(57)【要約】  高精度に血圧を判定するために、本発明の血圧判定装置は、特定の期間における圧力信号と、特定の期間において圧力信号に係る圧力に起因して測定される脈波信号に基づき、脈波信号が所定の条件を満たす複数のタイミングと、タイミングの差分を表す期間と、期間における圧力信号の圧力値とを算出し、期間と圧力値を関連づける脈波情報を算出する脈波算出手段と、動脈粘弾性指標に基づいて脈波情報から特定のデータ範囲を抽出するデータ抽出手段と、データ範囲における圧力値および期間の対応関係から拡張期血圧を判定する血圧判定手段と、を備える。
2016031196.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
特定の期間における圧力信号と、前記特定の期間において前記圧力信号に係る圧力に起因して測定される脈波信号に基づき、前記脈波信号が所定の条件を満たす複数のタイミングと、前記タイミングの差分を表す期間と、前記期間における前記圧力信号の圧力値とを算出し、前記期間と前記圧力値を関連づける脈波情報を算出する脈波算出手段と、
動脈粘弾性指標に基づいて前記脈波情報から特定のデータ範囲を抽出するデータ抽出手段と、
前記データ範囲における圧力値および期間の対応関係から拡張期血圧を判定する血圧判定手段と
を備えることを特徴とする血圧判定装置。
【請求項２】
前記動脈粘弾性指標は、前記脈波情報の所定データ範囲における前記圧力値に対する前記期間の増加割合であることを特徴とする、請求項１記載の血圧判定装置。
【請求項３】
前記データ範囲は、前記動脈粘弾性指標の絶対値が極大となる圧迫圧力範囲に関連づけられた脈波情報であることを特徴とする請求項１または２記載の血圧判定装置。
【請求項４】
前記データ範囲は、前記動脈粘弾性指標の絶対値が所定の閾値を上回る圧迫圧力範囲に関連づけられた脈波情報であることを特徴とする請求項１または２記載の血圧判定装置。
【請求項５】
前記データ範囲は、前記動脈粘弾性指標の絶対値の最大値に対して所定の動脈粘弾性指標である圧迫圧力範囲に関連づけられた脈波情報であることを特徴とする請求項１または２記載の血圧判定装置。
【請求項６】
前記血圧判定手段は、前記データ範囲における圧力値および期間の対応関係から期間が所定条件を満たす圧力値を外挿し、外挿した圧力値を拡張期血圧として判定することを特徴とする請求項１〜５のいずれか１項に記載の血圧判定装置。
【請求項７】
前記対応関係は、線形関係であることを特徴とする請求項１〜６のいずれか１項に記載の血圧判定装置。
【請求項８】
被測定部位の圧迫圧力を計測する圧力計測手段を備え、計測した前記圧迫圧力が圧力信号として入力される請求項１〜７のいずれか１項に記載の血圧判定装置を備えることを特徴とする血圧測定装置。
【請求項９】
特定の期間における圧力信号と、前記特定の期間において前記圧力信号に係る圧力に起因して測定される脈波信号に基づき、前記脈波信号が所定の条件を満たす複数のタイミングと、前記タイミングの差分を表す期間と、前記期間における前記圧力信号の圧力値とを算出し、前記期間と前記圧力値を関連づける脈波情報を算出し、
動脈粘弾性指標に基づいて前記脈波情報から特定のデータ範囲を抽出し、
前記データ範囲における圧力値および期間の対応関係から拡張期血圧を判定する
ことを特徴とする血圧判定方法。
【請求項１０】
特定の期間における圧力信号と、前記特定の期間において前記圧力信号に係る圧力に起因して測定される脈波信号に基づき、前記脈波信号が所定の条件を満たす複数のタイミングと、前記タイミングの差分を表す期間と、前記期間における前記圧力信号の圧力値とを算出し、前記期間と前記圧力値を関連づける脈波情報を算出する脈波算出機能と、
動脈粘弾性指標に基づいて前記脈波情報から特定のデータ範囲を抽出するデータ抽出機能と、
前記データ範囲における圧力値および期間の対応関係から拡張期血圧を判定する血圧判定機能と
をコンピュータに実行させるための血圧判定プログラムを記録した記録媒体。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、血圧を判定する血圧判定装置、血圧判定方法、血圧判定プログラムを記録した記録媒体、及び血圧測定装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
生体の血圧を非観血式（Non Invasive）に測定する方法として、カフ（cuff）等の圧迫部を生体における特定部位に装着し、圧迫部が動脈及びその周辺を圧迫することにより血圧を測定する方法が広く用いられている。非観血式に血圧を測定する一般的な血圧測定装置のひとつに、オシロメトリック法に基づく血圧測定装置等の装置がある。【０００３】
オシロメトリック法では、特定部位（測定部位）において動脈を加減圧する過程で生じる脈波の波高値変動に基づいて血圧を判定する。具体的には、脈波の波高値変動が相対的に顕著な圧迫圧力や、波高値が最大値に対して特定の割合になる圧迫圧力から、拡張期血圧および収縮期血圧を判定する。なお、圧迫圧力とは、動脈を加減圧する過程で被測定部位に外部から加える圧力を意味する。具体的には、たとえば、カフの内部圧力およびカフと被測定部位の接触部における圧力である。【０００４】
