JP6847489B1 - Blood pressure estimation device, blood pressure estimation method, and blood pressure estimation program - Google Patents
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Abstract
血圧推定装置は、生体の心拍の周期の長さを表す第1パラメータを検出する検出部と、前記第1パラメータの時間に対する変化から、生体の圧受容体の特性に依存しない第1周波数成分を抽出し、前記生体の圧受容体の特性に依存する第2周波数成分を抽出し、前記第1周波数成分に基づいて、前記第1周波数成分に起因する第1抵抗比と、前記第2周波数成分に基づいて第2抵抗比とを決定し、前記決定された第1抵抗比及び第2抵抗比に基づいて、上記生体の血液の循環系の抵抗に関連する第2パラメータを決定し、前記決定された第2パラメータに基づいて血圧が有する圧力を推定する処理部と、を備える。The blood pressure estimator has a detection unit that detects the first parameter indicating the length of the heartbeat cycle of the living body, and a first frequency component that does not depend on the characteristics of the baroreceptor of the living body from the change of the first parameter with time. The second frequency component that depends on the characteristics of the baroreceptor of the living body is extracted, and based on the first frequency component, the first resistance ratio due to the first frequency component and the second frequency component are extracted. The second resistance ratio is determined based on the above, and the second parameter related to the resistance of the blood circulation system of the living body is determined based on the determined first resistance ratio and the second resistance ratio, and the determination is made. It is provided with a processing unit for estimating the pressure of blood pressure based on the second parameter.
Description
本発明は、血圧推定装置、血圧推定方法、及び、血圧推定プログラムに関する。 The present invention relates to a blood pressure estimation device, a blood pressure estimation method, and a blood pressure estimation program.
精度の高い日常連続血圧を得ることは、病気の予防や、健康の促進のため極めて意義のあることである。血圧を得る既存の方法は、カフ式の血圧計による計測や、光学式のデバイスによる、脈波形と血圧の相関又は脈拍数と血圧の相関を用いる方法、循環器系シミュレーションを用いる方法などある。しかし、血圧の計測として一般的なカフ式による方法では圧迫による負荷が大きい上、連続計測が難しい。光学式デバイスの脈波形と血圧の相関による方法では、日常の体動の影響が大きく誤差を生じやすい。一方、脈拍数と血圧の相関による方法は、精度が不十分である。また、循環系シミュレーションによる方法は、パラメータの設定法が確立していないため、従来の手法では、日常連続血圧を推定する方法としては使用できなかった。 Obtaining highly accurate daily continuous blood pressure is extremely significant for preventing illness and promoting health. Existing methods for obtaining blood pressure include measurement with a cuff-type sphygmomanometer, a method using a correlation between pulse waveform and blood pressure or a correlation between pulse rate and blood pressure using an optical device, and a method using a circulatory system simulation. However, with the general cuff method for measuring blood pressure, the load due to compression is large and continuous measurement is difficult. In the method based on the correlation between the pulse waveform of the optical device and the blood pressure, the influence of daily body movement is large and an error is likely to occur. On the other hand, the method based on the correlation between pulse rate and blood pressure is inadequate in accuracy. Moreover, since the method for setting parameters has not been established in the method by circulatory system simulation, the conventional method cannot be used as a method for estimating daily continuous blood pressure.
本願発明者は、先に、弾性変形する複数の容器が環状に連結された流路を流れる流体によって、生体の循環系を流れる血液を表す単純化した数理モデルを用いて、血液が有する圧力(換言すると、血圧)を推定する血圧推定装置を提案している(特許文献1を参照)。具体的には、本願発明者が提案した循環系血圧推定装置での、単純化した循環系モデルは、循環動態系モデルと、循環調節系逆モデルからなる。先に提案した血圧推定装置の循環調節系逆モデルは脈拍数を入力値とし、脈拍数変化の低周波成分によって、末梢抵抗と、1回拍出量が制御されるものである。より具体的には、前記複数の容器のうちの、互いに連結された一対の容器間の前記流体の流量に対する、当該一対の容器における前記流体が有する圧力の容器間の差の比(換言すると、末梢抵抗に相当する抵抗)の目標値を、脈拍数に基づいて決定する。更に、血圧推定装置は、抵抗が、決定された目標値に遅延を伴って近づくように抵抗の決定を行ない、血圧を推定する。 The inventor of the present application has previously used a simplified mathematical model to represent blood flowing through the circulatory system of a living body by a fluid flowing through a flow path in which a plurality of elastically deformable containers are connected in an annular shape, and the pressure (pressure) of blood ( In other words, we have proposed a blood pressure estimation device that estimates blood pressure) (see Patent Document 1). Specifically, the simplified circulatory system model in the circulatory system blood pressure estimation device proposed by the inventor of the present application comprises a circulatory dynamic system model and a circulatory regulation system inverse model. The inverse model of the circulatory regulation system of the blood pressure estimation device proposed above uses the pulse rate as an input value, and the peripheral resistance and the stroke amount are controlled by the low frequency component of the pulse rate change. More specifically, the ratio of the difference between the pressure containers of the fluid in the pair of containers to the flow rate of the fluid between the pair of containers connected to each other among the plurality of containers (in other words, in other words). The target value of (resistance corresponding to peripheral resistance) is determined based on the pulse rate. Further, the blood pressure estimator determines the resistance so that the resistance approaches the determined target value with a delay, and estimates the blood pressure.
特許文献1の血圧推定装置では、実際にカフ式の自動血圧計により測定した血圧と比較して、一定の精度で適切な連続血圧を推定することが確かめられた。しかし、一部あまり精度がよくない箇所が存在していた。発明者は鋭意検討した結果、実際の循環系は、自律神経による短時間の調節、ホルモンによる長時間の調節などを含む非常に複雑な制御系である循環調節系を備えることに着目した。特許文献1の血圧推定装置では、循環調節系の機能、特に、血管の短時間の調節機能は考慮されていなかった。よって、血圧を高い精度にて推定するうえで、血管の短時間の調節機能を反映する必要があるとの結論に至った。
It was confirmed that the blood pressure estimator of
本発明の目的の一つは、血圧を高い精度にて推定することにある。 One of the objects of the present invention is to estimate blood pressure with high accuracy.
一つの側面では、
生体の心拍の周期の長さを表す第1パラメータを検出する検出部と、
前記第1パラメータの時間に対する変化から、生体の圧受容体の特性に依存しない第1周波数成分を抽出し、上記生体の圧受容体の特性に依存する第2周波数成分を抽出し、上記第1周波数成分に基づいて、上記第1周波数成分に起因する第1抵抗比と、上記第2周波数成分に基づいて第2抵抗比とを決定し、決定された第1抵抗比及び第2抵抗比に基づいて、上記生体の血液の循環系の抵抗に関連する第2パラメータを決定し、前記決定された第2パラメータに基づいて血圧が有する圧力を推定する処理部と、
を備える血圧推定装置、及び、血圧推定方法、血圧推定プログラムである。On one side,
A detector that detects the first parameter that represents the length of the heartbeat cycle of the living body,
From the change of the first parameter with respect to time, a first frequency component that does not depend on the characteristics of the baroreceptor of the living body is extracted, and a second frequency component that depends on the characteristics of the baroreceptor of the living body is extracted. Based on the frequency component, the first resistance ratio due to the first frequency component and the second resistance ratio based on the second frequency component are determined, and the determined first resistance ratio and second resistance ratio are obtained. Based on this, a processing unit that determines a second parameter related to the resistance of the blood circulation system of the living body and estimates the pressure of blood pressure based on the determined second parameter.
A blood pressure estimation device, a blood pressure estimation method, and a blood pressure estimation program.
血圧を高い精度で推定できる。 Blood pressure can be estimated with high accuracy.
[I.第1実施形態]
以下、本発明の、血圧推定装置、血圧推定方法、及び、血圧推定プログラム、に関する各実施形態について図1乃至図8を参照しながら説明する。[I. First Embodiment]
Hereinafter, embodiments of the present invention relating to the blood pressure estimation device, the blood pressure estimation method, and the blood pressure estimation program will be described with reference to FIGS. 1 to 8.
本発明者は、先に提案した発明で、生体の循環系を、循環動態系モデルと、循環調節系逆モデルとで構成することにより、血圧を高い精度にて推定する手法を見出した。循環動態系モデルは、8個の弾性容器と、それらを接続する8個の線形抵抗からなる単純な数理モデルで表される。一方、循環調節系逆モデルは、脈拍数の時間変化を入力とし、2つの動脈の末梢血管抵抗及び2つの心室の無負荷容積変化を出力とする数理モデルで表される。以下、実施形態としての血圧推定装置、血圧推定方法、及び血圧推定プログラムを説明する。 In the invention previously proposed, the present inventor has found a method for estimating blood pressure with high accuracy by constructing a circulatory system of a living body with a circulatory dynamic system model and a circulatory regulation system inverse model. The circulatory dynamics model is represented by a simple mathematical model consisting of eight elastic vessels and eight linear resistors connecting them. On the other hand, the circulatory regulation reverse model is represented by a mathematical model in which the time change of the pulse rate is input and the peripheral vascular resistance of the two arteries and the unloaded volume change of the two ventricles are output. Hereinafter, a blood pressure estimation device, a blood pressure estimation method, and a blood pressure estimation program as embodiments will be described.
[1.構成]
図1に表されるように、第1実施形態の血圧推定装置1は、検出部10と、処理部20と、を備える。本例では、血圧推定装置1は、腕時計型である。なお、血圧推定装置1は、腕時計型と異なる型(例えば、絆創膏型等)であってもよい。また、検出部10及び処理部20は、一体に構成されてもよく、検出部10及び処理部20が無線回線や有線回線等を介して別体として構成されてもよい。[1. Constitution]
As shown in FIG. 1, the blood
検出部10は、生体の心拍(換言すると、脈拍)の周期の長さを表す第1パラメータを検出する。本例では、生体は、人間の生体である。なお、生体は、人間以外の動物の生体であってもよい。
The
本例では、第1パラメータは、脈拍数である。脈拍数は、所定の単位時間(本例では、1分)あたりの生体の脈拍の数である。本例では、脈拍数は、1回の脈拍の周期長により単位時間を除することにより算出されてもよい。なお、第1パラメータは、周期長であってもよい。 In this example, the first parameter is the pulse rate. The pulse rate is the number of pulses of the living body per predetermined unit time (1 minute in this example). In this example, the pulse rate may be calculated by dividing the unit time by the cycle length of one pulse. The first parameter may be the cycle length.
