(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
検査対象の最高血圧値と最低血圧値との比に対応する最高最低血圧比を算出する装置であって、
前記検査対象の相対的な血圧の時間変化に対応する相対血圧波形が入力される入力部と、
前記相対血圧波形をフーリエ変換することにより、相対血圧波形スペクトルを生成するスペクトル生成部と、
前記相対血圧波形スペクトルに基づいて、前記最高最低血圧比を算出する解析部と、を備える血圧比算出装置。
【請求項２】
前記解析部は、前記検査対象の脈拍に対応する周波数以上の前記相対血圧波形スペクトルに基づいて、前記最高最低血圧比を算出する、請求項１に記載の血圧比算出装置。
【請求項３】
前記相対血圧波形スペクトルにおいて、前記脈拍に対応する周波数の波を１倍波とし、前記１倍波の周波数のｎ倍（ｎは正の整数）の周波数の波をｎ倍波とした場合に、
前記解析部は、少なくとも１倍波から３倍波までの各前記相対血圧波形スペクトルの強度を含む前記相対血圧波形スペクトルの強度の和に基づいて、前記最高最低血圧比を算出する、請求項２に記載の血圧比算出装置。
【請求項４】
前記相対血圧波形スペクトルにおいて、前記脈拍に対応する周波数を含むと共に前記脈拍に対応する周波数の所定の範囲の周波数の波群を１倍波群とし、前記脈拍に対応する周波数のｎ倍（ｎは正の整数）の周波数を含むと共に前記ｎ倍の周波数の所定の範囲の周波数の波群をｎ倍波群とした場合に、
前記解析部は、少なくとも１倍波群から３倍波群までの各前記相対血圧波形スペクトルの強度を含む前記相対血圧波形スペクトルの強度の和に基づいて、前記最高最低血圧比を算出する、請求項２に記載の血圧比算出装置。
【請求項５】
前記検査対象の前記相対血圧波形を取得し、取得した前記相対血圧波形を前記入力部に入力する取得部を更に備える、請求項１〜４の何れか一項に記載の血圧比算出装置。
【請求項６】
前記取得部は、生体の内部へ光を照射する照射装置と、前記生体の内部を透過した前記光を検出する光検出器と、を有する請求項５に記載の血圧比算出装置。
【請求項７】
前記相対血圧波形及び前記最高最低血圧比に基づいて、前記検査対象の血圧の絶対値の時間変化に対応する絶対血圧波形を算出する血圧波形算出部を更に備える、請求項１〜６の何れか一項に記載の血圧比算出装置。
【請求項８】
前記最高最低血圧比に基づいて、前記検査対象の心機能の評価値を算出する心機能評価部を更に備える、請求項１〜６の何れか一項に記載の血圧比算出装置。
【請求項９】
検査対象の最高血圧値と最低血圧値との比に対応する最高最低血圧比を算出する方法であって、
前記検査対象の相対的な血圧の時間変化に対応する相対血圧波形を入力する入力ステップと、
前記相対血圧波形をフーリエ変換することにより、相対血圧波形スペクトルを生成するスペクトル生成ステップと、
前記相対血圧波形スペクトルに基づいて、前記最高最低血圧比を算出する解析ステップと、を含む血圧比算出方法。
【請求項１０】
前記解析ステップは、前記検査対象の脈拍に対応する周波数以上の前記相対血圧波形スペクトルに基づいて、前記最高最低血圧比を算出する、請求項９に記載の血圧比算出方法。
【請求項１１】
前記相対血圧波形スペクトルにおいて、前記脈拍に対応する周波数の波を１倍波とし、前記１倍波の周波数のｎ倍（ｎは正の整数）の周波数の波をｎ倍波とした場合に、
前記解析ステップでは、少なくとも１倍波から３倍波までの各前記相対血圧波形スペクトルの強度を含む前記相対血圧波形スペクトルの強度の和に基づいて、前記最高最低血圧比を算出する、請求項１０に記載の血圧比算出方法。
【請求項１２】
前記相対血圧波形スペクトルにおいて、前記脈拍に対応する周波数を含むと共に前記脈拍に対応する周波数の所定の範囲の周波数の波群を１倍波群とし、前記脈拍に対応する周波数のｎ倍（ｎは正の整数）の周波数を含むと共に前記ｎ倍の周波数の所定の範囲の周波数の波群をｎ倍波群とした場合に、
前記解析ステップでは、少なくとも１倍波群から３倍波群までの各前記相対血圧波形スペクトルの強度を含む前記相対血圧波形スペクトルの強度の和に基づいて、前記最高最低血圧比を算出する、請求項１０に記載の血圧比算出方法。
【請求項１３】
前記相対血圧波形及び前記最高最低血圧比に基づいて、前記検査対象の血圧の絶対値の時間変化に対応する絶対血圧波形を算出する血圧波形算出ステップを更に含む、請求項９〜１２の何れか一項に記載の血圧比算出方法。
【請求項１４】
前記最高最低血圧比に基づいて、前記検査対象の心機能の評価値を算出する心機能評価ステップを更に含む、請求項９〜１２の何れか一項に記載の血圧比算出方法。
【請求項１５】
検査対象の最高血圧値と最低血圧値との比に対応する最高最低血圧比を算出する処理をコンピュータに実行させるためのプログラムであって、
コンピュータを、
前記検査対象の相対的な血圧の時間変化に対応する相対血圧波形を入力する入力部、
前記相対血圧波形をフーリエ変換することにより、相対血圧波形スペクトルを生成するスペクトル生成部、及び
前記相対血圧波形スペクトルに基づいて、前記最高最低血圧比を算出する解析部
として機能させる血圧比算出プログラム。
【請求項１６】
請求項１５に記載の血圧比算出プログラムを記録するコンピュータ読み取り可能な記録媒体。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、血圧比算出装置、血圧比算出方法、血圧比算出プログラム、及びそのプログラムを記録する記録媒体に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、圧脈波センサを用いてトノメータ法によって血圧波形を測定する方法が知られている。トノメータ法によって血圧波形を測定する方法では、動脈内圧の相対変化に関しては測定できるが、動脈内圧の絶対圧を正確に得ることは難しい。そのため、カフを用いて測定された血圧値によって補正を行うことにより、動脈内圧の絶対圧を算出する必要がある。しかし、当該補正中は、カフによる圧迫のため、トノメータ法による血圧波形測定を行うことができない。そこで、例えば特許文献１に記載された血圧波形モニタ装置では、上記の補正中、光電脈波検出装置によって検出された光電脈波に基づき推定血圧波形を取得し、当該推定血圧波形をトノメータ法による相対血圧波形の代わりに表示させておく。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【特許文献１】特開２００２−３２５７３９号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
相対血圧波形は、血圧の相対的な時間変化に対応する値であり絶対値ではないため、心血管系を精度良く評価するためには、相対血圧波形から絶対的な血圧又は血圧波形等を求める必要がある。しかし、上記特許文献１に記載の技術では、動脈内圧の絶対圧を算出するため、トノメータ法で取得した相対血圧波形に対し、カフを用いて測定された血圧値によって補正を行わなければならず、簡便ではない。よって、上記従来技術では、心血管系を簡便且つ十分に精度良く評価することが難しい。
【０００５】
本発明は、簡便且つ十分に精度良く心血管系を評価することができる血圧比算出装置、血圧比算出方法、及び血圧比算出プログラムを提供することを課題とする。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