特許文献１には、各１周期脈波について、脈波基底部付近から脈波の最大脈波振幅点までの間での最大の傾きを示す最大変化点での脈波の接線を導出し、接線の交点の値と脈波基底部の時刻における実測の脈波レベルとの差値Ｈを求め、差値Ｈが急激に０付近の一定の値に近づく時点（減圧過程での測定では急激に減少する時点）でのカフ圧を拡張期血圧値として決定する技術が記載されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特開２００９−１８９４２５号公報（ページＮｏ．９−１２）
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
上記一般的な血圧測定方法においては、血圧測定中の一連のカフ圧変動に対する波高値を正確に計測する必要がある。【０００７】
しかし、波高値は、カフと動脈との接合状態に応じて値が変動するため、高い再現性にて計測することが困難である。特に、圧迫圧力が拡張期血圧値付近であるときは、カフと動脈の接合状態が比較的低いことから脈波信号のＳ／Ｎ比（Signal to Noise ratio）が低い。このため、脈波を正確に測定することが困難である。すなわち、上記一般的な血圧判定装置は、拡張期血圧を正確に判定することができない。【０００８】
特許文献１の技術の場合も、脈波信号のＳ／Ｎ比が低い場合には、拡張期血圧を正確に判定することは困難である。【０００９】
本発明は、上記課題を解決するためになされたものであり、高精度に拡張期血圧を判定することが可能な血圧判定装置、血圧判定方法、血圧判定プログラムを記録した記録媒体、及び血圧測定装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
本発明の血圧判定装置は、特定の期間における圧力信号と、前記特定の期間において前記圧力信号に係る圧力に起因して測定される脈波信号に基づき、前記脈波信号が所定の条件を満たす複数のタイミングと、前記タイミングの差分を表す期間と、前記期間における前記圧力信号の圧力値とを算出し、前記期間と前記圧力値を関連づける脈波情報を算出する脈波算出手段と、動脈粘弾性指標に基づいて前記脈波情報から特定のデータ範囲を抽出するデータ抽出手段と、前記データ範囲における圧力値および期間の対応関係から拡張期血圧を判定する血圧判定手段と、を備える。【００１１】
本発明の血圧測定装置は、被測定部位を加圧する過程で血圧を判定する血圧測定装置であって、脈波情報に基づいて判定される動脈粘弾性指標に基づいて拡張期血圧以上かつ収縮期血圧未満の圧迫圧力において測定を終了し、拡張期血圧を表示する。【００１２】
本発明の血圧判定方法は、特定の期間における圧力信号と、前記特定の期間において前記圧力信号に係る圧力に起因して測定される脈波信号に基づき、前記脈波信号が所定の条件を満たす複数のタイミングと、前記タイミングの差分を表す期間と、前記期間における前記圧力信号の圧力値とを算出し、前記期間と前記圧力値を関連づける脈波情報を算出し、動脈粘弾性指標に基づいて前記脈波情報から特定のデータ範囲を抽出し、前記データ範囲における圧力値および期間の対応関係から拡張期血圧を判定することを特徴とする。【００１３】
本発明の血圧判定プログラムを記録した記録媒体は、特定の期間における圧力信号と、前記特定の期間において前記圧力信号に係る圧力に起因して測定される脈波信号に基づき、前記脈波信号が所定の条件を満たす複数のタイミングと、前記タイミングの差分を表す期間と、前記期間における前記圧力信号の圧力値とを算出し、前記期間と前記圧力値を関連づける脈波情報を算出する脈波算出機能と、動脈粘弾性指標に基づいて前記脈波情報から特定のデータ範囲を抽出するデータ抽出機能と、前記データ範囲における圧力値および期間の対応関係から拡張期血圧を判定する血圧判定機能と、をコンピュータに実行させるための記録媒体である。
【発明の効果】
【００１４】
本発明によれば、高精度に血圧を判定することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】本発明の第１の実施形態に係る血圧判定装置の構成例を示すブロック図である。
【図２】第１の実施形態に係る血圧判定装置における処理の流れの一例を示すフローチャートである。
【図３】血圧判定装置が受信する脈波信号の一例を表す概念図である。
【図４】脈波情報の一例を概念的に表す図である。
【図５】拡張期血圧判定処理の一例を概念的に表す図である。
【図６】圧力信号が変動する範囲が収縮期血圧を含まない一例を表す図である。
【図７】第１の実施形態に係る血圧測定装置の構成例を示すブロック図である。
【図８】装着されていないカフに関する斜視図である。
【図９】特定部位にカフを装着する状態の一例を表す図である。
【図１０】本発明の第２の実施形態に係る血圧判定装置の構成例を示すブロック図である。
【図１１】第２の実施形態に係る血圧判定装置における処理の流れの一例を示すフローチャートである。
【図１２】圧力信号、及び、脈波信号を測定する特定部位を模式的に表す断面図である。
【図１３】圧力信号と、複数の脈波信号における違いとの関係の一例を概念的に表す図である。
【図１４】タイミングを抽出する処理の一例を概念的に表す図である。
【図１５】脈波情報が有する特徴を概念的に表す図である。
【図１６】圧力が上昇する場合における、圧力信号と相違信号との関連の一例を概念的に表す図である。
【図１７】カフと、３つの脈波計測部との位置関係を概念的に表す図である。
【図１８】カフと、４つの脈波計測部との位置関係を概念的に表す図である。