本例では、検出部10は、脈拍数や、1回の脈拍の周期長が求まれば、どのような手段でもよい。例えば、生体の動脈に光を照射するとともに、当該光が当該生体によって反射された光の強度を検出し、検出された強度の時間に対する変化に基づいて、脈拍数を検出するものが挙げられる。検出部10は、検出された強度の変化において連続する2つのピーク間の時間に基づいて脈拍数を検出する。
また、腕時計型の接触式に限らず、映像脈波などの非接触センサから、脈拍数を検出してもよい。In this example, the
Further, the pulse rate may be detected from a non-contact sensor such as a video pulse wave, not limited to the wristwatch type contact type.
なお、検出部10は、光学的な手段に限らず、例えば、動脈の近傍(例えば、手首等)において生体の表面を押圧する部材を備えるとともに、当該部材が当該表面から受ける圧力を検出することにより、脈拍数を検出してもよい。この場合、検出部10は、圧電素子を用いることにより、圧力の検出を行なってよい。
The
更に、検出部10は、心臓の近傍において生体の表面に取り付けられた電極を備えるとともに、当該電極を介して当該表面における電位を検出することにより、脈拍数を検出してもよい。この場合、検出部10は、絆創膏型であってよい。
Further, the
図2に表されるように、処理部20は、バスBUを介して互いに接続された、処理装置21、記憶装置22、入力装置23、及び、出力装置24、を備える。処理部20は、情報処理装置の一例である。
As shown in FIG. 2, the
処理装置21は、記憶装置22に記憶されたプログラム(血圧推定プログラム)を実行することにより、処理部20を構成する各要素を制御する。これにより、処理部20は、後述する機能を実現する。本例では、処理装置21は、CPU(Central Processing Unit)を含む。なお、処理装置21は、CPUに限らず、公知の他の代替的手段により構成されてもよい。
The
記憶装置22は、情報を読み書き可能に記憶する。本例では、記憶装置22は、RAM(Random Access Memory)、半導体メモリ、及び、有機メモリなど公知の記憶手段を用いることができる。
The
入力装置23は、血圧推定装置1の外部から情報を入力する。本例では、入力装置23は、キー式のボタンを備える。なお、入力装置23は、マイクロフォンを備えてもよい。
出力装置24は、血圧推定装置1の外部に情報を出力する。本例では、出力装置24は、ディスプレイを備える。なお、出力装置24は、スピーカを備えてもよい。
なお、処理部20は、入力装置23及び出力装置24の両方を構成するタッチパネル式のディスプレイを備えてもよい。
ここで、検出部10からの検出信号は、図示していないインターフェースを介して処理部20に入力されるが、入力装置23を介して入力されるようにしてもよい。The
The
The
Here, the detection signal from the
[2.機能]
[2.1 検出部の機能]
前述の通り、検出部10は、脈拍数(第1パラメータ)を検出するものである。[2. function]
[2.1 Function of detector]
As described above, the
[2.2 処理部の機能]
処理部20は、検出部10により検出された脈拍数の時間に対する変化を用いて、循環調節系逆モデルと、循環動態系モデルとに基づいて、生体の血液の循環系を流れる血液が有する圧力(換言すると、血圧)を推定する。[2.2 Functions of processing unit]
The
[2.2.1 循環動態系モデル]
まず、循環動態系モデルについて説明する。本例では、循環動態系モデルは、弾性変形する複数の容器が環状に連結された流路を流れる流体によって、生体の循環系を流れる血液を表す。[2.2.1 Circulatory dynamics model]
First, a circulatory dynamic system model will be described. In this example, the circulatory dynamics model represents blood flowing through the circulatory system of a living body by a fluid flowing through a flow path in which a plurality of elastically deformable containers are connected in an annular shape.
本例では、図3に表されるように、循環動態系モデルにおける流路は、第1乃至第8の容器FV1〜FV8と、第1乃至第8の連通管FC1〜FC8と、により形成される。なお、流路は、9個以上の容器により形成されてもよい。 In this example, as shown in FIG. 3, the flow path in the hemodynamic system model is formed by the first to eighth containers FV1 to FV8 and the first to eighth communication pipes FC1 to FC8. To. The flow path may be formed by 9 or more containers.
第1乃至第8の容器FV1〜FV8は、環状に連結される。本例では、第1乃至第7の容器FV1〜FV7と、第2乃至第8の容器FV2〜FV8と、は、第2乃至第8の連通管FC2〜FC8により、それぞれ連結される。第8の容器FV8と第1の容器FV1とは、第1の連通管FC1により連結される。 The first to eighth containers FV1 to FV8 are connected in an annular shape. In this example, the first to seventh containers FV1 to FV7 and the second to eighth containers FV2 to FV8 are connected by the second to eighth communication pipes FC2 to FC8, respectively. The eighth container FV8 and the first container FV1 are connected by a first communication pipe FC1.
流路において、流体は、第1乃至第7の容器FV1〜FV7から、第2乃至第8の容器FV2〜FV8へ、それぞれ流れる。更に、流路において、流体は、第8の容器FV8から第1の容器FV1へ流れる。 In the flow path, the fluid flows from the first to seventh containers FV1 to FV7 to the second to eighth containers FV2 to FV8, respectively. Further, in the flow path, the fluid flows from the eighth container FV8 to the first container FV1.
本例では、第1乃至第8の容器FV1〜FV8は、順に、左心房、左心室、大動脈及び大動脈よりも下流側の動脈、大静脈及び大静脈よりも上流側の静脈、右心房、右心室、肺動脈、並びに、肺静脈をそれぞれ表す。
各容器FV1〜FV8は、弾性変形する球殻である。第1乃至第8の容器FV1〜FV8のうちの、第iの容器FViにおける流体の圧力Piの時間tに関する微分dPi/dtは、数式1により表される。iは、1から8の各整数を表す。
Each container FV1 to FV8 is a spherical shell that elastically deforms. Of the first to eighth containers FV1 to FV8, the differential dPi / dt with respect to the time t of the pressure Pi of the fluid in the i-th container FVi is expressed by
Qiは、第iの容器FViに流入する流量を表す。Qi+1は、第iの容器FViから流出する流量を表す。Viは、第iの容器FViにおける流体の圧力Piが0である場合における第iの容器FViの容積(換言すると、無負荷容積)を表す。Eiは、第iの容器FViに関連付けられた所定の係数を表す。係数Eiは、第iの容器FViの容積の時間に対する変化に対する、第iの容器FViにおける流体の圧力Piの時間に対する変化の比を表すパラメータであると捉えられてよい。また、係数Eiは、第iの容器FViから単位時間あたりに流出する流体の量、及び、第iの容器FViの無負荷容積Viの時間に対する変化を、第iの容器FViに単位時間あたりに流入する流体の量から減じた量に対する、第iの容器FViにおける流体の圧力Piの時間に対する変化の比を表すパラメータであると捉えられてもよい。Qi represents the flow rate flowing into the i-th container FVi. Q i +1 represents the flow rate flowing out from the container FVi of the i. V i is (in other words, no-load volume) pressure P i of the fluid in the container FVi i th volume of the container FVi of the i in the case of 0 represents a. E i represents a predetermined coefficient associated with the i-th container FVi. The coefficient E i may be regarded as a parameter representing the ratio of the change in the volume of the third container FVi with respect to the time to the change in the pressure Pi of the fluid in the third container FVi with respect to time. The coefficient E i, the amount of fluid flowing from the container FVi of the i per unit time, and the change with time of the no-load volume Vi of the container FVi of the i, per unit time in a container FVi of the i in relation to the amount obtained by subtracting from the amount of fluid flowing, it may be regarded as a parameter representing the ratio of the change with time of the pressure P i of the fluid in the container FVi of the i.
Viは、第iの容器FViの圧力Piが0のときの容積であり、無負荷容積と呼ぶ。
第1乃至第8の容器FV1〜FV8のうちの、左心室及び右心室に相当する第2及び第6の容器FV2,FV6以外の容器FV1,FV3〜FV5,FV7,FV8の無負荷容積V1,V3〜V5,V7,V8は、時間に対して変化しない。一方、第2及び第6の容器FV2,FV6の無負荷容積V2,V6は、数式2に表されるように、時間に対して変化する。つまり、第2及び第6の容器FV2,FV6の無負荷容積V2,V6の時間に対する変化は、左心室及び右心室の拍動を表すと捉えられてよい。
Of container FV1~FV8 the first to eighth, second and sixth container FV2, FV6 other container FV1 corresponding to the left and right ventricles, FV3~FV5, FV7, unloaded volume FV8 V 1 , V 3 to V 5 , V 7 , V 8 do not change with time. On the other hand, the no-load volume V 2, V 6 of the container FV2, FV6 the second and sixth, as represented in Equation 2, time-varying. That is, the change with time of the second and sixth container FV2, unloaded volume V 2 of FV6, V 6 may be regarded as representing the beats of the left and right ventricles.
a(t)は、処理部20により決定される、生体の心拍出量の大きさを表す左右心室の無負荷容積変化の基準脈拍数時の値に対する比(換言すると、無負荷1回心拍出量比(脈拍振幅))である。本例では、無負荷1回心拍出量比は、動脈における血液の量を表す信号の、1回の脈拍における最小値及び最大値の差の基準脈拍数時の値に対する比としている。なお、無負荷1回心拍出量比は、動脈の幅、動脈の断面積、動脈における血液の量、動脈における血液の流量、動脈における血液の流速、又は、これらの少なくとも1つを表す信号の、1回の脈拍における最小値及び最大値の差の基準脈拍数時の値に対する比であってもよい。無負荷1回心拍出量比a(t)は、後述する循環調節系逆モデルで決定される。なお、左右心室以外の無負荷容積は時間的に変化しないとした。
bは、検出部10により検出された脈拍数を表す。τは、1回の脈拍の周期における、当該周期が開始する時点からの時間(換言すると、周期内時間)を表す。a (t) is the ratio of the unloaded volume change of the left and right ventricles, which represents the magnitude of the cardiac output of the living body, to the value at the reference pulse rate, which is determined by the processing unit 20 (in other words, the unloaded single heart). Cardiac output ratio (pulse amplitude)). In this example, the unloaded single cardiac output ratio is the ratio of the difference between the minimum value and the maximum value in one pulse to the value at the reference pulse rate of the signal representing the amount of blood in the artery. The unloaded single cardiac output ratio is a signal representing the width of the artery, the cross-sectional area of the artery, the amount of blood in the artery, the flow rate of blood in the artery, the flow velocity of blood in the artery, or at least one of these. May be the ratio of the difference between the minimum value and the maximum value in one pulse to the value at the reference pulse rate. The unloaded single cardiac output ratio a (t) is determined by the inverse model of the circulatory regulation system described later. The no-load volume other than the left and right ventricles did not change with time.
b represents the pulse rate detected by the
fiは、無負荷容積Viを表す。無負荷容積fiは、無負荷1回心拍出量比a、脈拍数b、及び、時間τに応じて予め定められた値を有する。本例では、無負荷容積Vi(t)は、数式3により表される。本例では、第2の容器FV2(左心室)の無負荷容積V2と、第6の容器FV6(右心室)の無負荷容積V6との時間に対する変化V2(t)、V6(t)は、無負荷1回心拍出量比a及び脈拍数の時間変化b(t)に基づいて決定される。
ここで、τ(t)は、時刻tが含まれるそれぞれの脈拍の開始時刻からの経過時間を表す。b(t)は時刻tに含まれる脈拍の脈拍数、b0は基準脈拍数を表す。fi0(τ)は基準脈拍数における左心室、右心室の無負荷容積、または基準無負荷容積の時間変化を表す。本例では、第2及び第6の容器FV2,FV6に対する基準無負荷容積f20,f60は、図4の曲線VL,VRによりそれぞれ表される。Here, τ (t) represents the elapsed time from the start time of each pulse including the time t. b (t) represents the pulse rate of the pulse included in the time t, and b 0 represents the reference pulse rate. fi0 (τ) represents the time variation of the unloaded volume of the left or right ventricle or the reference unloaded volume at the reference pulse rate. In this example, the second and sixth container FV2, criteria for FV6 unloaded volume f 20, f 60 is the curve VL in FIG. 4, respectively represented by VR.