相対血圧波形から絶対的な血圧又は血圧波形等を求めるためには、相対血圧波形と絶対的な血圧又は血圧波形等との関係性を明らかにする必要がある。そこで、本発明者らは、これらの関係性の一つを示す最高血圧値と最低血圧値との比（以下、「最高最低血圧比」ともいう）を求める方法として、鋭意研究を行った結果、相対血圧波形のスペクトルと最高最低血圧比との関係を明らかにし、相対血圧波形から最高最低血圧比を導き出すことができることに想到し、本発明を完成するに至った。
【０００７】
すなわち、本発明の一形態は、検査対象の最高血圧値と最低血圧値との比に対応する最高最低血圧比を算出する血圧比算出装置であって、検査対象の相対的な血圧の時間変化に対応する相対血圧波形が入力される入力部と、相対血圧波形をフーリエ変換することにより、相対血圧波形スペクトルを生成するスペクトル生成部と、相対血圧波形スペクトルに基づいて、最高最低血圧比を算出する解析部と、を備える。
【０００８】
また、本発明の他の形態は、検査対象の最高血圧値と最低血圧値との比に対応する最高最低血圧比を算出する血圧比算出方法であって、検査対象の相対的な血圧の時間変化に対応する相対血圧波形を入力する入力ステップと、相対血圧波形をフーリエ変換することにより、相対血圧波形スペクトルを生成するスペクトル生成ステップと、相対血圧波形スペクトルに基づいて、最高最低血圧比を算出する解析ステップと、を備える。
【０００９】
また、本発明の他の形態は、検査対象の最高血圧値と最低血圧値との比に対応する最高最低血圧比を算出する処理をコンピュータに実行させるための血圧比算出プログラムであって、コンピュータを、検査対象の相対的な血圧の時間変化に対応する相対血圧波形を入力する入力部、相対血圧波形をフーリエ変換することにより、相対血圧波形スペクトルを生成するスペクトル生成部、及び相対血圧波形スペクトルに基づいて、最高最低血圧比を算出する解析部として機能させる。また、本発明の他の形態は、血圧比算出プログラムを記録するコンピュータ読み取り可能な記録媒体である。
【００１０】
本発明の上記形態に係る血圧比算出装置、血圧比算出方法、血圧比算出プログラム、及びそのプログラムを記録する記録媒体では、相対血圧波形をフーリエ変換することによって生成される相対血圧波形スペクトルに基づいて、検査対象の最高最低血圧比が算出される。算出された最高最低血圧比は、相対血圧波形と絶対的な血圧又は血圧波形等との関係性の一つを示すため、当該最高最低血圧比を用いて、相対血圧波形から絶対血圧波形を求めること、又は、算出された最高最低血圧比を心機能の評価指標として用いること等ができる。したがって、相対血圧波形に基づいて最高最低血圧比が算出されることにより、心血管系を簡便且つ精度良く評価することが可能となる。
【００１１】
また、本発明者らは、相対血圧波形をフーリエ変換することにより生成される相対血圧波形スペクトルのうち検査対象の脈拍に対応する周波数以上の相対血圧波形スペクトルと、最高最低血圧比との間には、統計的に有意な対応関係があることを新たに見出し、検査対象の脈拍に対応する周波数以上の相対血圧波形スペクトルに基づき、最高最低血圧比を導き出すことができることに想到した。すなわち、上記形態に係る血圧比算出装置において、解析部は、検査対象の脈拍に対応する周波数以上の相対血圧波形スペクトルに基づいて、最高最低血圧比を算出してもよい。また、上記形態に係る血圧比算出方法において、解析ステップでは、検査対象の脈拍に対応する周波数以上の相対血圧波形スペクトルに基づいて、最高最低血圧比を算出してもよい。
【００１２】
さらに、本発明者らは、相対血圧波形スペクトルにおいて、脈拍に対応する周波数の波を１倍波とし、１倍波の周波数のｎ倍（ｎは正の整数）の周波数の波をｎ倍波とした場合に、少なくとも１倍波から３倍波までの各相対血圧波形スペクトルの強度を含む相対血圧波形スペクトルの強度の和に基づき、最高最低血圧比を導き出すことができることに想到した。すなわち、上記形態に係る血圧比算出装置では、相対血圧波形スペクトルにおいて、脈拍に対応する周波数の波を１倍波とし、１倍波の周波数のｎ倍（ｎは正の整数）の周波数の波をｎ倍波とした場合に、解析部は、少なくとも１倍波から３倍波までの各相対血圧波形スペクトルの強度を含む相対血圧波形スペクトルの強度の和に基づいて、最高最低血圧比を算出してもよい。また、上記形態に係る血圧比算出方法では、相対血圧波形スペクトルにおいて、脈拍に対応する周波数の波を１倍波とし、１倍波の周波数のｎ倍（ｎは正の整数）の周波数の波をｎ倍波とした場合に、解析ステップでは、少なくとも１倍波から３倍波までの各相対血圧波形スペクトルの強度を含む相対血圧波形スペクトルの強度の和に基づいて、最高最低血圧比を算出してもよい。
【００１３】
さらに、本発明者らは、相対血圧波形スペクトルにおいて、脈拍に対応する周波数を含むと共に脈拍に対応する周波数の所定の範囲の周波数の波群を１倍波群とし、脈拍に対応する周波数のｎ倍（ｎは正の整数）の周波数を含むと共にｎ倍の周波数の所定の範囲の周波数の波群をｎ倍波群とした場合に、生体ゆらぎの影響によって各ｎ倍波が周波数方向にガウシアン状に広がった場合であっても、広がった各ｎ倍波の強度をそれぞれｎ倍波群の強度とすることで、少なくとも１倍波群から３倍波群までの各相対血圧波形スペクトルの強度を含む相対血圧波形スペクトルの強度の和に基づき、最高最低血圧比を導き出すことができることに想到した。すなわち、上記形態に係る血圧比算出装置では、相対血圧波形スペクトルにおいて、脈拍に対応する周波数を含むと共に脈拍に対応する周波数の所定の範囲の周波数の波群を１倍波群とし、脈拍に対応する周波数のｎ倍（ｎは正の整数）の周波数を含むと共にｎ倍の周波数の所定の範囲の周波数の波群をｎ倍波群とした場合に、解析部は、少なくとも１倍波群から３倍波群までの各相対血圧波形スペクトルの強度を含む相対血圧波形スペクトルの強度の和に基づいて、最高最低血圧比を算出してもよい。また、上記形態に係る血圧比算出方法では、相対血圧波形スペクトルにおいて、脈拍に対応する周波数を含むと共に脈拍に対応する周波数の所定の範囲の周波数の波群を１倍波群とし、脈拍に対応する周波数のｎ倍（ｎは正の整数）の周波数を含むと共にｎ倍の周波数の所定の範囲の周波数の波群をｎ倍波群とした場合に、解析ステップでは、少なくとも１倍波群から３倍波群までの各相対血圧波形スペクトルの強度を含む相対血圧波形スペクトルの強度の和に基づいて、最高最低血圧比を算出してもよい。
【００１４】
上記形態に係る血圧比算出装置は、検査対象の相対血圧波形を取得し、取得した相対血圧波形を入力部に入力する取得部を更に備えてもよい。この場合、血圧比算出装置とは別個に相対血圧波形を取得する装置を設けることなく、相対血圧波形を入力部に容易に入力することができる。
【００１５】
上記形態に係る血圧比算出装置において、取得部は、生体の内部へ光を照射する照射装置と、生体の内部を透過した光を検出する光検出器と、を有してもよい。この場合、取得部が有する照射装置から照射された光であって生体の内部を透過した光を、当該取得部が有する光検出器で検出することにより、血圧比算出装置とは別個に相対血圧波形を取得するための信号を検出する装置を設けることなく、相対血圧波形を容易に取得することができる。
【００１６】
上記形態に係る血圧比算出装置は、相対血圧波形及び最高最低血圧比に基づいて、検査対象の血圧の絶対値の時間変化に対応する絶対血圧波形を算出する血圧波形算出部を更に備えてもよい。また、上記形態に係る血圧比算出方法は、相対血圧波形及び最高最低血圧比に基づいて、検査対象の血圧の絶対値の時間変化に対応する絶対血圧波形を算出する血圧波形算出ステップを更に含んでもよい。この場合、最高最低血圧比に基づいて例えば相対血圧波形を補正し、補正された相対血圧波形に基づき絶対血圧波形を算出することができる。これにより、相対血圧波形から絶対血圧波形を精度良く推定することができ、推定した絶対血圧波形に基づき、心血管系を簡便且つ十分に精度良く評価することが可能となる。