【図１９】本発明の第３の実施形態に係る血圧判定装置の構成例を示すブロック図である。
【図２０】第３の実施形態に係る血圧測定装置の構成例を示すブロック図である。
【図２１】第３の実施形態に係る血圧測定装置における処理の流れの一例を示すフローチャートである。
【図２２】本発明の第４の実施形態に係る血圧測定装置の構成例を示すブロック図である。
【図２３】本発明の各実施形態に係る血圧判定装置を実現可能な計算処理装置のハードウェア構成例を、概略的に示すブロック図である。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
次に、本発明を実施する実施形態について図面を参照しながら詳細に説明する。
＜第１の実施形態＞
本発明の第１の実施形態に係る血圧判定装置１０１の構成例と、血圧判定装置１０１が行う処理例とについて、図１と図２とを参照しながら詳細に説明する。図１は、本発明の第１の実施形態に係る血圧判定装置１０１の構成例を示すブロック図である。図２は、第１の実施形態に係る血圧判定装置１０１おける処理の流れの一例を示すフローチャートである。
【００１７】
第１の実施形態に係る血圧判定装置１０１は、脈波算出部１０２と、血圧判定部１０３と、データ抽出部１０４とを有する。
【００１８】
図２に示されるように、血圧判定装置１０１は、特定の期間における圧力を表す圧力信号２００３と、被測定者に関して該特定の期間において該圧力を加える場合に測定される１つ以上の脈波信号（たとえば、脈波信号２００１）とを受信する（ステップＳ２０１）。
【００１９】
ここで、図３を参照しながら、圧力信号２００３、脈波信号２００１の一例について説明する。図３は、血圧判定装置１０１が受信する脈波信号の一例を表す概念図である。図３における横軸は、時間を表し、右側であるほど時間が進むことを表す。図３の上側の図の縦軸は上述の圧力信号の強度を示す。また図３の下側の図の縦軸は上述の脈波信号の強度を表し、上側であるほど脈波信号の強度が強いことを表す。図３に示す例の場合、特定の期間は、複数回、心臓が拍動する（心拍）期間である。
【００２０】
以降の説明においては、説明の便宜上、カフの形状は、後述する図９に例示するように、展開した状態において長方形（矩形形状）であるとする。長手方向は、カフを特定部位に巻く方向であるとする。また、短手方向は、長手方向に直交あるいは略直交する方向であるとする。さらに、加圧した状態において、カフ全体が特定部位に圧力を加えるものとする。この場合、「上流」とは、動脈において、中枢または心臓と、短手方向の中心との間を表すこととする。「下流」とは、動脈において、短手方向の中心と、末梢側（たとえば、手や足等）との間を表すこととする。なお、上記はあくまで一例であって、カフの態様は、上述した態様に限定されない。
【００２１】
図３における例は、特定の期間において、略一定の割合で圧力を加える場合に測定される脈波信号２００１を表す。脈波信号２００１は、たとえば、上流側において測定される脈波信号である。脈波信号２００１は、下流側において測定される脈波信号であってもよいし、圧力を加える領域の略中心において測定される脈波信号であってもよい。また、圧力を加える略全域において測定される脈波信号であっても良い。
【００２２】
以降においては、説明の便宜上、１つ以上の脈波信号は、１つ（すなわち、脈波信号２００１）であるとする。もちろん、本実施形態に係る血圧判定装置１０１が受信する脈波信号は、２つ以上であってもよい。
【００２３】
図２の説明に戻る。次に、脈波算出部１０２は、受信した圧力信号２００３と、脈波信号２００１とに基づき、脈波情報を算出する（ステップＳ２０２）。たとえば、脈波算出部１０２は、脈波信号２００１が所定の条件を満たすタイミングを算出するとともに、複数のタイミングの差分を表す期間を算出し、さらに、該期間における圧力信号２００３の値（すなわち、圧力値）を算出する。脈波算出部１０２は、あらかじめ設定された複数の条件について、タイミング及び期間と、該期間における圧力値とを算出する。
【００２４】
脈波算出部１０２は、該期間における圧力信号２００３を平均することにより、該期間における圧力値を求めてもよいし、該期間内のあるタイミングにおける圧力信号２００３に係る圧力に基づき圧力値を求めてもよい。
【００２５】
脈波算出部１０２が圧力値を算出する方法は、上述した例に限定されない。たとえば、所定の条件には、脈波信号２００１が１心拍において最小または最小付近となる場合や、脈波信号２００１が１心拍において最大または最大付近となる場合が含まれる。
【００２６】
なお、脈波信号２００１が複数ある場合には、脈波信号間の違いを表す相違信号が所定の条件を満たすタイミングを算出してもよい。たとえば、最大付近は、最大から特定の範囲以内にある場合における値として定義することができる。特定の範囲は、あらかじめ決められた値でもよいし、最大値を算出する対象（たとえば、上述した脈波信号２００１）に関する傾き（微分、階差等を算出することにより求められる）の大きさが、所定の値未満になること等に基づいて算出される値でもよい。特定の範囲は、上述した例に限定されない。
【００２７】
同様に、最小付近は、最小から特定の範囲以内にある場合における値として定義することができる。特定の範囲は、あらかじめ決められた値でもよいし、最小値を算出する対象（たとえば、上述した脈波信号２００１）に関する傾き（微分、階差等に算出することにより求められる）の大きさが、所定の値未満になること等に基づいて算出される値でもよい。特定の範囲は、上述した例に限定されない。