数式4により表されるように、第8の容器FV8から流出する流量Q9は、第1の容器FV1に流入する流量Q1と等しい。また、第1乃至第8の容器FV1〜FV8へ流入する流量Qiは、それぞれ、第1乃至第8の連通管FC1〜FC8における流量であると捉えられてもよい。
各連通管FC1〜FC8における流量Qiは、数式5により表される。
関数Ciは、数式6により表されるように、第iの連通管FCiに連結された上流側の容器の圧力Pi−1が、第iの連通管FCiに連結された下流側の容器の圧力Piよりも小さい場合に、0を表す。更に、関数Ciは、数式6により表されるように、第iの連通管FCiに連結された上流側の容器の圧力Pi−1が、第iの連通管FCiに連結された下流側の容器の圧力Piより大きいか等しい場合に、1を表す。関数Cは、流体が逆流することを防止する弁(換言すると、逆止弁)を表すと捉えられてもよい。インデックスi=2,3,6,7は、それぞれ僧帽弁、大動脈弁、三尖弁、肺動脈弁に相当する。それら以外の抵抗では逆流の可能性はないとした。
数式7により表されるように、第1の連通管FC1に連結された上流側の容器の圧力P0は、第8の連通管FC8に連結された下流側の容器の圧力P8と等しい。
Riは、第iの連通管FCiに連結された上流側の容器から、第iの連通管FCiに連結された下流側の容器への流体の流れに対する抵抗(抵抗係数)を表す。抵抗Riは、複数の容器FV1〜FV8のうちの、互いに連結された一対の容器間の流体の流量に対する、当該一対の容器における流体が有する圧力の容器間の差の比であると捉えられてよい。R i represents the container of the i upstream connected to the communicating tube FCi of resistance to flow of fluid to the i communicating pipe FCi linked downstream of the container of the (resistance factor). Resistor R i is, of the plurality of containers FV1~FV8, seen as for fluid flow between a pair of containers which are connected to one another, the ratio of the difference between the container pressure with the fluid at the pair of container You can.
第1乃至第8の連通管FC1〜FC8のうちの、第4及び第8の連通管FC4,FC8以外の連通管FC1〜FC3,FC5〜FC7に対する抵抗R1〜R3,R5〜R7は、数式8に表されるように、時間に対して変化しないものとした。
一方、第1乃至第8の連通管FC1〜FC8のうちの、第4及び第8の連通管FC4,FC8に対する抵抗R4,R8は、数式9に表されるように、時間に対して変化する。第4及び第8の連通管FC4,FC8に対する抵抗R4,R8は、末梢血管抵抗と捉えられてよい。具体的には、抵抗R4は、大動脈及び大動脈よりも下流側の動脈FV3と、大静脈及び大静脈よりも上流側の静脈FV4との間を連通する末梢血管の抵抗であり、抵抗R8は、肺動脈FV7と肺静脈FV8との間を連通する末梢血管の抵抗である。
抵抗Ri(i=4,8)は、基準脈拍数b0時の末梢血管抵抗Ri0に、脈拍数の時間変化から抽出した、生体の圧受容体の特性に依存しない周波数成分(第1周波数成分)と生体の圧受容体の特性に依存する周波数成分(第2周波数成分)に基づく末梢抵抗比r(t)を乗じた値を、無負荷1回心拍出量比a(t)で割ることによって求められる。末梢抵抗比r(t)の決定は、後述する循環調節系の逆モデルで求められる。基準脈拍数時の末梢血管抵抗値Ri0は、予め定められた値を用いる。よって、第4及び第8の連通管FC4,FC8に対する抵抗R4,R8は、末梢抵抗比r(t)の、無負荷1回心拍出量a(t)に対する比に応じて決定される値である。Resistor R i (i = 4,8) is the peripheral resistance R i0 o'clock reference pulse rate b 0, it was extracted from the time variation of the pulse rate, the frequency component that does not depend on the characteristics of the baroreceptor biological (first The value obtained by multiplying the peripheral resistance ratio r (t) based on the frequency component (frequency component) and the frequency component (second frequency component) that depends on the characteristics of the baroreceptor of the living body is multiplied by the unloaded cardiac output ratio a (t). Obtained by dividing by. The determination of the peripheral resistance ratio r (t) is determined by the inverse model of the circulatory regulation system described later. For the peripheral vascular resistance value Ri 0 at the reference pulse rate, a predetermined value is used. Therefore, the resistance R 4, R 8 for the fourth and eighth communicating pipe FC4, FC8 of the peripheral resistance ratio r (t), is determined according to the ratio of the no-load once cardiac output a (t) Value.
[2.2.2 循環調節系逆モデル]
次に、循環調節系逆モデルについて説明する。循環調節系逆モデルは、図5に簡略化される。本例では、図5に表されるように、循環調節系逆モデルは、一点鎖線で囲まれた処理によって表され、脈拍数の時間変化b(t)を入力とし、末梢抵抗比r(t)及び無負荷1回心拍出量比a(t)を出力とする。更に、循環調節系逆モデルの出力は循環動態系モデルの入力であり(数式9及び数式3)、体動脈と肺動脈の末梢血管抵抗R4(t),
R8(t)と、左右心室の無負荷容積変化V2(t),V6(t)とが最終的に出力される。
なお、実際の循環調節系では、脳からの自律神経による信号又はホルモン分泌を促す脳からの信号を入力変数とし、脈拍数及び末梢抵抗は出力変数であることから、本循環調節系逆モデルはその逆システムであるといえる。[2.2.2 Circulation regulation system reverse model]
Next, the inverse model of the circulatory regulation system will be described. The inverse model of the circulatory regulation system is simplified in FIG. In this example, as shown in FIG. 5, the circulatory regulation reverse model is represented by the process surrounded by the alternate long and short dash line, and the time change b (t) of the pulse rate is input as the peripheral resistance ratio r (t). ) And the unloaded one-time cardiac output ratio a (t) are output. Furthermore, the output of the circulatory regulatory system inverse model is an input hemodynamics system model (
R 8 (t) and the no-load volume changes V 2 (t) and V 6 (t) of the left and right ventricles are finally output.
In the actual circulatory regulation system, the signal from the autonomic nerves from the brain or the signal from the brain that promotes hormone secretion is used as an input variable, and the pulse rate and peripheral resistance are output variables. It can be said that it is the reverse system.
実際の循環調節系では、非常に複雑な制御が行われているが、本例では、下記のような循環調節系の基本的な特性のみを用いて、単純な循環調節系逆モデルを構築した。
特性1:循環調節系は血圧を一定に保つように制御を行う
特性2:血圧の圧受容体の応答は微分特性を有し、短時間の変化によく応答する
特性3:脈拍数の増加に伴って1回拍出量は増加する
これらの特性に着目すると、循環調節系逆モデルのパラメータは、脈拍数の低周波成分の変化に対する末梢抵抗係数の変化率sr(特性1に対応)、循環調節逆系モデルにおける脈拍数を入力とする低域通過フィルタ特性の時定数Tc(特性2に対応)、脈拍数の変化に対する心室容積の変化率sa(特性3に対応)となる。これらのパラメータを用いて、上記循環動態系モデルの数理モデルの抵抗Riと無負荷容積Viを決定するための、末梢抵抗比r(t)及び無負荷1回心拍出量比a(t)が決定される。In the actual circulatory regulation system, very complicated control is performed, but in this example, a simple inverse model of the circulatory regulation system was constructed using only the following basic characteristics of the circulatory regulation system. ..
Characteristic 1: The circulatory regulation system controls to keep the blood pressure constant. Characteristic 2: The baroreceptor response of blood pressure has a differential characteristic and responds well to short-term changes. Characteristic 3: For an increase in pulse rate. Focusing on these characteristics, the parameters of the inverse model of the circulation regulation system are the rate of change of the peripheral resistance coefficient with respect to the change of the low frequency component of the pulse rate s r (corresponding to characteristic 1). The time constant T c (corresponding to characteristic 2) of the low-pass filter characteristic in which the pulse rate is input in the circulation regulation inverse system model, and the rate of change s a of the ventricular volume with respect to the change in pulse rate s a (corresponding to characteristic 3). Using these parameters, the resistance of the mathematical model of the circulatory dynamics based model R i and for determining a no-load volume Vi, peripheral resistance ratio r (t) and unloaded once cardiac output ratio a (t ) Is determined.
<(1)末梢抵抗比r(t)の決定>
はじめに、特性2に対応するパラメータである、循環調節系逆モデルにおける脈拍数を入力とする低域通過フィルタ特性の時定数Tcを用いて、脈拍数の時間に対する変化の低周波成分bLF(t)を求める。
生体の脈拍数は、夜間の血圧低下や昼間の血圧変動により、一日のうちに変化する。例えば1秒ごとの生体の脈拍数を24時間にわたってプロットすると、脈拍数は、長時間の緩慢な変化と、短時間の急激な変化とに大別することができる。周波数の観点から、脈拍数の長時間の緩慢な変化は、脈拍数の時間変化の低周波数成分と表すことができ、脈拍数の短時間の急激な変化は、脈拍数の時間変化の高周波数成分と表すことができる。上記特性から、生体における血圧変化を感知する圧受容体は、脈拍数の時間変化の高周波成分に応答し、血圧調節機能を発揮する。このため、推定される血圧には、高周波成分の影響は少ないと考えられる。一方、圧受容体は、低周波成分には迅速に応答しない。このため、推定される血圧には、低周波成分の影響が含まれると考えられる。<(1) Determination of peripheral resistance ratio r (t)>
First, using the time constant T c of the low-pass filter characteristic that inputs the pulse rate in the inverse model of the circulation regulation system, which is the parameter corresponding to the characteristic 2, the low frequency component b LF of the change of the pulse rate with time is used. Find t).