【００１７】
上記形態に係る血圧比算出装置は、最高最低血圧比に基づいて、検査対象の心機能の評価値を算出する心機能評価部を更に備えてもよい。また、上記形態に係る血圧比算出方法は、最高最低血圧比に基づいて、検査対象の心機能の評価値を算出する心機能評価ステップを更に含んでもよい。この場合、心機能を評価する指標として心機能の評価値が算出されるため、算出された評価値に基づき心血管系を簡便且つ十分に精度良く評価することができる。
【発明の効果】
【００１８】
本発明によれば、簡便且つ十分に精度良く心血管系を評価することができる血圧比算出装置、血圧比算出方法、血圧比算出プログラム、及びそのプログラムを記録する記録媒体が提供される。
【図面の簡単な説明】
【００１９】
【図１】本発明の第１実施形態に係る血圧比算出装置を含む絶対血圧波形算出システムを示す概略構成図である。
【図２】図１における処理部の機能ブロック図である。
【図３】図１における処理部のハードウェア構成を示す図である。
【図４】観血式カテーテル血圧計により計測した真の血圧波形を示すグラフである。
【図５】図５に示す血圧波形のパワースペクトルを示すグラフである。
【図６】麻酔薬によるカニクイザルの血圧の変動を示すグラフである。
【図７】最高最低血圧比と、血圧波形のスペクトル強度に基づく比との相関を示すグラフである。
【図８】生体揺らぎによる血圧波形のパワースペクトルの広がりを示すグラフである。
【図９】図８に示すパワースペクトルのスペクトル強度の有効幅を示す図である。
【図１０】絶対血圧波形算出システムにおける処理手順を示すフロー図である。
【図１１】本発明一実施形態にかかる血圧比算出プログラムの構成を示す図である。
【図１２】第２実施形態に係る心機能評価システムにおける機能ブロック図である。
【図１３】変形例に係る血圧比算出装置を示す概略構成図である。
【図１４】変形例に係る血圧比算出装置を示す概略構成図である。
【発明を実施するための形態】
【００２０】
以下、添付図面を参照して、本発明の実施形態について詳細に説明する。なお、説明において、同一要素又は同一機能を有する要素には、同一符号を用いることとし、重複する説明は省略する。
【００２１】
（第１実施形態）
まず、本発明の第１実施形態に係る血圧比算出装置を含む絶対血圧波形算出システムの概要を説明する。本実施形態に係る絶対血圧波形算出システムは、検査対象（被験者）の相対血圧波形から絶対血圧波形を算出するシステムである。相対血圧波形とは、被験者の相対的な血圧の時間変化に対応する情報である。相対血圧波形は、例えば、ＮＩＲＳ（Near Infra-Red Spectroscopy）装置、パルスオキシメータ、又はトノメータ等によって取得することができる。例えば、ＮＩＲＳ装置では、生体に光を照射し、その反射光の強度を検出することにより、生体の所定位置において生じる経時的な血液量の変化を、生体の表面から計測し、その結果を相対血圧波形（光電脈波）として取得する。パルスオキシメータでは、動脈血の酸素飽和度を計測し、その結果を相対血圧波形として取得する。トノメータでは、血圧変動による血管壁運動を利用し、橈骨動脈等に取り付けられた血圧センサによって動脈内圧の相対的な変化を計測し、その結果を相対血圧波形として取得する。また、相対血圧波形は、例えば、プレチスモグラフィー、電磁血流計、超音波血流計、又はレーザ血流計等で取得してもよい。本実施形態では、ＮＩＲＳ装置によって取得された光電脈波を相対血圧波形として用いる場合について説明する。
【００２２】
相対血圧波形は、動脈内の血圧の絶対値の時間変化を波形として捉えた血圧波形（以下、「真の血圧波形」ともいう）と対応関係を有しており、真の血圧波形とは値そのものは異なるが、その形状は真の血圧波形の形状と相似している。絶対血圧波形算出システムは、相対血圧波形に基づいて算出された被験者の最高血圧値と最低血圧値との比に対応する最高最低血圧比を算出し、算出した最高最低血圧比に基づき、相対血圧波形から絶対血圧波形を算出することにより、真の血圧波形を再生（再現）する。最高血圧値とは、収縮期において最高となる収縮期血圧値であり、最低血圧値とは、拡張期において最低となる拡張期血圧である。絶対血圧波形とは、血圧の絶対値（すなわち、血圧そのものの値）の時間変化に対応する情報であって、真の血圧波形に相当する波形である。
【００２３】
図１は、本発明の第１実施形態に係る血圧比算出装置を含む絶対血圧波形算出システムを示す概略構成図である。図２は、図１における処理部の機能ブロック図である。図１に示すように、絶対血圧波形算出システム１は、相対血圧波形取得装置１０（血圧比算出装置）と、コンピュータ２０と、を含んでいる。
【００２４】
相対血圧波形取得装置１０は、例えば近赤外分光法（ＮＩＲＳ）を用いて、被験者となる生体における相対血圧波形として光電脈波を相対血圧波形として取得する。また、相対血圧波形取得装置１０は、取得した相対血圧波形に基づき、被験者の最高最低血圧比を算出する。相対血圧波形取得装置１０としては、例えば携帯型近赤外線組織酸素モニタ装置が用いられる。相対血圧波形取得装置１０は、検出部１１（取得部）と、処理部３０と、を有している。
【００２５】
検出部１１は、相対血圧波形を取得するための信号を検出する。検出部１１は、被験者となる生体Ｈの表面（本実施形態では、手のひら）に接触するプローブ状を呈している。検出部１１は、光源１１ａ（照射装置）及び光検出器１１ｂ（図２参照）を有し、光源１１ａからの近赤外光を生体Ｈの表面から内部へ向かって照射すると共に、生体Ｈの内部からの反射光を光検出器１１ｂで検出する。これにより、検出部１１は、生体Ｈの内部を光が通過したときの吸光度を取得する。この吸光度は、生体Ｈにおける検出部１１が接触する位置での血液量に応じて変化するため、この吸光度の経時的な変化は、光電脈波に相当する。血液内において光を吸収する成分としては、例えば赤血球、赤血球に含まれるヘモグロビン、又は水分等が挙げられる。検出部１１は、光電脈波を検出し、相対血圧波形として取得する。検出部１１は、ケーブル１３により処理部３０と電気的に接続されており、取得した相対血圧波形を、ケーブル１３を介して処理部３０へ送信する。すなわち、検出部１１は、相対血圧波形を取得し、処理部３０へ当該相対血圧波形を入力する取得部である。
【００２６】
処理部３０は、検出部１１から相対血圧波形が入力される。処理部３０は、入力された相対血圧波形に基づき、所定の処理を行うことにより、最高最低血圧比を算出する。所定の処理の詳細については、後述する。なお、相対血圧波形は、血管の粘弾特性による影響を受けることが知られている。血管の粘弾特性とは、血管の粘弾性、すなわち血管における弾性及び粘性の両方の挙動を示す特性である。このため、血管の粘弾特性を示す粘弾特性補正値を用いて、入力された相対血圧波形を補正することで当該影響が低減された血圧相似波形を取得し、相対血圧波形としてこの血圧相似波形に基づき所定の処理を行うことにより、最高最低血圧比を算出してもよい。
【００２７】
また、処理部３０は、算出した最高最低血圧比を用いて、相対血圧波形から絶対血圧波形を算出する。処理部３０は、最高最低血圧比に基づき、相対血圧波形に対して倍率及び基準点等を補正する所定の処理を行うことで、絶対血圧波形を算出する。処理部３０は、算出した絶対血圧波形を、無線通信等によってコンピュータ２０に送信する。また、処理部３０は、絶対血圧波形と共に又はこれに代えて、算出した最高最低血圧比を無線通信等によってコンピュータ２０に送信してもよい。