【００２８】
ここで、説明の便宜上、脈波信号２００１が最小または最小付近となるタイミングを「第１タイミング」と表す。また、脈波信号２００１が最大または最大付近となるタイミングを「第４タイミング」と表す。
【００２９】
第１タイミングにおいて、被測定者の外部から加える圧力から、動脈の内圧を引いた圧力差が正となる場合、動脈には、血流を阻害する閉塞部が生じる。さらに、血液が閉塞部に衝突することにも起因して、脈波は生じる。圧力差が大きいほど、閉塞部は、より強固になる。閉塞部が強固になるにつれ、血液は、閉塞部に衝突しやすくなる。この結果、第１タイミングは、圧力差の影響を受ける。すなわち、第１タイミングは、圧力差の大きさに応じて、発生するタイミングが変化する。
【００３０】
この場合、第１タイミングにおいて、閉塞部が生じない最大または最大付近の圧力が、心臓が収縮する過程における血圧である拡張期血圧となる。
【００３１】
また、第４タイミングは、心臓が血液を拍出するピークとなるタイミングである。第４タイミングにおいて、動脈の口径は、最大または最大付近になる。さらに、第４タイミングにおいて、動脈の内圧は最高になる。第４タイミングは、動脈コンプライアンスや、血流の変動等の影響を受ける。すなわち、第４タイミングは、圧力差の大きさ応じて変化する。
【００３２】
この場合、第４タイミングにおいて、閉塞部により血流が止まる最小または最小付近の圧力が、収縮期血圧である。
【００３３】
次に、脈波算出部１０２は、算出した期間（以降、「脈波パラメタ」と表す）と、該複数の圧力値における１つの圧力値とを関連付けすることにより、脈波情報を算出する。前述または後述のように、脈波パラメタの算出根拠となるタイミングは、外部からの圧迫によって生じる血管の閉塞状態によって前後する。従って、脈波パラメタは、血管の閉塞状態を反映して値が増減する。具体的には、圧迫圧力が拡張期血圧から収縮期血圧の間にあるときに、それ以外の圧迫圧力であるときと比較して、圧迫圧力の変化に対して顕著に増減する。
【００３４】
脈波情報は、たとえば、図４に示すように、圧力値と、脈波パラメタとを関連付ける情報である。図４は、脈波情報の一例を概念的に表す図である。たとえば、脈波情報は、圧力「６３」と、脈波パラメタ「ａｂ」とを関連付ける。これは、被測定者に圧力「６３」を加える場合に、脈波パラメタ「ａｂ」であることを表す。
【００３５】
尚、脈波情報は、必ずしも、ある期間における圧力と、脈波パラメタとを関連付けする必要はなく、圧力と、脈波パラメタとの関係を回帰分析する等により算出するパラメタであってもよい。また、脈波情報は、脈波パラメタそのもの、または、圧力そのものでなくともよく、圧力、あるいは、脈波信号２００１に基づき、所定の手順に従い算出される値であってもよい。すなわち、脈波情報は、上述した例に限定されない。
【００３６】
たとえば、脈波算出部１０２は、離散的に値が与えられる脈波情報に対し、フィッティングするなど曲線を当てはめることにより、該曲線を用いて脈波情報を表現してもよい。該脈波情報にフィッティングする曲線を求めることより、脈波信号を補間することができ、より少ない測定点数により血圧判定を実施することが出来、被測定者に対して負荷を与える時間を短縮することができる。また、ノイズを低減することができ、拡張期血圧を精度良く判定することができる。本実施形態では、説明の便宜上、実測に基づいて得られた脈波情報を用いた場合を例に取り説明しているが、フィッティングにより算出した脈波情報を用いても良い。
【００３７】
次に、データ抽出部１０４は、脈波算出部１０２が算出した脈波情報から、動脈粘弾性指標が所定条件を満たすデータ範囲を抽出する。（ステップＳ２０３）。
【００３８】
ここで、動脈粘弾性指標とは、圧迫圧力の変動に対する動脈の変形しやすさをあらわす指標であり、具体的には、たとえば、圧迫圧力の変化量に対する動脈形状の変動量の比率である。動脈径の変動量とは、動脈の形状を計測した値に限定されず、動脈の直径や形状の変形を反映して変動する計測値であればよい。
【００３９】
たとえば、本実施形態の脈波パラメタの変化量を用いることができる。また、脈波の振幅、超音波計測、光電脈波計測などの、一般的な動脈計測方法による計測値またはその計測値から算出したパラメタを用いてもよい。
【００４０】
また、ここで抽出する所定条件を満たすデータ範囲とは、動脈粘弾性指標が所定条件を満たす圧迫圧力範囲と、該圧迫圧力範囲に関連づけられた脈波情報である。所定条件を満たす圧迫圧力とは、前記動脈粘弾性指標の絶対値が極大となる圧迫圧力から所定の圧力範囲またはデータ点数、または、前記動脈粘弾性指標の絶対値が所定の閾値を超える圧迫圧力範囲である。
【００４１】
次に、血圧判定部１０３は、データ抽出部１０４が抽出した脈波情報に基づき、脈波信号２００１に関する拡張期血圧を判定する（ステップＳ２０４）。ここで、拡張期血圧は、心臓が拡張している場合に、動脈に血液を緩やかに拍出する場合における血圧であり、最低血圧とも呼ばれる。
【００４２】
血圧判定部１０３は、特定したデータ範囲における圧力値と脈波パラメタの対応関係から血管閉塞解消時の圧力値を外挿する。
【００４３】