The pulse rate of a living body changes during the day due to a decrease in blood pressure at night and fluctuations in blood pressure during the day. For example, when the pulse rate of a living body per second is plotted over 24 hours, the pulse rate can be roughly divided into a slow change for a long time and a rapid change for a short time. From a frequency point of view, a long, slow change in pulse rate can be described as a low frequency component of the time change in pulse rate, and a short, rapid change in pulse rate is a high frequency of time change in pulse rate. It can be expressed as an ingredient. From the above characteristics, the baroreceptor that senses the change in blood pressure in the living body responds to the high frequency component of the time change of the pulse rate and exerts the blood pressure regulating function. Therefore, it is considered that the influence of the high frequency component on the estimated blood pressure is small. On the other hand, baroreceptors do not respond rapidly to low frequency components. Therefore, it is considered that the estimated blood pressure includes the influence of low frequency components.
そこで、脈拍数の時間変化から低周波成分を抽出する。本例では、脈拍数の時間変化を表す信号に、低周波数帯域を通過させるローパスフィルタを適用する。本例では、検出部10が検出した脈拍数からその時間変化を抽出する処理と、脈拍数の時間変化から低周波成分を抽出する処理を並行して行なう。本例では、数式10に表されるように、脈拍数の時間変化b(t)を入力として、便宜的に2次のローパスフィルタにより、低周波成分bLF(t)(第1周波数成分)が出力される。ωcは折点周波数である。折点周波数とは、急激な変化である高周波成分が抑えられ、緩慢な変化である低周波成分を抽出可能なローパスフィルタの基準周波数を意味する。また、Tc=1/ωcは緩慢脈拍数変化の時定数(「緩慢脈拍数変化時定数」と呼ぶ。)である。
時定数Tcは、収縮期血圧と拡張期血圧の平均誤差が小さくなることと、血圧の計算結果の24時間変化の波形が計測結果の特徴を適切に表していることと、を満たす範囲で決定され、10秒〜1000秒の間、好ましくは80秒〜1000秒の間、より好ましくは100秒〜300秒の間で、最適には、200秒前後の値であると決定された。本例では、Tc=200秒に固定して一連の処理をおこなった。The time constant T c is within the range that satisfies the condition that the average error between systolic blood pressure and diastolic blood pressure becomes small and that the waveform of the 24-hour change of the blood pressure calculation result appropriately represents the characteristics of the measurement result. It was determined that the value was between 10 and 1000 seconds, preferably between 80 and 1000 seconds, more preferably between 100 and 300 seconds, and optimally around 200 seconds. In this example, a series of processing was performed with T c = 200 seconds fixed.
次に、特性1に対応するパラメータである、脈拍数の低周波成分の変化に対する末梢抵抗係数の変化率srを用いて、循環調節系による脈拍数の低周波成分の変化に対する末梢抵抗係数の変化の影響を決定する。ここで、(第1周波数成分)低周波成分の影響rLF(t)は、数式11に表されるように、脈拍数変化の低周波成分bLF(t)の反比例関数と一定値の内分として、末梢抵抗変化率と呼ぶ重み係数srを用いてモデル化される。srが1に近いほど血圧を一定に保つ調節の影響が強く、srが0に近いほど血圧を一定に保つ調節の影響が弱いことを意味する。
脈拍数b(t)は、低周波成分bLF(t)と、高周波成分bHF(t)との和で表せるため、高周波成分bHF(t)は、脈波数b(t)から低周波成分bLF(t)を引くことで抽出できる。そこで、(第2周波数成分)高周波成分の影響rHF(t)は、数式12に表されるように、脈拍数b(t)(bLF(t)+高周波成分bHF(t))の反比例関数でモデル化され、血圧を一定に保つ調節の影響は強いことを意味する。数式12では、高周波成分bHF(t)が0の場合(b(t)=bLF(t)の場合)は、rHF(t)=1となり、高周波成分bHF(t)が正(負)の値を持つ場合は、rHF(t)は1より小さい(大きい)値となる。このように、rHF(t)は、(第2周波数成分)高周波成分による末梢抵抗の変化の影響を表している。
Since the pulse rate b (t) can be expressed by the sum of the low frequency component b LF (t) and the high frequency component b HF (t), the high frequency component b HF (t) has a pulse wave number b (t) to a low frequency. It can be extracted by subtracting the component b LF (t). Therefore, the influence r HF (t) of the (second frequency component) high frequency component is the pulse rate b (t) (b LF (t) + high frequency component b HF (t)) as expressed in
特性2から、圧受容体が脈拍数変化の高周波成分に応答することにより、循環調節系は血圧を一定に保つように制御を行なうことがわかる。従って、血圧推定においては、脈拍数変化の低周波成分及び高周波成分の両方の影響を考慮する必要がある。そこで、末梢抵抗比r(t)は、数式13に表されるように、脈拍数変化の低周波成分と高周波成分の影響の積としてモデル化される。末梢抵抗比r(t)は、圧受容体の抵抗に関連する第2パラメータである。
<(2)無負荷1回心拍出量比a(t)の決定>
更に、特性3に対応する、脈拍数変化に対する心室容積の変化率を用いて、無負荷1回心拍出量比a(t)を算出する。無負荷1回心拍出量比a(t)は、数式14に表されるように、脈拍数b(t)の線形関数と一定値の内分として、1回拍出量変化率と呼ぶ重み係数saを用いてモデル化される。この重み係数saは、saが1に近いほど脈拍数の増加に対する心拍出量の増加の調節が強く、saが0に近いほど脈拍数の増加に対する心拍出量の増加の調節が弱いことを意味する。無負荷1回心拍出量比a(t)は心拍出量の調整に関する第3パラメータである。
Further, the unloaded single cardiac output ratio a (t) is calculated using the rate of change in ventricular volume with respect to the change in pulse rate, which corresponds to characteristic 3. The unloaded one-time cardiac output ratio a (t) is called the one-time cardiac output change rate as a linear function of the pulse rate b (t) and a constant value as shown in Equation 14. It is modeled using the weighting factor s a. As for this weighting coefficient s a , the closer s a is to 1, the stronger the regulation of the increase in cardiac output with respect to the increase in pulse rate, and the closer s a is to 0, the stronger the regulation of the increase in cardiac output with respect to the increase in pulse rate. Means weak. The unloaded single cardiac output ratio a (t) is a third parameter relating to the adjustment of cardiac output.
<(3)抵抗Riの決定>
上記数式10乃至13に基づいて決定された末梢抵抗比r(t)と、数式14に基づいて決定された無負荷1回心拍出量比a(t)とを、数式9に代入することで、抵抗Ri(i=4,8)が決定される。
<(4)無負荷容積Vi(t)の決定>
上記数式14に基づいて決定された無負荷1回心拍出量比a(t)を、数式2に代入することで、無負荷容積Vi(t)(i=2,6)が決定される。<(3) Determination of the resistance R i>
Substituting the peripheral resistance ratio r (t) determined based on the
<(4) Determination of the no-load volume V i (t)>
Cardiac output ratio a (t) no load once determined based on the equation 14, by substituting in equation 2, no-load volume V i (t) (i = 2,6) is determined To.
[2.2.3 処理部の機能]
図6に表されるように、処理部20は、記憶部210と、抽出部220と、決定部230と、推定部240とを含む。[2.2.3 Functions of processing unit]
As shown in FIG. 6, the
処理部20は、数式1乃至数式9に基づいて、時間(換言すると、時点)tにおける、第1乃至第8の容器FV1〜FV8内の流体の圧力P1(t)〜P8(t)から、時間tより所定のステップ時間Δtが経過した後の時間t+Δtにおける、第1乃至第8の容器FV1〜FV8内の流体の圧力P1(t+Δt)〜P8(t+Δt)を推定する処理を繰り返し実行する。 Based on Equations 1 to 9, the processing unit 20 has pressures P 1 (t) to P 8 (t) of the fluid in the first to eighth containers FV1 to FV8 at time (in other words, time point) t. Therefore, the process of estimating the pressures P 1 (t + Δt) to P 8 (t + Δt) of the fluids in the first to eighth containers FV1 to FV8 at the time t + Δt after the predetermined step time Δt elapses from the time t is performed. Execute repeatedly.