【００２８】
処理部３０における所定の処理において、処理部３０は、被験者の血圧波形の特徴点と、最高最低血圧比とを用いて、相対血圧波形を補正することによって絶対血圧波形を算出する。本実施形態では、特徴点として例えばディクロティックノッチ点を用いた場合について説明する。ここで、ディクロティックノッチ点（以下、「ノッチ点」とする）とは、血液量の減少によって大動脈弁が閉じられることによって生じる血圧の変化点（重複切痕）である。大動脈弁が閉じる瞬間の血圧値は、所定の初期負荷の大きさのみに依存するため、ノッチ点の血圧値は、被験者の運動状態によらず、被験者毎に略一定であると仮定できる。この仮定に基づき、処理部３０は、予め算出又は測定された被験者の血圧波形におけるノッチ点の血圧値を当該処理に用いる。処理部３０は、例えばコンピュータ２０からの入力によって、予め算出又は測定された被験者の血圧波形におけるノッチ点の血圧値等のノッチ点を示す情報を取得する。なお、処理部３０における所定の処理の詳細については、後述する。
【００２９】
コンピュータ２０は、予め算出又は測定された被験者の血圧波形におけるノッチ点を示す情報を記憶しており、無線通信等によって当該ノッチ点を示す情報を処理部３０へ送信する。また、コンピュータ２０は、無線通信等によって処理部３０から絶対血圧波形を示す情報を受信する。コンピュータ２０は、ディスプレイ２０ａ等の表示部を有しており、受信した絶対血圧波形を示す情報、ディスプレイ２０ａ上に表示する。また、コンピュータ２０は、無線通信等によって処理部３０から最高最低血圧比を示す情報を受信してもよい。コンピュータ２０は、絶対血圧波形を示す情報と共に又はこれに代えて、受信した最高最低血圧比を示す情報をディスプレイ２０ａ上に表示してもよい。なお、コンピュータ２０と相対血圧波形取得装置１０とは、ケーブル等により電気的に接続されていてもよく、コンピュータ２０は、処理部３０からの情報を有線通信によって受信してもよい。
【００３０】
図２に示すように、処理部３０は、入力部３２と、周波数領域表現変換部（スペクトル生成部）３３と、最高最低血圧比算出部（解析部）３４と、絶対血圧波形再生部３５（血圧波形算出部）と、を有している。
【００３１】
入力部３２は、検出部１１から相対血圧波形Ｐ’が入力される。入力部３２は、入力された相対血圧波形Ｐ’の情報を周波数領域表現変換部３３及び絶対血圧波形再生部３５へ出力する。
【００３２】
周波数領域表現変換部３３は、入力部３２によって入力された相対血圧波形Ｐ’をフーリエ変換することにより、相対血圧波形スペクトルＰ’Ｆを生成するスペクトル生成部である。すなわち、周波数領域表現変換部３３は、時間領域表現で示された時間の関数である相対血圧波形Ｐ’を、周波数領域表現で示された周波数の関数である相対血圧波形スペクトルＰ’Ｆへと変換する。周波数領域表現変換部３３は、生成した相対血圧波形スペクトルＰ’Ｆの情報を、最高最低血圧比算出部３４へ出力する。なお、周波数領域表現変換部３３は、血管の粘弾特性を示す粘弾特性補正値を用いて、入力された相対血圧波形Ｐ’を補正することで血管の粘弾特性の影響が低減された血圧相似波形を取得し、相対血圧波形Ｐ’としてこの血圧相似波形をフーリエ変換することにより、相対血圧波形スペクトルを生成してもよい。
【００３３】
最高最低血圧比算出部３４は、周波数領域表現変換部３３によって生成された相対血圧波形スペクトルＰ’Ｆのうち、被験者の脈拍に対応する周波数以上の相対血圧波形スペクトルＰ’Ｆに基づいて、被験者の最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎを算出する。具体的には、最高最低血圧比算出部３４は、下記の数式（１）に基づき最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎを算出する。なお、数式（１）は、本発明者らが鋭意研究を重ねた結果、新たに見出した統計的に有意な対応関係を示す。当該対応関係及び数式（１）の詳細については、後述する。
【００３４】
【数１】
0006510913.tif 000002
ただし、数式（１）において、ｎは正の整数を示し、ｆ１は脈拍に対応する周波数を示し、ｆｎは脈拍に対応する周波数のｎ倍の周波数を示す。
【００３５】
以下、相対血圧波形スペクトルＰ’Ｆにおける脈拍に対応する周波数ｆ１の波を１倍波とし、１倍波の周波数ｆ１のｎ倍の周波数ｆｎの波をｎ倍波とする。脈拍に対応する周波数ｆ１とは、人体が取り得る脈拍に対応する周波数範囲であって、例えば０．５Ｈｚ〜３．７Ｈｚ程度である。なお、脈拍に対応する周波数ｆ１は、生体の持つ揺らぎによって、人体が取り得る脈拍に対応する周波数範囲（０．５Ｈｚ〜３．７Ｈｚ程度）内で変動し、これに伴い周波数ｆｎも変動する。上記数式（１）において、Ｐ’Ｆ（ｆ１）は、１倍波のスペクトル強度を示し、Ｐ’Ｆ（ｆｎ）は、ｎ倍波のスペクトル強度を示す。１倍波のスペクトル強度とは、例えば１倍波のスペクトル強度のピーク値であり、ｎ倍波のスペクトル強度とは、例えばｎ倍波のスペクトル強度のピーク値である。
【００３６】
最高最低血圧比算出部３４は、上記数式（１）に基づき、相対血圧波形スペクトルＰ'Ｆにおける１倍波以上のスペクトル強度の各ピーク値の和と、相対血圧波形スペクトルＰ'Ｆにおける１倍波のスペクトル強度のピーク値との比を算出することにより、最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎとを算出する。最高最低血圧比算出部３４は、上記数式（１）により最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎを算出する場合、例えばＮ＝３としてもよい。すなわち少なくとも１倍波から３倍波までのスペクトル強度のピーク値を用いてもよい。また、Ｎ＝６としてもよい。すなわち、１倍波から６倍波までのスペクトル強度のピーク値を用いてもよい。また、より具体的には、相対血圧波形スペクトルＰ’Ｆにおいて３０Ｈｚよりも高い周波数の成分はノイズであるため、このようなノイズまで算出結果に反映しないように３０Ｈｚ以下のスペクトル強度のピーク値を用いてもよく、好ましくは２０Ｈｚ以下のスペクトル強度のピーク値を用いてもよい。最高最低血圧比算出部３４は、算出した最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎを、絶対血圧波形再生部３５へ出力する。なお、最高最低血圧比算出部３４は、算出した最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎを、コンピュータ２０へ出力してもよい。
【００３７】
また、最高最低血圧比算出部３４は、１倍波群以上の各相対血圧波形スペクトルの強度の和に基づいて、最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎを算出してもよい。具体的に、最高最低血圧比算出部３４は、下記の数式（２）に基づき最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎを算出してもよい。なお、数式（２）は、本発明者らが鋭意研究を重ねた結果、新たに見出した統計的に有意な対応関係を示す。当該対応関係及び数式（２）の詳細については、後述する。
【数２】
0006510913.tif 000003
ただし、数式（２）において、ｎは正の整数を示し、ｆ１は脈拍に対応する周波数を示し、ｆｎは脈拍に対応する周波数のｎ倍の周波数を示す。
【００３８】