血管閉塞解消時の圧力値とは、脈波パラメタが一定条件を満たす時点における圧力値であり、一定条件とは閾値を下回る時点もしくは所定の比率を下回る時点である。より好ましくは、脈波パラメタがゼロとなる時点である。
【００４４】
血圧判定装置１０１は、外挿した圧力値を拡張期血圧として判定する。
【００４５】
本実施形態の血圧判定装置によれば、動脈粘弾性指標に基づいて抽出した特定のデータ範囲の脈波情報を利用して拡張期血圧の判定を実施することで、拡張期血圧を精度良く判定することができる。
【００４６】
以降、圧迫圧力変化に対する脈波パラメタの変化量を動脈粘弾性指標とする場合を例にとり、動脈粘弾性指標に基づいて抽出した脈波情報を利用することで、拡張期血圧が精度良く判定できることについて説明する。
【００４７】
先述の通り、脈波パラメタは血管の閉塞状態を反映したパラメタであることから、脈波パラメタは、圧迫圧力が拡張期血圧から収縮期血圧の間であるときに圧迫圧力変化に対して顕著に変化する。
【００４８】
この圧迫圧力範囲内において、理想的には、動脈は、動脈壁の粘弾性と動脈の内外における圧力差によって変形する。
【００４９】
しかし、圧迫圧力が拡張期血圧付近または収縮期血圧付近である場合、上記の動脈の粘弾性と動脈の内外圧力差の関係を正確に反映しない。
【００５０】
具体的には、圧迫圧力が拡張期血圧付近である場合、カフなどの圧迫部と圧迫対象の動脈との間の接合強度が弱いため、加えた圧迫は、動脈壁に効率的に伝達されない。従って、圧迫圧力の増加に対する動脈の変形は、過度に小さくなる傾向がある。
【００５１】
また、圧迫圧力が収縮期血圧値付近である場合、動脈の閉塞が進むにつれて動脈外側に存在する低伸展性のコラーゲン層により、血管の変形が妨げられる。従って、圧迫圧力の増加に対する動脈の変形が過度に少なくなる傾向がある。
【００５２】
本実施形態の血圧測定装置では、データ抽出部１０４が、動脈粘弾性指標に基づいて動脈の粘弾性と動脈の内外圧力差の関係を正確に反映する脈波情報を抽出し、血圧判定部１０３が抽出された脈波情報に基づき拡張期血圧を判定するので、高い血圧判定精度が得られる。
【００５３】
図１６および図５に示す例を参照しながら、データ抽出部１０４および血圧判定部１０３が行う処理について説明する。図１６は、圧力が上昇する場合における、圧力信号２００３と、脈波パラメタとの関連の一例を概念的に表す図である。図５は、拡張期血圧を判定する処理の例を概念的に表す図である。
【００５４】
図１６における横軸は、圧力を表し、右側であるほど圧力が高いことを表す。図１６における縦軸は、脈波パラメタの値を表す。
【００５５】
なお、図１６に例示すように、脈波情報は、必ずしも、圧力と期間とを関連付けるテーブルでなくともよい。たとえば、脈波情報は、圧力と、脈波パラメタとを関連付ける曲線であってもよいし、該曲線を表すパラメタであってもよい。また、脈波情報は、脈波パラメタの値を外挿することにより補間する曲線であってもよいし、圧力と期間とをパラメタとする関数であってもよい。
【００５６】
また、血圧等に基づいて、脈波情報が正規化されていてもよい。
【００５７】
上述のように、脈波パラメタと圧迫圧力の相関プロットは、図５（ｂ）に例示するように、圧迫圧力が拡張期血圧付近および収縮期血圧付近の付近であるときに、脈波パラメタの変化がなだらかな形状となる。また、圧迫圧力と動脈粘弾性指標の相関プロットは、図５（ａ）に例示するように、拡張期血圧と収縮期血圧においては動脈粘弾性が低く、その間の圧迫圧力において大きな値を示す。なお、図５（ａ）において、動脈粘弾性指標は、所定のデータ範囲ΔＰにおける圧迫圧力変化量に対する脈波パラメタ増加量ΔΔＴの比である。
【００５８】
従って、動脈粘弾性指標が最大値ｋｍａｘとなる圧迫圧力から所定範囲Ｎの圧迫圧力であるＰｑからＰｒの圧力データ、および該圧迫圧力に関連づけられたΔＴｑからΔＴｒの脈波パラメタを抽出すると、カフの接合状態や低伸展性コラーゲン層などの影響によって動脈の粘弾性と動脈の内外圧力差の関係を正確に反映しない圧力範囲が除外された脈波情報が得られる。
【００５９】
すなわち、抽出した脈波情報は、動脈の粘弾性と動脈の内外圧力差の関係を反映した変形特性を示す。
【００６０】
具体的には、圧迫圧力Ｐと動脈内圧ＰＢＰであらわされる動脈内外圧力差（Ｐ-ＰＢＰ）と、脈波パラメタΔＴは、第１タイミングにおいては、以下の式１であらわされる。
【００６１】
ΔＴ＝ｆ（Ｐ−ＤＢＰ）＋α        （式１）
式１において、ｆは、動脈の粘弾性に関する相関式であり、αは、特定の値である。
【００６２】
相関式は、たとえば、抽出した脈波情報における圧力と脈波パラメタとの関係を所定の関数に対して、最小二乗法に従いフィッティングする方法、及び、パターンマッチングに基づきフィッティングする方法等により求めることができる。なお、相関式は、上述した例に限定されず、たとえば、動脈周辺の力学モデルなどをもとに経験的および理論的に求めた式であってもよい。
【００６３】
特定の値は、たとえば、圧力を負荷しない場合における、脈波パラメタを一定比率で除した値である。また、特定の値は、オシロメトリック法、または、コロトコフ法等の手法に従い測定される拡張期血圧に基づいて算出される値であってもよい。特定の値は、上述した例に限定されない。
【００６４】
本実施形態において、血管閉塞解消時の圧力値を外挿するとは、式１を用いて、ΔＴが特定の値αとなる圧迫圧力を外挿することを意味する。
【００６５】