記憶部210は、基準無負荷容積fi0(τ)、及び、基準脈拍数時の末梢血管抵抗Ri0を予め記憶する。なお、処理部20は、基準無負荷容積fi0(τ)の記憶に代えて、基準無負荷容積fi0(τ)を算出する関数を記憶していてもよい。同様に、処理部20は、基準脈拍数時の末梢血管抵抗Ri0の記憶に代えて、基準脈拍数時の末梢血管抵抗Ri0を算出する関数を記憶していてもよい。
また、記憶部210は、各処理において決定される低周波成分bLF(t)、この低周波成分bLF(t)に起因する抵抗の影響rLF(t)、高周波成分に起因する抵抗の影響rHF(t)、末梢抵抗比r(t)、無負荷1回心拍出量比a(t)等の値の他、最終的に推定された血圧の値Piを参照値として記憶してもよい。The
Further, the
抽出部220は、周波数成分抽出部221を備えており、この周波数成分抽出部221は、脈拍数の時間に対する変化から、生体の圧受容体の特性に依存しない第1周波数成分(低周波成分bLF)を抽出する。ここで、脈拍数の時間変化とは、検出部10が1秒毎に検出した1分あたりの生体の脈拍の数の、所定時間(本例では、24時間)における変化である。例えば、脈拍数をX軸とし、24時間の時間軸をY軸とし、時系列に1分あたりの脈拍数を1秒毎にプロットすることで、脈拍数の時間に対する変化が取得される。抽出部220は、数式10に基づいて、第1周波数成分を抽出する。
更に、抽出部220は、第1周波数成分の時間変化を取得する。The
Further, the
決定部230は、取得された脈拍数b(t)を用い、数式1乃至14に基づいて、抵抗Ri及び容積Viを算出し、更に、抵抗Riに基づいて流量Qiを決定する。決定部230は、抽出部220が抽出した第1周波数成分に基づいて抵抗Riを決定する。
具体的には、決定部230は、周波数抵抗比決定部231と、第2パラメータ決定部232と、第3パラメータ決定部233と、抵抗決定部234と、流量決定部235と、容積時間変化決定部236とを含む。
Specifically, the
周波数抵抗比決定部231は、抽出部220が抽出した第1周波数成分(低周波成分)に基づいて、第1周波数成分に起因する第1抵抗比rLF(t)と、生体の圧受容体の特性に依存する第2周波数成分(高周波成分)に起因する第2抵抗比rHF(t)とを決定する。Based on the first frequency component (low frequency component) extracted by the
第2パラメータ決定部232は、第1抵抗比rLF(t)と第2抵抗比rHF(t)とに基づいて末梢血管の抵抗比r(t)(末梢血管抵抗比)である第2パラメータを決定する。The second
第3パラメータ決定部233は、検出部10が検出した脈拍数の時間変化b(t)から心拍の大きさを表す無負荷1回心拍出量比a(t)である第3パラメータを決定する。
The third
抵抗決定部234は、末梢血管抵抗比r(t)(第2パラメータ)と、無負荷1回拍出量比a(t)(第3パラメータ)とに基づいて抵抗Ri(第4及び第8の連通管FC4,FC8に対する末梢血管抵抗R4,R8)を決定する。
流量決定部235は、決定された抵抗Riに基づいて、複数の容器のうちの、互いに連結された一対の容器間の前記流体の流量Qiを決定する。Flow
容積時間変化決定部236は、無負荷1回拍出量比a(t)(第3パラメータ)に基づいて、複数の容器のうちの少なくとも1つの容器の容積の時間に対する変化Vi(t)を決定する。Volume time
更に、推定部240は、時間t、圧力P1〜P8、及び、抵抗R1〜R8を、初期値tini、初期値P1,ini〜P8,ini、及び、初期値R1,ini〜R8,iniにそれぞれ設定する。Further, the
推定部240は、検出部10により検出された脈拍数に基づいて、時間tにおける脈拍数b(t)を取得する。本例では、推定部240は、検出部10により脈拍数が検出された時間と、時間tと、検出部10により検出された脈拍数と、に基づいて、補間(例えば、線形補間)を行なうことにより、時間tにおける脈拍数b(t)を取得する。
The
なお、推定部240は、補間を行なわずに、時間tと最も近い時間にて検出部10により検出された脈拍数を、時間tにおける脈拍数b(t)として取得してもよい。
The
そして、推定部240は、決定部230で決定された流量Qi及び容積Viに基づいて、血圧Piを推定する。Then, the estimating
推定部240は、取得された脈拍数b(t)と、数式15と、に基づいて、時間tにおける周期長τeを算出する。
推定部240は、周期開始時間t0を時間tに設定する。周期開始時間t0は、脈拍毎の当該脈拍の周期が開始する時間である。
推定部240は、時間tから、周期開始時間t0を減じることにより、周期内時間τを算出する。The
The
更に、推定部240は、脈拍数b(t)及び無負荷1回心拍出量比a(t)と、推定部240により算出された周期内時間τ(t)と、に基づいて、時間tにおける、第2及び第6の容器FV2,FV6の無負荷容積V2,V6の時間微分Φ2(τ),Φ6(τ)を算出する。無負荷容積Viの時間微分Φiは、数式16に表されるように、無負荷容積Viの時間に対する変化の一例である。時間微分Φiの算出は、時間微分Φiの決定の一例である。
なお、記憶部210は、基準無負荷容積fi0に代えて、又は、基準無負荷容積fi0に加えて、基準無負荷容積fi0の時間微分を記憶していてもよい。この場合、決定部230は、記憶部210に記憶されている基準無負荷容積fi0の時間微分と、推定部240により取得された脈拍数b(t)と、推定部240により算出された周期内時間τ(t)と、に基づいて、時間tにおける、第2及び第6の容器FV2,FV6の無負荷容積V2,V6の時間微分Φ2(τ),Φ6(τ)を算出してよい。また、この場合、処理部20は、基準無負荷容積fi0の時間微分の記憶に代えて、基準無負荷容積fi0の時間微分を算出する関数を記憶していてもよい。The
上述したように、本例では、第1乃至第8の容器FV1〜FV8のうちの、第2及び第6の容器FV2,FV6以外の容器FV1,FV3〜FV5,FV7,FV8の無負荷容積V1,V3〜V5,V7,V8は、時間に対して変化しない。従って、第1乃至第8の容器FV1〜FV8のうちの、第2及び第6の容器FV2,FV6以外の容器FV1,FV3〜FV5,FV7,FV8の無負荷容積V1,V3〜V5,V7,V8の時間微分Φ1(τ),Φ3(τ)〜Φ5(τ),Φ7(τ),Φ8(τ)は、0である。As described above, in this example, of the first to eighth containers FV1 to FV8, the no-load volume V of the containers FV1, FV3 to FV5, FV7, FV8 other than the second and sixth containers FV2 and FV6. 1 , V 3 to V 5 , V 7 , and V 8 do not change with time. Thus, out of the container FV1~FV8 the first to eighth, second and sixth container FV2, FV6 other container FV1, FV3~FV5, FV7, unloaded
推定部240は、数式1により表される微分方程式に、4次のルンゲ・クッタ法を適用することにより、時間tからステップ時間Δtが経過した後の時間t+Δtにおける、第1乃至第8の容器FV1〜FV8内の流体の圧力P1(t+Δt)〜P8(t+Δt)を算出する。圧力P1(t+Δt)〜P8(t+Δt)の算出は、圧力P1(t+Δt)〜P8(t+Δt)の推定の一例である。4次のルンゲ・クッタ法は、例えば、特許第6580158号に記載の周知の方法を用いてよい。By applying the fourth-order Runge-Kutta method to the differential equation represented by the
推定部240は、圧力P1(t+Δt)〜P8(t+Δt)を推定した後、時間tを、時間tからステップ時間Δtが経過した後の時間t+Δtに更新する。
推定部240は、周期内時間τ、抵抗R4(t+Δt),R8(t+Δt)、無負荷容積V2,V6の時間微分Φ2(τ),Φ6(τ)、及び、圧力P1(t+Δt)〜P8(t+Δt)の算出と、時間tの更新と、を含む周期内処理を、周期内時間τが周期長τe以下である間、繰り返し実行する。
The
推定部240は、周期内時間τが周期長τeよりも大きくなった場合、脈拍数b(t)の取得、周期長τeの算出、並びに、周期開始時間t0の設定、を再び行ない、その後、周期内処理を再び行なう。When the in-cycle time τ becomes larger than the cycle length τe, the
本例では、処理部20は、時間tが更新される毎に、時間tと、当該時間tにおける圧力P1(t)〜P8(t)と、を関連付けて記憶する。また、本例では、処理部20は、所定の表示周期(例えば、5秒)が経過する毎に、算出された最新の血圧を出力装置24を介して出力(例えば、ディスプレイに表示)する。本例では、処理部20は、第3の容器FV3における流体の圧力P3を血圧として出力する。In this example, the
なお、推定部240は、周期内時間τと、周期内時間τからステップ時間Δtが経過した後の時間τ+Δtと、の間の期間における、第2及び第6の容器FV2,FV6の無負荷容積V2,V6の時間微分として一定の値(例えば、周期内時間τにおける時間微分Φi(τ))を用いてもよい。The
[3.動作]
次に、血圧推定装置1の動作について説明する。
検出部10は、所定の検出周期(例えば、1秒)が経過する毎に、脈拍数を検出する。
また、処理部20は、図7に表される処理を実行する。以下、図7の処理について説明を加える。[3. motion]
Next, the operation of the blood
The
Further, the
処理部20は、時間t、圧力P1〜P8、及び、抵抗R1〜R8を、初期値tini、初期値P1,ini〜P8,ini、及び、初期値R1,ini〜R8,iniにそれぞれ設定する(ステップS101)。
次いで、処理部20は、検出部10により検出された脈拍数に基づいて、時間tにおける脈拍数b(t)を取得する(ステップS102)。The
Next, the
次いで、処理部20は、ステップS102にて取得された脈拍数b(t)に基づいて、時間tにおける周期長τeを算出するとともに、周期開始時間t0を時間tに設定する(ステップS103)。Next, the
そして、処理部20は、時間tから、ステップS103にて設定された周期開始時間t0を減じた値を、周期内時間τとして算出する(ステップS104)。次いで、処理部20は、ステップS105にて算出された周期内時間τが、ステップS104にて算出された周期長τe以下であるか否かを判定する(ステップS105)。 Then, the processing unit 20 calculates a value obtained by subtracting the cycle start time t 0 set in step S103 from the time t as the in-cycle time τ (step S104). Next, the
先ず、周期内時間τが周期長τe以下である場合について説明する。この場合、処理部20は、ステップS105にて「Yes」と判定し、ステップS106へ進む。そして、このステップS106にて、処理部20は、脈拍数b(t)に基づいて、抵抗Riを算出及び容積Viを算出し、更に、圧力Piを算出する。ステップS106の処理は、後述する。First, a case where the time within the period τ is equal to or less than the period length τe will be described. In this case, the
次いで、処理部20は、時間tからステップ時間Δtが経過した後の時間t+Δtにおける、第1乃至第8の容器FV1〜FV8内の流体の圧力P1(t+Δt)〜P8(t+Δt)を算出する(ステップS107)。ステップS107の処理は、周知の方法、例えば4次のルンゲ・クッタ法などを用いてよい。 Next, the processing unit 20 calculates the pressures P 1 (t + Δt) to P 8 (t + Δt) of the fluids in the first to eighth containers FV1 to FV8 at the time t + Δt after the step time Δt has elapsed from the time t. (Step S107). For the process of step S107, a well-known method, for example, a fourth-order Runge-Kutta method or the like may be used.
その後、処理部20は、時間tを、時間tからステップ時間Δtが経過した後の時間t+Δtに更新する(ステップS108)。そして、処理部20は、ステップS104へ戻り、周期内時間τが周期長τeよりも大きくなるまで、ステップS104からステップS108までの処理を繰り返し実行する。
After that, the
周期内時間τが周期長τeよりも大きくなった場合、処理部20は、ステップS105にて「No」と判定し、ステップS102へ戻る。そして、処理部20は、ステップS108にて更新された時間tに対して、再び、ステップS102以降の処理を実行する。本例では、処理部20は、ステップS102に進んだ場合、検出部10により脈拍数が検出された時間のうちの最新の時間が、ステップS108にて更新された時間tよりも先の(将来の)時間となるまで待機する。
When the time within the cycle τ becomes larger than the cycle length τe, the
図7のステップS106の処理について更に説明を加える。
処理部20は、図7のステップS106の処理として、図8に表される処理を実行する。以下、図8の処理について説明を加える。なお、図8のフローチャートは、図5のブロック図と対応している。図5及び図8は同じ数式番号によって関連づけられており、循環調節系逆モデルの処理は、図5と同様に、図8においても一点鎖線で囲まれている。The process of step S106 of FIG. 7 will be further described.