以下、脈拍に対応する周波数ｆ１を含むと共に脈拍に対応する周波数ｆ１の所定の範囲の周波数の波群を、１倍波群とする。より具体的には、１倍波群とは、例えば１倍波のスペクトル強度のピーク値を中心とした所定の有効幅の範囲のスペクトルである。１倍波群のスペクトル強度とは、例えば所定の有効幅でのスペクトル強度の積分値である。また、脈拍に対応する周波数ｆ１のｎ倍の周波数ｆｎを含むと共にｎ倍の周波数ｆｎの所定の範囲の周波数の波群をｎ倍波群とする。より具体的には、ｎ倍波群とは、例えばｎ倍波のスペクトル強度のピーク値を中心とした所定の有効幅の範囲のスペクトルである。ｎ倍波群のスペクトル強度とは、例えば所定の有効幅でのスペクトル強度の積分値である。なお、所定の有効幅の具体例については、図９を参照して後述する。
【００３９】
最高最低血圧比算出部３４は、上記数式（２）に基づき、相対血圧波形スペクトルＰ'Ｆにおける１倍波群以上のスペクトル強度の各ピーク値の和と、相対血圧波形スペクトルＰ'Ｆにおける１倍波群のスペクトル強度のピーク値との比を算出することにより、最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎとを算出してもよい。最高最低血圧比算出部３４は、上記の数式（２）において、Ｎ＝３としてもよい。すなわち少なくとも１倍波群から３倍波群までのスペクトル強度の積分値を用いてもよい。また、Ｎ＝６としてもよい。すなわち１倍波群から６倍波群までのスペクトル強度の積分値を用いてもよい。また、より具体的には、相対血圧波形スペクトルＰ’Ｆにおいて３０Ｈｚよりも高い周波数の成分はノイズであるため、このようなノイズまで算出結果に反映しないように３０Ｈｚ以下のスペクトル強度の積分値を用いてもよく、好ましくは２０Ｈｚ以下のスペクトル強度の積分値を用いてもよい。
【００４０】
絶対血圧波形再生部３５は、最高最低血圧比算出部３４によって算出された最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎに基づき、絶対血圧波形を算出する。ここで、相対血圧波形Ｐ’は、真の血圧波形とは値そのものは異なるが、その形状は真の血圧波形の形状と相似している。相対血圧波形Ｐ’は、真の血圧波形における拡張期血圧である最低血圧値ＰＴｍｉｎに対応した最低点と、真の血圧波形における収縮期血圧である最高血圧値ＰＴｍａｘに対応した最高点と、真の血圧波形における特徴点（ノッチ点）に対応した基準点とを有している。相対血圧波形Ｐ’における最低点は、例えば相対血圧波形Ｐ’において波形強度が最も小さくなる点として検出され、相対血圧波形Ｐ’における最高点は、例えば相対血圧波形Ｐ’において波形強度が最も大きくなる点として検出される。相対血圧波形Ｐ’における基準点は、真の血圧波形における重複切痕に対応し、波形の変化点を示すため、例えば極値を検出する方法と同様にして検出することができる。なお、相対血圧波形Ｐ’を時間微分することにより、基準点をより明瞭にして検出し易くしてもよい。
【００４１】
まず、絶対血圧波形再生部３５は、入力部３２から出力された相対血圧波形Ｐ’に対し、最高最低血圧比算出部３４によって算出された最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎに基づいて倍率を補正する。具体的には、絶対血圧波形再生部３５は、相対血圧波形Ｐ’における最低点と最高点とを検出し、検出された最低点と最高点との比を算出し、当該比が最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎに略等しくなるように、相対血圧波形Ｐ’に対して加算係数を加えたり、乗算係数を乗じたりすることで、相対血圧波形Ｐ’における倍率を補正する。これにより、倍率補正相対血圧波形が算出される。
【００４２】
次に、絶対血圧波形再生部３５は、コンピュータ２０からの出力によりノッチ点の血圧値を取得し、当該ノッチ点の血圧値によって、上述のように倍率補正が行われた倍率補正相対血圧波形における基準点を補正し、絶対血圧波形を算出する。具体的には、絶対血圧波形再生部３５は、倍率補正相対血圧波形における基準点を検出し、検出された基準点の波形値がノッチ点の血圧値と略等しくなるように、倍率補正相対血圧波形に対して加算係数を加えたり、乗算係数を乗じたりすることで、倍率補正相対血圧波形における基準点を補正する。例えば、ノッチ点の血圧値が約９０ｍｍＨｇである場合には、倍率補正相対血圧波形において検出された基準点の波形値が約９０ｍｍＨｇとなるように補正される。これにより、絶対血圧波形ＰＴが算出される。絶対血圧波形再生部３５は、算出した絶対血圧波形ＰＴを、コンピュータ２０に出力する。
【００４３】
次に、図３を参照して、処理部３０のハードウェア構成を説明する。図３は、図１における処理部３０のハードウェア構成を示す。図３に示すように、処理部３０は、物理的には、プロセッサであるＣＰＵ（Central Processing Unit）３０１、記録媒体であるＲＡＭ（RandomAccess Memory）３０２又はＲＯＭ（Read Only Memory）３０３、無線通信モジュール３０４、アンテナ３０５、及び入出力モジュール３０６等を含んだコンピュータ等であり、各々は電気的に接続されている。上述した処理部３０の各機能は、ＣＰＵ３０１及びＲＡＭ３０２等のハードウェア上に血圧比算出プログラム等を読み込ませることにより、ＣＰＵ３０１の制御のもとで、無線通信モジュール３０４、アンテナ３０５、及び入出力モジュール３０６等を動作させるとともに、ＲＡＭ３０２におけるデータの読み出し及び書き込みを行うことで実現される。なお、処理部３０は、ディスプレイ又は操作モジュール等を含んでいてもよい。
【００４４】
次に、本発明者らが発見した上記の数式（１）に示す対応関係について、詳細に説明する。
【００４５】
図４は、観血式カテーテル血圧計により計測した真の血圧波形を示すグラフである。図４の横軸は時間［ｓ］を示し、図４の縦軸は血圧［ｍｍＨｇ］を示す。図４に示すグラフにおいて、最高血圧値ＰＴｍａｘは約１３０ｍｍＨｇを示し、最低血圧値ＰＴｍｉｎは約７０ｍｍＨｇを示す。よって、最高血圧値ＰＴｍａｘと最低血圧値ＰＴｍｉｎとの比、すなわち最高最低血圧比は、約１．８６である。血圧波形は、主に脈拍に対応する周波数ｆ１の１倍波（主波）と、その周波数ｆ１より大きい周波数ｆｎのｎ倍波とで構成されており、図４に示す血圧波形をフーリエ変換すると、図５に示すようなパワースペクトルが得られる。
【００４６】
図５は、図４に示す血圧波形をフーリエ変換して得られるパワースペクトルを示すグラフである。当該パワースペクトルは１倍波のスペクトル強度によって規格化されており、図５の横軸は周波数［Ｈｚ］を示し、図５の縦軸はスペクトル強度を示す。本発明者らは、鋭意研究を重ねた結果、図５に示すパワースペクトルにおいて、１倍波以上のｎ倍波のスペクトルの強度の和と１倍波のスペクトルの強度との比（以下、「スペクトル強度に基づく比」とも称する）は、図４に示す血圧波形から得られる最高最低血圧比に略等しくなることを新に見出した。具体的に、図５に示すパワースペクトルにおいて、１倍波以上のｎ倍波のスペクトル強度の和は、１．００＋０．４９＋０．２０＋０．１６＝１．８５である。よって、１倍波以上のｎ倍波のスペクトル強度の和と１倍波のスペクトル強度との比は、１．８５であり、真の血圧波形における最高血圧値ＰＴｍａｘと最低血圧値ＰＴｍｉｎとの比である約１．８６に略等しい。この対応関係は、上記の数式（１）により示すことができる。
【００４７】