すなわち、式１から外挿した圧迫圧力がＰ０である。このとき、式１からＰ０はＤＢＰと等しいとみなせるため、Ｐ０が拡張期血圧であると判定することができる。
【００６６】
なお、抽出した脈波情報が拡張期付近及び収縮期付近の脈波情報を含まない場合、動脈壁の粘弾特性は略弾性体であると見なすことができる。
【００６７】
その場合、式１は、以下の式２の線形関係式であらわすことができる。
【００６８】
ΔＴ＝β（Ｐ−ＤＢＰ）＋α      （式２）
ここで、βは弾性特性に相当する定数である。βは、たとえば、抽出した脈波情報における圧力と脈波パラメタとの関係を回帰分析する等により算出することができる。また、動脈周辺の力学モデルなどをもとに経験的および理論的に求めた式であってもよいし、オシロメトリック法、または、コロトコフ法等の手法に従い測定される拡張期血圧に基づいて算出される値であってもよい。
【００６９】
相関式が線形関係で表されると、拡張期血圧を判定する為の計算を単純化でき、演算量を低減することができる。
【００７０】
また、圧迫圧力が拡張期血圧であるときに血管の閉塞が完全になくなるとみなせる場合には、式１および式２の特定の値αはゼロである。特定の値αがゼロであらわされると、拡張期血圧を判定する為の計算を単純化でき、演算量を低減することができる。
【００７１】
以上のように、本実施形態の拡張期血圧判定装置によれば、動脈粘弾性指標を指標とすることで、動脈物性を正確に反映した脈波情報に基づいて拡張期血圧を判定することができる。また、脈波信号のＳ／Ｎ比が低く脈波パラメタが不正確な拡張期付近を除いた脈波情報から、拡張期血圧を判定することができる。従って、拡張期血圧を精度良く判定することができる。
【００７２】
一方で、一般的な血圧判定装置は、Ｓ／Ｎ比が低い拡張期血圧付近の圧迫圧力で得られた精度の低い脈波信号を利用して拡張期血圧を判定する。
【００７３】
従って、拡張期血圧を精度良く判定することができない。
【００７４】
なお、ここでは、脈波パラメタと圧力とに正の相関がある場合を例にとって説明したが、期間と圧力とが負の相関を有する場合であっても、血圧判定装置１０１は、上述した処理と同様に、血圧を推定することができる。ただし、負の相関を有する場合、データ抽出部は、脈波パラメタの減少量が最も大きくなるデータ範囲を抽出する。換言すると、本実施形態のデータ抽出部は、動脈粘弾性指標の変化割合の絶対値が最も大きくなるデータ範囲を特定し、抽出する。
【００７５】
また、ここでは、動脈粘弾性指標の絶対値が最大となる圧迫圧力から所定範囲Ｎの圧迫圧力範囲を抽出する場合を例にとって説明した。しかし所定範囲Ｎは動脈粘弾性指標を指標として動脈の粘弾性と動脈の内外圧力差の関係を反映しない脈波情報を拡張期血圧の判定対象から除外できる限り限定されない。たとえば、動脈粘弾性指標の絶対値が極大値となる圧迫圧力から所定の圧力値の範囲、または、所定のデータ点数、または、動脈粘弾性指標の絶対値が所定閾値を上回る圧迫圧力範囲、動脈粘弾性指標が動脈粘弾性指標の極大値に対し数十％以上である圧迫圧力範囲などであってもよい。このように、所定範囲Ｎは、固定値であっても良いし、測定された動脈粘弾性指標や脈波情報に応じて決定される変動値であっても良い。
【００７６】
尚、本実施形態の血圧判定装置において、収縮期血圧は、オシロメトリック法、または、コロトコフ法等の一般的な手法に従って判定することができる。
【００７７】
また、特願２０１４−０２５３７３に例示される収縮期血圧の推定方法に従って決定しても良い。この推定方法はつぎのようなものである。特定の期間における圧力信号と、この特定の期間において前記圧力信号に係る圧力に起因して測定される脈波信号に基づき、前記脈波信号が所定の条件を満たすタイミングと、前記タイミングの差分を表す期間と、前記期間における前記圧力信号の圧力値とを算出する。前記期間と、前記圧力値とを関連付ける脈波情報を算出し、前記脈波情報に基づき、前記脈波信号に係る血圧を推定する。脈波信号が複数である場合に、相違信号が最大または最大付近となる場合における圧力を、収縮期血圧であると推定する。収縮期血圧を推定して決定することによって、後述する圧力信号２００３が変動する範囲が収縮期血圧を含まない場合、および、第３の実施形態における血圧判定装置において、拡張期血圧と収縮期血圧の両方を判定することができる。
【００７８】
なお、脈波情報が離散的な値をとる場合に、ステップＳ２０３における特定の脈波情報を抽出する処理を、Ｍ点の脈波情報が存在する場合を例に具体的に説明する。
【００７９】
なお、Ｍ点の脈波情報が存在するとは、脈波情報がＭ点の圧力とそれに関連づけられたＭ点の脈波パラメタによって構成された状態を意味する。すなわち、脈波情報は、測定開始から得られた順に、Ｐ１、Ｐ２、Ｐ３、・・・ＰＭのＭ点の圧力とΔＴ１、ΔＴ2、ΔＴ３、・・・ΔＴＭのＭ点の脈波パラメタを有する。
【００８０】
所定のデータ範囲における脈波情報から動脈粘弾性指標ｋを求める式を、以下の式３で定義する。
【００８１】
ｋ＝（所定データ範囲内の脈波パラメタ増加量）
÷（所定データ範囲内の圧力増加量）      （式３）
ここで、所定データ範囲とは、所定のデータ点数、または、圧力範囲を意味する。たとえば、上記データ範囲がＮ点のデータ点数である場合、測定開始からｉ番目におけるデータ範囲内の脈波パラメタはΔＴｉからΔＴＮ＋ｉ−１までのＮ点であり、圧力はＰｉからＰＮ＋ｉ−１までのＮ点である。