The
処理部20は、脈拍数の時間変化(第1パラメータ)b(t)から、第1周波数成分(低周波成分)bLF(t)を抽出する(ステップS201;図5の数式10演算部)。 The processing unit 20 extracts the first frequency component (low frequency component) b LF (t) from the time change (first parameter) b (t) of the pulse rate (step S201;
次いで、処理部20は、第1周波数成分bLF(t)に基づいて、第1周波数成分に起因する第1抵抗比rLF(t)を算出する(ステップS202;図5の数式11演算部)。更に、処理部20は、生体の圧受容体の特性に依存する第2周波数成分(高周波成分)に起因する第2抵抗比rHF(t)を算出する(ステップS202;図5の数式12演算部)。Next, the processing unit 20 calculates the first resistance ratio r LF (t) caused by the first frequency component based on the first frequency component b LF (t) (step S202; the mathematical expression 11 calculation unit in FIG. 5). ). Further, the processing unit 20 calculates the second resistivity rHF (t) due to the second frequency component (high frequency component) that depends on the characteristics of the baroreceptor of the living body (step S202; the
次いで、処理部20は、第1抵抗比rLF(t)と第2抵抗比rHF(t)とに基づいて末梢血管抵抗比(第2パラメータ)r(t)を算出する(ステップS203;図5の数式13演算部)。Next, the
また、処理部20は、検出部10が検出した脈拍数の時間変化b(t)から心拍の大きさを表す脈無負荷1回心拍出量比a(t)(無負荷1回心拍出量,第3パラメータ)を決定する(ステップS204;図5の数式14演算部)。
なお、ステップS204は、ステップS201〜203と並行して行われてもよく、ステップS201〜S203の前後に行われてもよい。Further, the
It should be noted that step S204 may be performed in parallel with steps S201 to 203, or may be performed before and after steps S201 to S203.
更に、処理部20は、ステップS204で算出された無負荷1回心拍出量比a(t)と、ステップS203で算出された末梢血管抵抗比r(t)とに基づいて、抵抗Ri(末梢血管抵抗R4,R8)を決定する(ステップS205;図5の数式9演算部)。Furthermore, the
更に、処理部20は、ステップS205で算出された抵抗Riに基づいて、互いに連結された一対の容器間の流体の流量Qiを決定する(ステップS206)。Furthermore, the
更に、処理部20は、ステップS204で算出された無負荷1回心拍出量比a(t)に基づいて、前記複数の容器のうちの少なくとも1つの容器の容積の時間に対する変化Vi(t)(V4(t),V6(t))を決定する(ステップS207;図5の数式3演算部)。Furthermore, the
そして、処理部20は、ステップS206で算出された流量Qi及びステップS207で算出された容量変化Viに基づいて、圧力Piを算出する(ステップS208)。Then, the
[4.検証結果]
本願発明の第1実施形態の血圧推定装置1を用いて、60歳代男性ボランティア被験者の脈拍数を市販のウエアラブル脈拍数計(Wristable GPS, SF-810、EPSON製)で24時間1秒毎に計測した。また比較のために市販のカフ式の自動血圧計(HEM-1025、オムロン製)により座位で、脈拍数と収縮期血圧と拡張期血圧の計測をほぼ30分(起床時)または1時間(就寝時)の間隔で行った。実験は東北大学の倫理委員会の承認の下に行った。脈拍数計による脈拍数データを入力として、本モデルの微分方程式をコンピュータで積分した。計算時間刻みは、Δt= 0.0002 sとした。計算は、サーバー(HPCT W215s, Intel Xeon Gold 6132, 2.6 GHz 14 Core x 2, 192 GB memory, HPC Tec, Japan)を用いた。自動血圧計による測定結果の半分とパラメータ値(基準脈拍数、E30、R40、sr、sa)を種々に設定した計算の対応する結果との比較を行って、パラメータの値を決定した。さらに、残り半分の測定結果と決定されたモデルパラメータによる計算結果との比較により、本血圧推定手法の有効性について検討した。[4. inspection result]
Using the blood
図9に本願発明の血圧推定装置1を用いた、24時間計算結果(線)と自動血圧計による計測結果(○印)とを示す。24時間計算結果(線)は、上から順に、最高血圧(収縮期血圧)、平均血圧、最低血圧(拡張期血圧)、脈圧をそれぞれ表す。図9を参照するに、血圧推定装置1の24時間計算結果(線)と自動血圧計の計測結果はよく一致している。
FIG. 9 shows a 24-hour calculation result (line) and a measurement result (circle) by an automatic sphygmomanometer using the blood
本願発明の有効性を示すため、比較例として、特許第6580158号に記載の手法(脈拍数の時間変化に対する第2周波数成分(高周波成分)を考慮しない手法)での24時間計算結果(線)と自動血圧計による計測結果(○印)とを図9と同じ形式で図10に示す。図10でも、一定の精度で、一致しているが、ところどころ自動血圧計の計測結果と一致しない箇所が存在する。 In order to show the effectiveness of the present invention, as a comparative example, a 24-hour calculation result (line) by the method described in Japanese Patent No. 6580158 (a method that does not consider the second frequency component (high frequency component) with respect to the time change of the pulse rate). And the measurement result (marked with a circle) by the automatic sphygmomanometer are shown in FIG. 10 in the same format as in FIG. Also in FIG. 10, although they match with a certain accuracy, there are some places where they do not match the measurement results of the automatic blood pressure monitor.
図11に、緩慢脈拍数変化時定数Tcの変化を横軸に、血圧の誤差を縦軸としてグラフにプロットしたものを示す。図11の図9に対応する緩慢脈拍数変化時定数Tcをα、図10に対応する緩慢脈拍数変化時定数Tcをβで示している。
図11から示されるように、脈拍数の時間変化に対する第2周波数成分を考慮したαは、考慮しないβに対して、精度の改善が見られ、本願発明の血圧推定装置1を用いた7mmHg以下となっている。この誤差は、医療機器の基準値と同程度であった。FIG. 11 shows a graph in which the change in the slow pulse rate change time constant T c is plotted on the horizontal axis and the blood pressure error is plotted on the vertical axis. The slow pulse rate change time constant T c corresponding to FIG. 9 of FIG. 11 is shown by α, and the slow pulse rate change time constant T c corresponding to FIG. 10 is shown by β.
As shown in FIG. 11, α in consideration of the second frequency component with respect to the time change of the pulse rate showed an improvement in accuracy with respect to β in which it was not considered, and was 7 mmHg or less using the blood
[5.効果]
以上、説明したように、第1実施形態の血圧推定装置1は、生体の心拍の周期の長さを表す第1パラメータ(脈拍数b)を検出する。更に、血圧推定装置1は、第1パラメータの時間に対する変化(b(t))から、生体の圧受容体の特性に依存しない第1周波数成分(bLF(t))を抽出し、生体の圧受容体の特性に依存する第2周波数成分(高周波成分bHF(t))を抽出し、第1周波数成分に基づいて、第1周波数成分に起因する第1抵抗比(rLF(t))と、第2周波数成分に基づいて第2抵抗比(rHF(t))とを決定し、決定された第1抵抗比及び第2抵抗比に基づいて、生体の血液の循環系の抵抗(Ri:特にR4,R8)に関連する第2パラメータ(末梢血管抵抗比r(t))を決定し、決定された第2パラメータに基づいて血圧が有する圧力(Pi)を推定する。[5. effect]
As described above, the blood
周期長を表す第1パラメータは、動脈径や脈波形状よりも高い精度にて検出されやすい。更に、精度の高い第1パラメータに基づいて決定された、生体の圧受容体の特性に依存しない第1周波数成分(bLF(t))、生体の圧受容体の特性に依存する第2周波数成分(高周波成分bHF(t))を用いて血圧が有する圧力(Pi)を推定する。この結果、脈拍数の時間変化の低周波数成分から、脈拍数の長時間の緩慢な変化、脈拍数の時間変化の高周波数成分から脈拍数の短時間の急激な変化を共に表すことができ、生体の循環系を流れる血液の挙動を高い精度にて表すことができる。従って、血圧推定装置1は、当該血液が有する圧力Piを高い精度にて推定できる。The first parameter representing the cycle length is more likely to be detected with higher accuracy than the arterial diameter and pulse wave shape. Furthermore, the first frequency component (bLF (t)), which is determined based on the highly accurate first parameter and does not depend on the characteristics of the baroreceptor of the living body, and the second frequency, which depends on the characteristics of the baroreceptor of the living body. The pressure (Pi) of blood pressure is estimated using the component (high frequency component b HF (t)). As a result, it is possible to express both a long-term slow change in the pulse rate from a low frequency component of the time change of the pulse rate and a short-time rapid change in the pulse rate from the high frequency component of the time change of the pulse rate. The behavior of blood flowing through the circulatory system of a living body can be expressed with high accuracy. Thus, the blood
更に、血圧推定装置1は、弾性変形する複数の容器が環状に連結された流路を流れる流体によって生体の循環系を流れる血液を表す数理モデルにおける、複数の容器のうちの、互いに連結された一対の容器間の前記流体の流量(Qi)に対する、当該一対の容器における流体が有する圧力の容器間の差の比である抵抗であって第2パラメータに関連する抵抗(Ri)を、第2パラメータに基づいて決定し、決定された抵抗に基づいて血圧が有する圧力(Pi)を推定する。Further, the blood
これにより、脈拍数の時間変化の低周波成分に基づいて、低周波成分及び高周波成分に起因する血圧に対する影響を考慮することができる。また、抵抗R4,R8が従来の脈拍数の高周波成分に対して一定に維持される場合よりも、数理モデルは、生体における末梢血管の挙動を高い精度にて表すことができる。これにより、数理モデルは、生体の循環器系を流れる血液の挙動を高い精度にて表すことができる。この結果、血圧推定装置1は、血液が有する圧力Piを高い精度にて推定できる。Thereby, the influence on the blood pressure caused by the low frequency component and the high frequency component can be considered based on the low frequency component of the time change of the pulse rate. In addition, the mathematical model can express the behavior of peripheral blood vessels in a living body with higher accuracy than when the resistances R 4 and R 8 are maintained constant with respect to the conventional high-frequency component of the pulse rate. As a result, the mathematical model can represent the behavior of blood flowing through the circulatory system of the living body with high accuracy. As a result, the blood
更に、第1実施形態の血圧推定装置1は、前記第1パラメータの時間に対する変化に基づいて心拍の大きさを表す第3パラメータ(無負荷1回心拍出量a)を決定し、決定された第3パラメータに基づいて抵抗を決定する。
Further, the blood
ところで、心拍数と、末梢血管における抵抗とは強い相関を有する。従って、血圧推定装置1によれば、生体における末梢血管の挙動をより一層高い精度にて表すことができる。これにより、上記数理モデルは、生体の循環器系を流れる血液の挙動を高い精度にて表すことができる。この結果、血圧推定装置1は、生体の循環器系を流れる血液が有する圧力Piを高い精度にて推定できる。
By the way, there is a strong correlation between heart rate and resistance in peripheral blood vessels. Therefore, according to the blood
更に、第1実施形態の血圧推定装置1は、前記第3パラメータに基づいて前記複数の容器のうちの少なくとも1つの容器の容積の時間に対する変化(Vi(t):特にV4(t),V6(t))を決定する。Moreover, the blood