本発明者らは、上記の数式（１）に示す対応関係が、次の実験により統計的に有意であることを確認している。本発明者らは、カニクイザルに対して足の動脈に観血式血圧計を設置した状態で、濃度の異なるイソフルラン麻酔薬をカニクイザルに与えて血圧を変動させながら、カニクイザルの血圧の変動を示す血圧波形を継続的に測定した。図６に、麻酔薬によるカニクイザルの血圧の変動を示す。図６の横軸は時間を示し、図６の縦軸は血圧を示す。
【００４８】
そして、測定された血圧波形のうち異なる時間帯のデータを複数抽出し、抽出したデータから求めた最高血圧と最低血圧との比と、血圧波形をフーリエ変換して得たスペクトル強度に基づく比との関係を図７のグラフに示すようにプロットすることで、これらの相関関係を確かめた。図７の横軸は、カニクイザルに対して行った実験により求めた最高最低血圧比を示し、図７の縦軸は、血圧波形をフーリエ変換して得たスペクトル強度に基づく比を示す。図７に示すように、血圧波形をフーリエ変換して得たスペクトル強度に基づく比は、カニクイザルに対して行った実験により求めた最高血圧と最低血圧との比の±５％の範囲内に収まっていることが確認された。
【００４９】
以上より、上記数式（１）で示す対応関係が統計的に有意であることが示された。
【００５０】
なお、上記の数式（１）で示す関係性の精度は、フーリエ変換の周波数分解能に依存する。１つの脈波を考えるとき、理想的には脈拍に対応する周波数の整数倍以外の周波数の波は存在しない。しかし、複数の脈波を考える場合、生体揺らぎにより、脈拍に対応する周波数の整数倍以外の周波数の波が含まれる。
【００５１】
フーリエ変換による周波数分解能は、原理上、変換前の時間波形の長さに依存するが、実際に測定された時間波形は有限の長さであるため、時間波形のスペクトルを周波数別に完全に分離することはできない。各整数倍波のスペクトルにはその周辺の整数倍以外の波のスペクトルが含まれる。周波数分解能が高いほど、整数倍以外の波を除去することができ、上記の数式（１）で示す関係性の精度が上がる。逆に周波数分解能が低いほど整数倍以外の波の影響を受け、精度が下がる。なお、フーリエ変換の周波数分解能によって精度の違いはあるが、上記の数式（１）で示す対応関係は、統計的に有意に保たれる。
【００５２】
図８は、生体揺らぎによる血圧波形のパワースペクトルの広がりを示すグラフである。図８の横軸は周波数［Ｈｚ］を示し、図８の縦軸はスペクトル強度を示す。図８のグラフ１０ａは、生体揺らぎを無視した理想的な血圧波形のパワースペクトルを示し、図８のグラフ１０ｂは、生体揺らぎにより整数倍以外の波が含まれた血圧波形のパワースペクトルを示す。生体揺らぎにより整数倍以外の波が含まれた血圧波形のパワースペクトルを示すグラフ１０ｂは、生体揺らぎを無視した理想的な血圧波形のパワースペクトルを示すグラフ１０ａに比べて、各ピークの山が幅広となっている。
【００５３】
本発明者らは、このように生体揺らぎにより整数倍以外の波が含まれた血圧波形のパワースペクトルにおいて、１倍波群以上のｎ倍波群の各スペクトル強度の和と１倍波群のスペクトル強度との比が、最高血圧値ＰＴｍａｘと最低血圧値ＰＴｍｉｎとの比に略等しいことを見出した。すなわち、上記の数式（２）で示す対応関係が成り立つことを見出した。
【００５４】
上記の数式（２）に示す対応関係が成り立つことにより、上述したように、各ピーク値を含んだ所定の有効幅でのスペクトル強度の積分値から最高最低血圧比を求めることができる。ここで、所定の有効幅とは、例えば図９の（ａ）に示すようにｎ倍波のスペクトル強度のピーク値の半値となる周波数幅Ｗ１であってもよいし、例えば図９の（ｂ）に示すように隣り合うｎ倍波の周波数間の中心で区切った周波数幅Ｗ２であってもよい。なお、血圧比算出装置の機器特性又は生体揺らぎ等を考慮し、最適な周波数分解能又はスペクトル群の有効幅を適宜設定してもよい。
【００５５】
次に、図１０のフローチャートを参照して、本実施形態に係る相対血圧波形取得装置１０を含んだ絶対血圧波形算出システム１によって、最高最低血圧比を算出し、当該最高最低血圧比に基づき、絶対血圧波形を算出する処理手順を説明する。
【００５６】
なお、本処理の前提として、被験者の血圧波形におけるノッチ点を示す情報が予めコンピュータ２０に記録されている。コンピュータ２０と相対血圧波形取得装置１０の処理部３０との間で無線通信による接続が確立されると、コンピュータ２０から絶対血圧波形再生部３５へ、被験者のノッチ点を示す情報が送信される。これにより、絶対血圧波形再生部３５は、被験者のノッチ点の血圧値を取得する。
【００５７】
図１０に示すように、まず、入力部３２によって、検出部１１からの信号に基づき相対血圧波形Ｐ’が入力される（Ｓ１：入力ステップ）。続いて、周波数領域表現変換部３３は、Ｓ１にて取得された相対血圧波形Ｐ’に対してフーリエ変換を行い、相対血圧波形スペクトルＰ’Ｆを算出する（Ｓ２：スペクトル生成ステップ）。続いて、最高最低血圧比算出部３４は、Ｓ２にて算出された相対血圧波形スペクトルＰ’Ｆに基づき、上記の数式（１）又は数式（２）に基づき、最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎを算出する（Ｓ３：解析ステップ）。以上のＳ１〜Ｓ３の処理により、最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎが算出される。
【００５８】
続いて、絶対血圧波形再生部３５は、Ｓ１〜Ｓ３により算出された最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎに基づき、Ｓ４及びＳ５の補正処理を行うことによって、絶対血圧波形ＰＴを算出する。絶対血圧波形再生部３５は、まず、Ｓ１にて入力された相対血圧波形Ｐ’に対し、倍率の補正を行う（Ｓ４：絶対血圧波形算出ステップ）。すなわち、絶対血圧波形再生部３５は、相対血圧波形Ｐ’における最低点と最高点とを検出し、検出された最低点と最高点との比を算出し、当該比が最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎに略等しくなるように、相対血圧波形Ｐ’に対して加算係数を加えたり、乗算係数を乗じたりすることで、相対血圧波形Ｐ’における倍率を補正する。これにより、倍率補正相対血圧波形が算出される。
【００５９】
続いて、絶対血圧波形再生部３５は、Ｓ４にて算出された倍率補正相対血圧波形に対し、基準点の補正を行う（Ｓ５：絶対血圧波形算出ステップ）。すなわち、絶対血圧波形再生部３５は、Ｓ４にて算出された倍率補正相対血圧波形における基準点を検出し、検出された基準点の波形値が、コンピュータ２０から取得された上述のノッチ点と略等しくなるように、倍率補正相対血圧波形に対して加算係数を加えたり、乗算係数を乗じたりすることで、倍率補正相対血圧波形における基準点を補正する。これにより、絶対血圧波形ＰＴが算出され、処理が終了する。なお、Ｓ５にて算出された絶対血圧波形ＰＴを示す情報は、処理部３０からコンピュータ２０へ送信されることにより、コンピュータ２０のディスプレイ２０ａ等に表示されてもよい。
【００６０】
次に、図１１を参照して、コンピュータを上記相対血圧波形取得装置１０として機能させるための血圧比算出プログラムを説明する。
【００６１】
血圧比算出プログラムＰ１は、メインモジュールＰ１０、入力モジュールＰ１５、周波数領域表現変換モジュールＰ１６、最高最低血圧比算出モジュールＰ１７、及び絶対血圧波形再生モジュールＰ１８を備えている。
【００６２】