【００８２】
Ｍ点の脈波情報からはｋ１、ｋ２・・・ｋＭ−Ｎの、（Ｍ−Ｎ）点のｋを算出することができる。
【００８３】
続いて、算出された（Ｍ−Ｎ）点の動脈粘弾性指標から値が最も大きいものを特定する。ここで、動脈粘弾性指標が最も大きいとは、算出された動脈粘弾性指標のなかで最大または極大であることを意味する。
【００８４】
このとき、近接する動脈粘弾性指標の値に対する動脈粘弾性指標の変化量に上限値を設けるなどして、動脈粘弾性指標が極度に変動した場合を特定対象から除外しても良い。これによって、体動などによって脈波パラメタがスパイク状に変動した場合など、動脈の変形特性と無関係な動脈粘弾性指標の変化を排除することができ、拡張期血圧の判定精度を高めることができる。
【００８５】
続いて、特定された動脈粘弾性指標に対応する圧迫圧力および脈波パラメタを抽出する。たとえば、測定開始からｊ番目からＮ＋ｊ番目に得られた圧力データおよび脈波パラメタから算出された動脈粘弾性指標であるｋｊの値が最も大きいと特定された場合、ＰｊからＰＮ＋ｊ−１までの圧力データ、およびΔＴｊからΔＴＮ＋ｊ−１までの脈波パラメタが抽出される。
【００８６】
このようにして、Ｍ点の脈波情報から、ＰｊからＰＮ＋ｊ−１までの圧力データ、およびΔＴｊからΔＴＮ＋ｊ−１までの脈波パラメタが抽出される。
【００８７】
また、血圧判定部１０３は、脈波信号２００１が複数である場合に、相違信号を用いて拡張期血圧を判定しても良い。
【００８８】
心臓は、収縮期において、多くの血液を動脈に拍出する。この場合、動脈には多くの血液が一度に流れるため、拍出される血量に応じて、動脈における圧力は変化する。すなわち、拍出される血量は、上流においては血量が多く、下流においては血量が少ない。この結果、上流にて測定される脈波信号と、下流にて測定される脈波信号とに関する相違信号は大きく異なる。
【００８９】
一方で、心臓は、拡張期において、ゆるやかに血液を動脈に拍出する。この場合、動脈には、血液がゆるやかに流れるため、動脈における圧力は大きくは変化しない。この結果、上流にて測定される脈波信号と、下流にて測定される脈波信号との差異は小さい。
【００９０】
このように、相違信号は、血管の閉塞状態を反映して値が増減する。従って、相違信号は本実施形態の脈波パラメタとして用いることができる。
【００９１】
尚、上述した例において、相違信号は、差であっても、比であってもよい。相違信号が比である場合、血圧判定部１０３は、比の大小に応じて、血圧を推定する。相違信号は、複数の脈波信号を比較可能な指標であればよいので、上述した例に限定されない。
【００９２】
血圧判定装置１０１は、相違信号に基づき血圧を推定する。このため、たとえば、複数の脈波信号が同様なノイズを含む場合であっても、血圧判定装置１０１は、違いに基づき血圧を推定することにより、該ノイズを低減する。従って、血圧判定装置１０１は、ノイズの影響を低減することにより、高精度に血圧を推定することができる。
【００９３】
一方、一般的な血圧判定装置は、上述したように、測定される脈波がノイズを含む場合に、正確に血圧を測定することができない。
【００９４】
すなわち、本実施形態に係る血圧判定装置１０１によれば、高精度に血圧を推定することができる。
【００９５】
尚、上述した例において、圧力信号２００３が変動する範囲は、拡張期血圧と、収縮期血圧とを含むとしたが、図６に示すように、必ずしも、両者を含む必要はない。図６は、圧力信号２００３が変動する範囲が収縮期血圧を含まない一例を表す図である。図６に示す例において、脈波信号は、圧力信号２００３を停止するまでの間に測定される。
【００９６】
たとえば、圧力信号２００３が変動する範囲が収縮期血圧を含まない場合であっても、血圧判定装置１０１は、圧力信号２００３を停止するまでの間に測定される脈波信号２００１に基づき、拡張期血圧を判定することができる。
【００９７】
たとえば、血圧判定装置１０１は、受信した脈波信号２００１と、圧力信号２００３とに基づき、脈波算出部１０２が算出する脈波情報を算出する。
【００９８】
次に、データ抽出部１０４は、動脈粘弾性指標を指標に、特定の脈波情報を抽出する。血圧判定部１０３は、抽出した脈波情報における圧力と脈波パラメタの対応関係から拡張期血圧を判定する。
【００９９】
このとき、血圧判定装置１０１は、特願２０１４−０２５３７３に例示される収縮期血圧の推定方法に従って、脈波情報から収縮期血圧を推定して判定しても良い。圧迫圧力を収縮期血圧以上に上昇させることなく拡張期血圧と収縮期血圧の両方を判定することができる。血圧測定に伴う被測定部位が締め付け強度を弱めることができ、被測定者の苦痛を低減できる。
【０１００】
たとえば、血圧判定装置１０１は、図７に例示する血圧測定装置４０８が測定する圧力信号２００３と、該血圧測定装置４０８が測定する脈波信号２００１とを受信する。図７は、第１の実施形態に係る血圧測定装置４０８が有する構成を示すブロック図である。
【０１０１】
血圧測定装置４０８は、カフ４０１と、脈波計測部４０２と、圧力計測部４０７と、圧力制御部４０４と、入力部４０５と、表示部４０６と、血圧判定装置１０１とを有する。図８は、装着されていないカフ４０１に関する斜視図である。尚、図８において、血圧測定装置４０８は、複数の脈波計測部を有するが、１つであってもよい。また、図８において、カフ４０１と、脈波計測部４０２とは一体を成しているが、脈波伝達部を介してカフ４０１と脈波計測部４０２が接続していても良い。脈波伝達部とは、たとえば、チューブであり、カフ４０１の内圧の変動に応じてチューブの内圧が変動することにより、特定部位で生じる脈波が脈波計測部４０２に伝達される。
