたことを特徴とする請求項４に記載の血圧測定装置。
6. 前記脈波伝播速度を表す要素が前記第２の要素であることを特徴とする請求項５に記載の血圧測定装置。
7. 前記血管弾性を表す要素が前記第３の要素であって、脈波信号における脈波波形の立ち上がりから同波形におけるピークまでの時間（ＵＴ）であることを特徴とする請求項５に記載の血圧測定装置。
8. 前記血管弾性を表す要素が前記第１の要素であって、脈波波形を１階微分して得られる波形の第１ピークの波高（ｖ）と、微分前の脈波波形での前記第１ピークの立ち上がりの波高（ΔＰ）との比（ｖ／ΔＰ）であることを特徴とする請求項５に記載の血圧測定装置。
9. 前記血圧算出手段（３２）は、血圧を算出する際に、前記２つの要素の積もしくは商に加えて、要素の和もしくは差をとって補正することを特徴とする請求項４〜８のいずれか１項に記載の血圧測定装置。
10. 人体から脈波信号を検出する脈波信号検出手段（２０）と、
    少なくとも前記脈波信号検出手段（２０）による脈波信号に基づいて良否判定を行う良否判定手段（３３）と、
    前記良否判定手段（３３）による良否判定結果を表示する表示手段（４３，４４）と、
    を備え、
    前記良否判定手段（３３）は、
    第１の要素：脈波信号における脈波波形を１階以上微分して得られる波形の波高（ｖ）と、微分前の脈波波形の波高（ΔＰ）もしくは面積との比（ｖ／ΔＰ）と、
    第２の要素：心電信号に対する脈波信号の遅れ時間（ＰＴＴ）と、
    第３の要素：脈波信号における脈波波形の立ち上がりから同波形または同波形を１階以上微分して得られる波形におけるピークまでの時間（ＵＴ）もしくはゼロ点までの時間と、
    第４の要素：心拍数と、
    のうちの第１の要素とその他の要素との関係において、今回検出した脈波信号が予め定めたゾーン内に収まっているか否か判定して良否判定を行うことを特徴とする脈波信号解析装置。
11. 前記良否判定手段（３３）は、
    第１の要素としての、脈波波形を１階微分して得られる波形の第１ピークの波高（ｖ）と、微分前の脈波波形での前記第１ピークの立ち上がりの波高（ΔＰ）との比（ｖ／ΔＰ）と、
    第３の要素としての脈波信号における脈波波形の立ち上がりから同波形におけるピークまでの時間（ＵＴ）と
    の積（（ｖ／ΔＰ）・ＵＴ）が、２０±５の範囲にあるか否か判定して良否判定を行う
    ことを特徴とする請求項１０に記載の脈波信号解析装置。
12. 前記良否判定手段（３３）は、前記良否判定として、人体からの脈波信号の検出が正しく行われたか否か判定することを特徴とする請求項１０または１１に記載の脈波信号解析装置。
13. 前記良否判定手段（３３）は、前記良否判定として、人体に異常があるか否か判定することを特徴とする請求項１０または１１に記載の脈波信号解析装置。
14. 更に、前記良否判定手段（３３）における前記良否判定の際の判定基準を変更する判定基準変更手段（６０）を備えたことを特徴とする請求項１０〜１３のいずれか１項に記載の脈波信号解析装置。
15. 前記脈波信号検出手段（２０）は光電式センサであることを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項に記載の人体の個体情報取得装置。
16. 前記脈波信号検出手段（２０）は光電式センサであることを特徴とする請求項４〜９のいずれか１項に記載の血圧測定装置。
17. 前記脈波信号検出手段（２０）は光電式センサであることを特徴とする請求項１０〜１４のいずれか１項に記載の脈波信号解析装置。
18. 前記脈波信号検出手段（２０）による脈波検出部位は、手首および掌および指および二の腕および耳のいずれか一つであることを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項に記載の人体の個体情報取得装置。
19. 前記脈波信号検出手段（２０）による脈波検出部位は、手首および掌および指および二の腕および耳のいずれか一つであることを特徴とする請求項４〜９のいずれか１項に記載の血圧測定装置。
20. 前記脈波信号検出手段（２０）による脈波検出部位は、手首および掌および指および二の腕および耳のいずれか一つであることを特徴とする請求項１０〜１４のいずれか１項に記載の脈波信号解析装置。
21. 車室内で前記脈波信号検出手段（２０）による脈波検出を行うことを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項に記載の人体の個体情報取得装置。
22. 車室内で前記脈波信号検出手段（２０）による脈波検出を行うことを特徴とする請求項４〜９いずれか１項に記載の血圧測定装置。
23. 車室内で前記脈波信号検出手段（２０）による脈波検出を行うことを特徴とする請求項１０〜１４のいずれか１項に記載の脈波信号解析装置。
24. 前記脈波信号検出手段（２０）は携帯型であることを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項に記載の人体の個体情報取得装置。
25. 前記脈波信号検出手段（２０）は携帯型であることを特徴とする請求項４〜９いずれか１項に記載の血圧測定装置。
26. 前記脈波信号検出手段（２０）は携帯型であることを特徴とする請求項１０〜１４のいずれか１項に記載の脈波信号解析装置。
27. 更に、体動検出手段（５０）を備え、同体動検出手段（５０）による体動の検出結果を、人体の個体固有の情報の取得に反映するようにしたことを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項に記載の人体の個体情報取得装置。
28. 更に、体動検出手段（５０）を備え、同体動検出手段（５０）による体動の検出結果を、血圧の算出に反映するようにしたことを特徴とする請求項４〜９のいずれか１項に記載の血圧測定装置。
29. 更に、体動検出手段（５０）を備え、同体動検出手段（５０）による体動の検出結果を、良否判定に反映するようにしたことを特徴とする請求項１０〜１４のいずれか１項に記載の脈波信号解析装置。

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