メインモジュールＰ１０は、血圧比算出処理を統括的に制御する部分である。入力モジュールＰ１５、周波数領域表現変換モジュールＰ１６、最高最低血圧比算出モジュールＰ１７、及び絶対血圧波形再生モジュールＰ１８を実行することにより実現される機能は、それぞれ、相対血圧波形取得装置１０の入力部３２、周波数領域表現変換部３３、最高最低血圧比算出部３４、及び絶対血圧波形再生部３５の機能と同様である。
【００６３】
血圧比算出プログラムＰ１は、例えば、ＣＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤもしくはＲＯＭ等の記録媒体または半導体メモリによって提供される。また、血圧比算出プログラムＰ１は、搬送波に重畳されたコンピュータデータ信号としてネットワークを介して提供されてもよい。
【００６４】
以上、本実施形態に係る相対血圧波形取得装置１０（血圧比算出装置）、血圧比算出方法、血圧比算出プログラムＰ１、及びそのプログラムを記録する記録媒体によれば、相対血圧波形Ｐ’をフーリエ変換することによって生成される相対血圧波形スペクトルＰ’Ｆに基づいて、被験者の最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎが算出される。算出された最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎは、相対血圧波形と絶対的な血圧又は血圧波形等との関係性の一つを示すため、当該最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎを用いて、相対血圧波形Ｐ’から絶対血圧波形ＰＴを算出することができる。したがって、相対血圧波形Ｐ’に基づいて最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎが算出されることにより、心血管系を簡便且つ精度良く評価することが可能となる。
【００６５】
最高最低血圧比算出部３４によれば、１倍波以上の相対血圧波形スペクトルＰ’Ｆに基づいて、最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎを算出することができる。例えば、最高最低血圧比算出部３４は、少なくとも１倍波から３倍波までの各相対血圧波形スペクトルＰ’Ｆの強度を含む相対血圧波形スペクトルＰ’Ｆの強度の和に基づいて、最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎを算出することができる。また、最高最低血圧比算出部３４は、少なくとも１倍波群から３倍波群までの各相対血圧波形スペクトルＰ’Ｆの強度を含む相対血圧波形スペクトルＰ’Ｆの強度の和に基づいて、最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎを算出することができる。
【００６６】
さらに、相対血圧波形取得装置１０は、被験者の相対血圧波形Ｐ’を取得し、取得した相対血圧波形Ｐ’を入力部３２に入力する検出部１１を備えているため、相対血圧波形取得装置１０とは別個に相対血圧波形Ｐ’を取得する装置を設けることなく、相対血圧波形Ｐ’を入力部３２に容易に入力することができる。
【００６７】
さらに、相対血圧波形取得装置１０によれば、検出部１１が有する光源１１ａから照射された光であって生体Ｈの内部を透過した光を、当該検出部１１が有する光検出器１１ｂで検出することにより、相対血圧波形取得装置１０とは別個に相対血圧波形Ｐ’を取得するための信号を検出する装置を設けることなく、相対血圧波形Ｐ’を容易に取得することができる。
【００６８】
また、相対血圧波形取得装置１０によれば、最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎに基づいて相対血圧波形Ｐ’が補正され、補正された相対血圧波形Ｐ’に基づき絶対血圧波形が算出される。これにより、相対血圧波形Ｐ’から絶対血圧波形ＰＴを精度良く推定することができ、推定された絶対血圧波形ＰＴに基づき、心血管系を簡便且つ十分に精度良く評価することが可能となる。
【００６９】
（第２実施形態）
次に、第２実施形態に係る血圧比算出装置を含む心機能評価システムの概要について説明する。心機能とは、人間のそれぞれに固有の特性であり、また、環境によって変化する。心機能を評価する指標としては、最高血圧値と最低血圧値との差、又は脈圧等があり、脈圧は、最高最低血圧比と相関がある。この相関関係によれば、心機能を最高最低血圧比に基づき評価することができる。そこで、本実施形態に係る心機能評価システムでは、光電脈波等の相対血圧波形から絶対血圧波形の最高最低血圧比を求め、この最高最低血圧比に基づき、心機能を評価する。
【００７０】
図１２は、第２実施形態に係る心機能評価システムにおける機能ブロック図である。図１２に示すように、本実施形態に係る心機能評価システム１Ａは、相対血圧波形取得装置１０Ａと、コンピュータ２０Ａ（血圧比算出装置）と、を含んでいる。相対血圧波形取得装置１０Ａは、例えば、ＮＩＲＳ（Near Infra-Red Spectroscopy）装置、パルスオキシメータ、トノメータ、プレチスモグラフィー、電磁血流計、超音波血流計、又はレーザ血流計等によって構成されており、相対血圧波形Ｐ’を取得する。相対血圧波形取得装置１０Ａは、取得した相対血圧波形Ｐ’をコンピュータ２０Ａへ入力する。なお、本実施形態に係るコンピュータ２０Ａのハードウェア構成は、図３で示すハードウェア構成と同様の構成によって実現される。以下、コンピュータ２０Ａの機能的な構成について詳細に説明する。
【００７１】
本実施形態に係るコンピュータ２０Ａは、入力部２１と、周波数領域表現変換部２２と、最高最低血圧比算出部２３と、心機能評価部２４と、を有する。入力部２１は、相対血圧波形取得装置１０Ａから相対血圧波形Ｐ’が入力される。入力部２１は、入力された相対血圧波形Ｐ’の情報を周波数領域表現変換部２２へ出力する。
【００７２】
周波数領域表現変換部２２は、入力部２１によって入力された相対血圧波形Ｐ’をフーリエ変換することにより、相対血圧波形スペクトルＰ’Ｆを生成するスペクトル生成部である。すなわち、周波数領域表現変換部２２は、第１実施形態に係る周波数領域表現変換部３３と同様、時間領域表現で示された時間の関数である相対血圧波形Ｐ’を、周波数領域表現で示された周波数の関数である相対血圧波形スペクトルＰ’Ｆへと変換する。周波数領域表現変換部２２は、生成した相対血圧波形スペクトルＰ’Ｆの情報を、最高最低血圧比算出部２３へ出力する。
【００７３】
最高最低血圧比算出部２３は、周波数領域表現変換部２２によって生成された相対血圧波形スペクトルＰ’Ｆのうち、被験者の脈拍に対応する周波数以上の相対血圧波形スペクトルＰ’Ｆに基づいて、被験者の最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎを算出する。具体的には、最高最低血圧比算出部２３は、第１実施形態に係る最高最低血圧比算出部３４と同様、上記の数式（１）又は（２）に基づき最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎを算出する。最高最低血圧比算出部２３は、算出した最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎを、心機能評価部２４へ出力する。
【００７４】
心機能評価部２４は、最高最低血圧比算出部２３によって算出された最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎに基づき、心機能の評価値を算出し、当該心機能の評価値を出力する。心機能の評価値は、例えば測定開始時における最高最低血圧比からの変化量であってもよく、予め統計データに基づいて作成された心拍出量と最高最低血圧比との関係に基づき算出される値であってもよい。心機能評価部２４は、コンピュータ２０Ａのディスプレイ上に心機能の評価値を表示させてもよい。