ところで、心拍の大きさと、左心室及び右心室の容積と、は強い相関を有する。従って、血圧推定装置1によれば、数理モデルは、生体における左心室及び右心室の挙動をより一層高い精度にて表すことができる。これにより、数理モデルは、生体の循環器系を流れる血液の挙動を高い精度にて表すことができる。この結果、血圧推定装置1は、生体の循環器系を流れる血液が有する圧力Piを高い精度にて推定できる。By the way, there is a strong correlation between the magnitude of the heartbeat and the volumes of the left and right ventricles. Therefore, according to the blood
更に、第1実施形態の血圧推定装置1において、複数の容器は、左心房、左心室、大動脈及び大動脈よりも下流側の動脈、大静脈及び大静脈よりも上流側の静脈、右心房、右心室、肺動脈、並びに、肺静脈をそれぞれ表す8個の容器を含み、容器間の抵抗のうちの二つは、大動脈及び大動脈よりも下流側の動脈と、大静脈及び大静脈よりも上流側の静脈との間を連通する末梢血管の抵抗を表す末梢血管抵抗であるとともに、肺動脈と肺静脈との間を連通する末梢血管の抵抗を表す末梢血管抵抗である。
Further, in the blood
これによれば、生体の循環器系を流れる血液の挙動及び末梢血管の抵抗を高い精度にて表すことができる。この結果、血圧推定装置1は、生体の循環器系を流れる血液が有する圧力Piを高い精度にて推定できる。According to this, the behavior of blood flowing through the circulatory system of the living body and the resistance of peripheral blood vessels can be expressed with high accuracy. As a result, the blood
[II.第2実施形態]
[1.構成]
第2実施形態の血圧推定装置1′は、図12に示されるように、記憶部30と、抽出部40とを備える。本例では、検出部10′と血圧推定装置1′とは別体であるが、第1実施形態の検出部10と同じ機能を有しており、脈拍数を検出する。第2実施形態では、前述の第1実施形態で説明した血圧推定装置1で推定された血圧を参照値として記憶部30に記憶され、この参照値と、脈拍数の低周波成分又は脈拍数を用いて第1実施形態の数理モデル等を用いることなく、簡易に血圧推定を行なうことができる点が、前述の第1実施形態とは異なる。[II. Second Embodiment]
[1. Constitution]
The blood pressure estimation device 1'of the second embodiment includes a
血圧は、生体の性別・年齢・体調等の諸条件により変動するため、推定した血圧と、諸条件とを関連づけて記憶部30に記憶してもよい。このような関連づけられた血圧は参照値として、各パラメータを調整する場合や他の血圧推定装置により推定されたデータを検証する場合等に活用できる。図13(A)、(B)は、1日の計算結果とカフ式の自動血圧による測定結果の値を示す。図13(A)では、第1周波数成分(低周波成分)を横軸とし、血圧を縦軸としてグラフにプロットして脈拍数の時間変化から抽出した低周波成分と、血圧との相関を取得した。図13(B)では、脈拍数をX軸とし、血圧をY軸としてグラフにプロットして脈拍数の時間変化と、血圧との相関を取得したものである。
Since the blood pressure varies depending on various conditions such as the sex, age, and physical condition of the living body, the estimated blood pressure may be stored in the
図13(A)の相関図において、〇又は●で表されるαは最高血圧(収縮期血圧)、△又は塗りつぶした△で表されるβは最低血圧(拡張期血圧)、□又は塗りつぶした□で表されるγは脈圧(平均血圧)を示し、開いた〇、△、□はカフ式の自動血圧による測定結果、閉じた●、塗りつぶした△、塗りつぶした□は計算結果を示している。図13(A)の相関図が表すように、第1実施形態の血圧推定装置1で推定された最高血圧の値、最低血圧の値、および測定結果の最高血圧の値、最低血圧の値は、低周波数成分と良い相関を示していることがわかる。よって、当該相関に基づいて低周波数成分がわかれば、基準となる血圧、例えば、実施形態1で求めた推定血圧や、カフ式の自動血圧による求めた血圧と組み合わせて、血圧を簡便に推定することが可能である。
その一方で、図13(A)の相関図では、脈圧と低周波数成分の相関性はやや良くない。In the correlation diagram of FIG. 13 (A), α represented by 〇 or ● is systolic blood pressure (systolic blood pressure), Δ or β represented by filled Δ is diastolic blood pressure (diastolic blood pressure), □ or filled. Γ represented by □ indicates pulse pressure (mean blood pressure), open 〇, △, □ indicate measurement results by cuff-type automatic blood pressure, closed ●, filled △, filled □ indicate calculation results. There is. As shown in the correlation diagram of FIG. 13 (A), the systolic blood pressure value, the diastolic blood pressure value, and the systolic blood pressure value and the diastolic blood pressure value of the measurement result estimated by the blood
On the other hand, in the correlation diagram of FIG. 13 (A), the correlation between the pulse pressure and the low frequency component is rather poor.
一方、図13(B)の相関図においても、図13(A)同様の形式で示している。図13(B)の相関図が表すように、第1実施形態の血圧推定装置1で推定された脈圧および測定結果の脈圧は、脈拍数と良い相関を示していることがわかる。よって、当該相関に基づいて脈拍数がわかれば、基準となる血圧、例えば、実施形態1で求めた推定血圧や、カフ式の自動血圧による求めた血圧と組み合わせて、脈圧の値を簡便に推定することが可能である。
その一方で、図13(B)の相関図では、最高血圧の値、最低血圧の計算値および測定結果と脈拍数との相関性はやや良くない。On the other hand, also in the correlation diagram of FIG. 13 (B), it is shown in the same format as that of FIG. 13 (A). As shown in the correlation diagram of FIG. 13B, it can be seen that the pulse pressure estimated by the blood
On the other hand, in the correlation diagram of FIG. 13B, the correlation between the value of systolic blood pressure, the calculated value of diastolic blood pressure, and the measurement result and the pulse rate is rather poor.
これらの結果から、最高血圧の値、最低血圧の値が必要な場合は、低周波成分を用い、脈圧の値が必要な場合は、脈拍数成分を用いることで、簡便に、一定精度の最高血圧の値、最低血圧の値、脈圧の値を推定することができる。 From these results, if the value of systolic blood pressure and the value of diastolic blood pressure are required, the low frequency component is used, and if the value of pulse pressure is required, the pulse rate component is used. The value of systolic blood pressure, the value of diastolic blood pressure, and the value of pulse pressure can be estimated.
[2.動作]
第2実施形態の血圧推定装置1′では、抽出部40は、検出部10′から脈拍数が入力されると、脈拍数及び脈拍数の時間変化を抽出し、また、脈拍数の時間変化から低周波成分を抽出する。
基準となる血圧に関する情報を血圧推定装置1で推定された血圧を参照値として記憶した記憶部30から取得して、当該基準となる血圧の情報を、脈圧を求める際には、脈圧と相関する脈拍数に基づいて算出し、最高血圧、最低血圧を求める際には、脈拍数の時間変化の低周波成分に基づいて算出することで、簡便に血圧に関する情報を一定精度で得ることが可能になる。
本例では、血圧の参照値を血圧推定装置1で推定された血圧を記憶部30から取得したが、これに限られるものではなく、カフ式の血圧計を用いて取得したものを基準となる血圧として入力して、血圧に関する情報を得てもよい。[2. motion]
In the blood pressure estimation device 1'of the second embodiment, the
When the information on the reference blood pressure is acquired from the
In this example, the reference value of the blood pressure is obtained from the
[3.その他、応用例]
また、脈圧は、最高血圧、最低血圧の差であり、平均血脈圧は最高血圧と最低血圧の平均値であることから、脈圧と平均血圧から最高血圧と最低血圧を求めることができる。脈拍数の低周波成分との相関から平均血圧を求め、脈拍数との相関から脈圧を求めた後に、平均血圧と脈圧から、正確な最高血圧と最低血圧を求めることもできる可能性がある。[3. Other application examples]
Further, since the pulse pressure is the difference between the systolic blood pressure and the diastolic blood pressure and the mean blood pulse pressure is the average value of the systolic blood pressure and the diastolic blood pressure, the systolic blood pressure and the diastolic blood pressure can be obtained from the pulse pressure and the mean blood pressure. It may be possible to obtain the accurate systolic blood pressure and diastolic blood pressure from the average blood pressure and the pulse pressure after obtaining the average blood pressure from the correlation with the low frequency component of the pulse rate and the pulse pressure from the correlation with the pulse rate. is there.
[4.効果]
これによれば、第1実施形態に記載の計算処理(図8のステップS202〜S208)を行なうことなく、検出部10′から脈拍数を取得し、抽出部40により脈拍数の時間変化から低周波成分を抽出する(図8のステップS201)だけで、相関(相関から導き出される関数の傾き)に基づいて簡便に最高血圧の値、最低血圧の値、脈圧の値を推定が可能となる。[4. effect]
According to this, the pulse rate is acquired from the detection unit 10'without performing the calculation process (steps S202 to S208 in FIG. 8) according to the first embodiment, and the pulse rate is low from the time change by the
[III.その他、別の観点]
別言すれば、前述の一つの側面に係る血圧推定装置、血圧推定方法、血圧推定プログラムは、
前記第1パラメータの時間に対する変化(b(t))から、生体の圧受容体の特性に依存しない第1周波数成分(bLF(t))を抽出し、前記第1周波数成分に基づいて上記生体の血液の循環系の抵抗(Ri:特にR4,R8)に関連する第2パラメータ(末梢血管抵抗比r(t))を決定し、前記決定された第2パラメータに基づいて血圧が有する圧力(Pi)を推定する処理部を備える。
さらに、上記処理部は、
前記第1周波数成分に基づいて、前記第1周波数成分に起因する第1抵抗比(rLF(t))と、前記生体の圧受容体の特性に依存する第2周波数成分(高周波成分)に起因する第2抵抗比(rHF(t))とを決定し、
前記決定された第1抵抗比及び第2抵抗比に基づいて前記第2パラメータを決定し、
弾性変形する複数の容器が環状に連結された流路を流れる流体によって、前記生体の循環系を流れる血液を表す数理モデルにおける、前記複数の容器のうちの、互いに連結された一対の容器間の前記流体の流量(Qi)に対する、当該一対の容器における前記流体が有する圧力の容器間の差の比である抵抗であって前記第2パラメータに関連する前記抵抗(Ri)を、前記第2パラメータに基づいて決定し、
前記決定された抵抗に基づいて血圧が有する圧力(Pi)を推定する。[III. Other perspectives]
In other words, the blood pressure estimation device, blood pressure estimation method, and blood pressure estimation program according to one aspect described above are
From the change (b (t)) of the first parameter with respect to time, a first frequency component (b LF (t)) that does not depend on the characteristics of the baroreceptor of the living body is extracted, and the above is based on the first frequency component. resistance of the circulatory system of blood of a living body (R i: particularly R 4, R 8) to the associated second parameter (peripheral vascular resistance ratio r (t)) to determine the blood pressure based on the second parameter the determined A processing unit for estimating the pressure ( Pi) of the blood pressure (Pi) is provided.