【００７５】
なお、本実施形態に係るコンピュータ２０Ａを含んだ心機能評価システム１Ａによって、最高最低血圧比を算出する処理手順は、上記第１実施形態に係るＳ１〜Ｓ３の処理と同様である。心機能評価部２４は、Ｓ１〜Ｓ３と同様の処理により算出された最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎに基づき、心機能の評価値を算出して、当該心機能の評価値を出力する（心機能評価ステップ）。これにより、心機能評価システム１Ａにおける処理が終了する。
【００７６】
また、コンピュータを本実施形態に係るコンピュータ２０Ａとして機能させるための血圧比算出プログラムは、上記第１実施形態に係る血圧比算出プログラムＰ１と同様であり、メインモジュールＰ１０、入力モジュールＰ１５、周波数領域表現変換モジュールＰ１６、及び最高最低血圧比算出モジュールＰ１７を備えると共に、絶対血圧波形再生モジュールＰ１８に代えて、心機能評価モジュールを備えている。心機能評価モジュールを実行することにより実現される機能は、心機能評価部２４の機能と同様である。
【００７７】
以上、本実施形態においても、相対血圧波形Ｐ’をフーリエ変換することによって生成される相対血圧波形スペクトルＰ’Ｆに基づいて、被験者の最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎが算出される。よって、算出された最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎを心機能の評価指標として用いることができる。したがって、相対血圧波形Ｐ’に基づいて最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎが算出されることにより、心血管系を簡便且つ精度良く評価することが可能となる。
【００７８】
さらに、本実施形態に係る心機能評価システム１Ａでは、心機能を評価する指標として心機能の評価値が取得されるため、取得した評価値に基づき心血管系を簡便且つ十分に精度良く評価することができる。
【００７９】
以上、本発明の種々の実施形態について説明したが、本発明は上記実施形態に限定されるものではなく、各請求項に記載した要旨を変更しない範囲で変形し、又は他に適用してもよい。
【００８０】
例えば、上記第１実施形態に係る絶対血圧波形算出システム１では、相対血圧波形取得装置１０が血圧比算出装置であるとしたが、これに限られない。例えば、絶対血圧波形算出システム１において、相対血圧波形取得装置１０に加えコンピュータ２０を含めた構成が血圧比算出装置であるとしてもよく、相対血圧波形取得装置１０に代えてコンピュータ２０が血圧比算出装置であるとしてもよい。コンピュータ２０が血圧比算出装置である場合には、上述した処理部３０における各機能をコンピュータ２０が有している。また、例えば、絶対血圧波形算出システム１において、コンピュータ２０と処理部３０とが一体的に構成されていてもよい。
【００８１】
上記第２実施形態に係る心機能評価システム１Ａでは、コンピュータ２０Ａが血圧比算出装置であるとしたが、これに限られない。例えば、心機能評価システム１Ａにおいて、コンピュータ２０Ａに加え相対血圧波形取得装置１０Ａを含めた構成が血圧比算出装置であるとしてもよく、コンピュータ２０Ａに代えて相対血圧波形取得装置１０Ａが血圧比算出装置であるとしてもよい。相対血圧波形取得装置１０Ａが血圧比算出装置である場合には、上述したコンピュータ２０Ａにおける各機能を相対血圧波形取得装置１０Ａが有している。
【００８２】
また、絶対血圧波形算出システム１で算出される最高最低血圧比は、絶対血圧波形を算出するためだけでなく、例えば心機能の評価等に用いられてもよく、心機能評価システム１Ａで算出される最高最低血圧比は、心機能を評価するためだけでなく、例えば絶対血圧波形の算出等に用いられてもよい。また、上記の絶対血圧波形算出システム１又は心機能評価システム１Ａで算出される最高最低血圧比は、絶対血圧波形の算出又は心機能の評価等のために限られず、その他の種々の心血管系の評価に用いられてもよい。
【００８３】
また、例えば図１３に示すように、スマートフォン等の通信端末４０として血圧比算出装置を構成してもよい。スマートフォン等の通信端末は、プロセッサや記憶媒体等を備えたコンピュータに含まれる。この場合、通信端末４０は、血圧比算出装置の機能として、例えば上述した相対血圧波形取得装置１０又はコンピュータ２０Ａの各機能と同様の機能を有している。また、通信端末４０は、相対血圧波形取得装置１０の各機能に加えてコンピュータ２０の各機能を有していてもよく、又、相対血圧波形取得装置１０Ａの各機能に加えてコンピュータ２０Ａの各機能を有していてもよい。すなわち、第１実施形態に係る相対血圧波形取得装置１０の各機能とコンピュータ２０の各機能とが一体的な構成で実現されていてもよく、又、第２実施形態に係るコンピュータ２０Ａの各機能と相対血圧波形取得装置１０Ａの各機能とが一体的な構成で実現されていてもよい。
【００８４】
なお、通信端末４０は、光源としてフラッシュランプ１６（照射装置）と、光検出器としてカメラ１７とを有している。フラッシュランプ１６及びカメラ１７は、例えば通信端末４０が元々有する機能である。本変形例において、フラッシュランプ１６とカメラ１７との両方に被験者となる生体の表面（例えば、指）が置かれた状態で、フラッシュランプ１６から光が生体の表面から内部へ向かって照射される。そして、生体からの反射光がカメラ１７で検出され、相対血圧波形として取得される。このように、通信端末４０が元々有する機能が、相対血圧波形を取得する取得部としての機能を兼ねることができる。また、通信端末４０は、フラッシュランプ１６及びカメラ１７とは別に、相対血圧波形を取得するための光源及び光検出器を備えてもよい。また、タブレットコンピュータ等もプロセッサや記憶媒体等を備えたコンピュータに含まれ、通信端末４０の代わりにタブレットコンピュータ等を用いてもよい。
【００８５】
また、例えば図１４に示すように、相対血圧波形取得装置として、検出部１１と処理部３０とを一体化させた相対血圧波形取得装置１０Ｃを用いてもよい。相対血圧波形取得装置１０Ｃは、生体Ｈの表面に取り付けられており、例えば通信部１４と、処理部３０と、電源部１５と、光源１１ａ及び光検出器１１ｂを有する検出部１１と、を一体的に有している。
【００８６】
また、被験者となる生体の表面は手のひら又は指以外でもよく、額、上腕、首、又は耳たぶ等でもよい。
【符号の説明】
【００８７】
１０，１０Ｃ…相対血圧波形取得装置（血圧比算出装置）、１０Ａ…相対血圧波形取得装置（取得部）、１１…検出部（取得部）、１１ａ…光源（照射装置）、１１ｂ…光検出器、１６…フラッシュランプ（照射装置）、１７…カメラ（光検出器）、２０Ａ…コンピュータ（血圧比算出装置）、２１，３２…入力部、２２，３３…周波数領域表現変換部（スペクトル生成部）、２３，３４…最高最低血圧比算出部（解析部）、２４…心機能評価部、３５…絶対血圧波形再生部（血圧波形算出部）、４０…通信端末（血圧比算出装置）、Ｈ…生体（検査対象）、Ｐ１…血圧比算出プログラム。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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