Further, the processing unit
Based on the first frequency component, the first resistance ratio ( rLF (t)) caused by the first frequency component and the second frequency component (high frequency component) depending on the characteristics of the baroreceptor of the living body are obtained. Determine the resulting resistivity ( rHF (t)) and
The second parameter is determined based on the determined first resistance ratio and the second resistance ratio.
In a mathematical model representing blood flowing through the circulatory system of a living body by a fluid flowing through a flow path in which a plurality of elastically deformable containers are connected in an annular shape, between a pair of containers connected to each other among the plurality of containers. to the flow rate (Q i) of said fluid, said resistance a ratio of the difference is the resistance between the container pressure the fluid in the pair of container has associated with the second parameter (R i), the first Determined based on 2 parameters
The pressure (Pi ) of blood pressure is estimated based on the determined resistance.
1 血圧推定装置(第1実施形態)
10 検出部
20 処理部
21 処理装置
22 記憶装置
23 入力装置
24 出力装置
210 記憶部
220 抽出部
221 周波数成分抽出部
230 決定部
231 周波数抵抗比決定部
232 第2パラメータ決定部
233 第3パラメータ決定部
234 抵抗決定部
235 流量決定部
236 容積時間変化決定部
240 推定部
1′ 血圧推定装置(第2実施形態)
10′ 検出部
30 記憶部
40 抽出部1 Blood pressure estimation device (first embodiment)
10
Claims (10)
前記第1パラメータの時間に対する変化から、生体の圧受容体の特性に依存しない第1周波数成分を抽出し、前記生体の圧受容体の特性に依存する第2周波数成分を抽出し、前記第1周波数成分に基づいて、前記第1周波数成分に起因する第1抵抗比と、前記第2周波数成分に基づいて第2抵抗比とを決定し、
前記決定された第1抵抗比及び第2抵抗比に基づいて上記生体の血液の循環系の抵抗に関連する第2パラメータを決定し、前記決定された第2パラメータに基づいて血圧が有する圧力を推定する処理部と、
を備える、
血圧推定装置。A detector that detects the first parameter that represents the length of the heartbeat cycle of the living body,
From the change of the first parameter with respect to time, a first frequency component that does not depend on the characteristics of the baroreceptor of the living body is extracted, and a second frequency component that depends on the characteristics of the baroreceptor of the living body is extracted. Based on the frequency component, the first resistance ratio due to the first frequency component and the second resistance ratio based on the second frequency component are determined.
The second parameter related to the resistance of the blood circulation system of the living body is determined based on the determined first resistance ratio and the second resistance ratio, and the pressure possessed by the blood pressure is determined based on the determined second parameter. Estimating processing unit and
To prepare
Blood pressure estimator.
弾性変形する複数の容器が環状に連結された流路を流れる流体によって、前記生体の循環系を流れる血液を表す数理モデルにおける、前記複数の容器のうちの、互いに連結された一対の容器間の前記流体の流量に対する、当該一対の容器における前記流体が有する圧力の容器間の差の比である抵抗であって前記第2パラメータに関連する前記抵抗を、前記第2パラメータに基づいて決定し、
前記決定された抵抗に基づいて血圧が有する圧力を推定する、
請求項1に記載の血圧推定装置。The processing unit
In a mathematical model representing blood flowing through the circulatory system of a living body by a fluid flowing through a flow path in which a plurality of elastically deformable containers are connected in an annular shape, between a pair of containers connected to each other among the plurality of containers. The resistance, which is the ratio of the difference in pressure of the fluid in the pair of containers to the flow rate of the fluid between the containers, and which is related to the second parameter, is determined based on the second parameter.
Estimate the pressure that blood pressure has based on the determined resistance,
The blood pressure estimation device according to claim 1.
前記第1パラメータの時間に対する変化に基づいて前記心拍の大きさを表す第3パラメータを決定し、前記決定された第3パラメータに基づいて前記抵抗を決定する、
請求項1又は2に記載の血圧推定装置。The processing unit
A third parameter representing the magnitude of the heartbeat is determined based on the change of the first parameter with time, and the resistance is determined based on the determined third parameter.
The blood pressure estimation device according to claim 1 or 2.
前記第3パラメータに基づいて前記複数の容器のうちの少なくとも1つの容器の容積の時間に対する変化を決定する、
請求項3に記載の血圧推定装置。The processing unit
The change over time in the volume of at least one of the plurality of containers is determined based on the third parameter.
The blood pressure estimation device according to claim 3.
前記容器間の前記抵抗のうちの二つは、前記大動脈及び前記大動脈よりも下流側の動脈と、前記大静脈及び前記大静脈よりも上流側の静脈との間を連通する末梢血管の抵抗を表す末梢血管抵抗であるとともに、前記肺動脈と前記肺静脈との間を連通する末梢血管の抵抗を表す末梢血管抵抗である、
請求項1〜3のいずれか1項に記載の血圧推定装置。The plurality of containers represent the left atrium, the left ventricle, the aorta and the artery downstream of the aorta, the vena cava and the vein upstream of the vena cava, the right atrium, the right ventricle, the pulmonary artery, and the pulmonary vein, respectively. Includes 1 container
Two of the resistances between the vessels are the resistances of the aorta and the peripheral blood vessels that communicate between the arteries downstream of the aorta and the veins upstream of the vena cava. It is a peripheral vascular resistance that represents the resistance of a peripheral blood vessel that communicates between the pulmonary artery and the pulmonary vein.
The blood pressure estimation device according to any one of claims 1 to 3.
前記生体の圧受容体の特性に依存する第2周波数成分を抽出し、前記第1周波数成分に基づいて、前記第1周波数成分に起因する第1抵抗比と、前記第2周波数成分に基づいて第2抵抗比とを決定し、
前記決定された第1抵抗比及び第2抵抗比に基づいて、上記生体の血液の循環系の抵抗に関連する第2パラメータを決定し、
前記決定された第2パラメータに基づいて血圧が有する圧力を推定する処理部を備える、
血圧推定装置。From the change with time of the first parameter representing the length of the heartbeat cycle of the living body, the first frequency component independent of the characteristics of the baroreceptor of the living body was extracted.
A second frequency component that depends on the characteristics of the baroreceptor of the living body is extracted, and based on the first frequency component, the first resistivity due to the first frequency component and the second frequency component are used. Determine the second resistivity and
Based on the determined first resistance ratio and the second resistance ratio, the second parameter related to the resistance of the blood circulation system of the living body is determined.
A processing unit for estimating the pressure of blood pressure based on the determined second parameter is provided.
Blood pressure estimator.
前記第1パラメータの時間に対する変化、及び、前記第1パラメータの時間に対する変化から、前記第1パラメータの時間に対する変化、又は、生体の圧受容体の特性に依存しない前記第1周波数成分を抽出する抽出部と、
を備え、
前記抽出部に抽出された前記第1パラメータの時間に対する変化、又は、前記第1周波数成分に基づいて、前記記憶部に記憶された前記参照値から前記生体の血圧を推定する、
血圧推定装置。A storage unit that stores the pressure information of the blood pressure estimated by the blood pressure estimation device according to any one of claims 1 to 6 or the blood pressure value obtained by the sphygmomanometer as a reference value.
From the change of the first parameter with respect to time and the change of the first parameter with respect to time, the change with respect to the time of the first parameter or the first frequency component independent of the characteristics of the baroreceptor of the living body is extracted. Extractor and
With
The blood pressure of the living body is estimated from the reference value stored in the storage unit based on the change of the first parameter extracted in the extraction unit with time or the first frequency component.
Blood pressure estimator.
前記第1周波数成分に基づいて平均血圧を算出し、前記第1パラメータに基づいて、脈圧を算出し、算出した前記平均血圧と前記脈圧とから、最高血圧と最低血圧を推定する、
血圧推定装置。The blood pressure estimation device according to claim 7.
The average blood pressure is calculated based on the first frequency component, the pulse pressure is calculated based on the first parameter, and the systolic blood pressure and the diastolic blood pressure are estimated from the calculated average blood pressure and the pulse pressure.
Blood pressure estimator.
前記生体の圧受容体の特性に依存する第2周波数成分を抽出し、
前記第1周波数成分に基づいて、前記第1周波数成分に起因する第1抵抗比と、前記第2周波数成分に基づいて第2抵抗比とを決定し、
前記決定された第1抵抗比及び第2抵抗比に基づいて、上記生体の血液の循環系の抵抗に関連する第2パラメータを決定し、
前記決定された第2パラメータに基づいて血圧が有する圧力を推定する、
血圧推定方法。From the change with time of the first parameter representing the length of the heartbeat cycle of the living body, the first frequency component independent of the characteristics of the baroreceptor of the living body was extracted.
A second frequency component that depends on the characteristics of the baroreceptor of the living body is extracted.
Based on the first frequency component, the first resistance ratio due to the first frequency component and the second resistance ratio based on the second frequency component are determined.
Based on the determined first resistance ratio and the second resistance ratio, the second parameter related to the resistance of the blood circulation system of the living body is determined.
Estimate the pressure that blood pressure has based on the determined second parameter.
Blood pressure estimation method.
前記決定された第2パラメータに基づいて血圧が有する圧力を推定する、
処理をコンピュータに実行させる、血圧推定プログラム。From the change with time of the first parameter representing the length of the heartbeat cycle of the living body, the first frequency component that does not depend on the characteristics of the baroreceptor of the living body is extracted, and it depends on the characteristics of the baroreceptor of the living body. The second frequency component is extracted, and the first resistance ratio due to the first frequency component and the second resistance ratio based on the second frequency component are determined based on the first frequency component. Based on the determined first resistance ratio and second resistance ratio, the second parameter related to the resistance of the blood circulation system of the living body is determined.
Estimate the pressure that blood pressure has based on the determined second parameter.
A blood pressure estimation program that lets a computer perform the process.
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