【０１０２】
ここで、説明の便宜上、長手方向は、カフ４０１を特定部位に巻く方向であるとする。また、短手方向は、長手方向に直交あるいは略直交する方向であるとする。
【０１０３】
まず、被測定者は、図９のように、上腕、脚部、手首、または、足首等の特定部位にカフ４０１を巻くことにより、血圧を測定する。図９は、特定部位にカフ４０１を装着する状態の一例を表す図である。被測定者は、長手方向を特定部位に巻くことにより、カフ４０１を装着する。この場合、動脈は、短手方向と平行あるいは略平行すると捉えることができる。
【０１０４】
脈波計測部４０２は、たとえば、脈波が引き起こす振動を検出する振動センサ、照射された光を反射する反射光、または、照射された光を透過する透過光を検出する光電脈波センサ、照射された超音波の反射または透過を検出する超音波センサ、電場センサ、磁場センサ、インピーダンスセンサ等である。
【０１０５】
また、脈波計測部４０２は、圧力センサであってもよい。圧力センサである場合、圧力を、たとえば、フーリエ変換等することにより、周期が相互に異なる信号に分ける。圧力制御部４０４が、略一定の速度で、加圧または減圧をする場合、圧力制御部４０４に起因する圧力に関する周期は長い。このため、圧力から周期が短い信号を抽出することによって、脈波に起因する脈波信号を抽出することができる。
【０１０６】
被測定者は、入力部４０５を操作することにより、測定を開始する。入力部４０５は、測定を開始する測定開始ボタン、電源ボタン、測定開始後に測定を中止する測定中止ボタン、表示部４０６が表示する項目を選択する場合に用いられる左ボタン、及び、右ボタン等（いずれも不図示）を有する。入力部４０５は、被測定者等から受信する入力信号を、血圧判定装置１０１に送信する。
【０１０７】
被測定者が測定を開始するのに応じて、圧力制御部４０４は、圧力計測部４０７が測定するカフ４０１の内圧を参照しながら、カフ４０１に封入する気体（たとえば、空気）、液体、または、その両者の量を制御すること等により、特定部位にかける圧力を制御する。たとえば、圧力制御部４０４は、カフ４０１に封入する気体を送るポンプ、及び、カフ４０１における弁の動作を制御する。
【０１０８】
カフ４０１は、気体および液体を封入する流体袋（不図示）を有してもよい。カフ４０１は、圧力制御部４０４が行う制御に従い、該流体袋に流体を貯めることにより、特定部位に圧力を加える。
【０１０９】
脈波計測部が複数である場合、カフ４０１における短手方向の加圧中心または略中心を挟むように、複数の脈波計測部を配置してもよい。
【０１１０】
次に、圧力制御部４０４が特定部位に圧力を加える制御を行う間に、脈波計測部４０２は、特定部位における脈波を測定する。
【０１１１】
脈波計測部４０２は、測定した脈波を脈波信号２００１、として血圧判定装置１０１に送信する。圧力計測部４０７は、測定した圧力を圧力信号として血圧判定装置１０１に送信する。
【０１１２】
たとえば、圧力計測部４０７は、測定した圧力を離散化することにより、デジタル信号に変換し、該デジタル信号を圧力信号２００３として送信する。同様に、脈波計測部４０２は、測定した脈波を離散化することにより、デジタル信号に変換し、該デジタル信号を脈波信号２００１として送信する。
【０１１３】
デジタル信号への変換の際に、特定の周波数を抽出するフィルタ等を用いることにより、圧力（または、脈波）の一部を抽出してもよい。また、圧力（または、脈波）を、所定の振幅に増幅してもよい。
【０１１４】
次に、血圧判定装置１０１は、上述した処理を行うことにより、血圧を推定する。この際に、血圧判定装置１０１は、圧力制御部４０４に、制御内容を指示する制御信号を送信してもよい。
【０１１５】
表示部４０６は、血圧判定装置１０１が算出した血圧を表示する。表示部４０６は、ＬＣＤ（Liquid Crystal Display）、ＯＬＥＤ（Organic Light Emitting Diode）、または、電子ペーパー等である。たとえば、電子ペーパーは、マイクロカプセル方式、電子粉流体方式、コレステリック液晶方式、電気泳動法式、または、エレクトロウェッティング方式等に従い実現可能である。
【０１１６】
血圧測定装置４０８は、血圧判定装置１０１を含むため、高精度に血圧を推定することができる。すなわち、第１の実施形態に係る血圧測定装置４０８によれば、高精度に血圧を測定することができる。
【０１１７】
尚、血圧測定装置４０８は、脈波計測部４０２等が通信ネットワーク（たとえば、有線通信ネットワーク、または、無線通信ネットワーク等）を介して、血圧判定装置１０１と、脈波信号等を送受信する態様であってもよい。
【０１１８】
また、特定部位は、上腕部であっても、手首等であってもよい。たとえば、特定部位が手首である場合、脈波計測部４０２は、撓骨動脈を介して脈波を検出してもよい。
【０１１９】
また、カフ４０１は、動脈に加圧する機能を有していればよく、加圧する圧力が変化する機構部品、または、人工筋肉等でもよい。
＜第２の実施形態＞
次に、上述した第１の実施形態を基本とする本発明の第２の実施形態について説明する。
【０１２０】
以下の説明においては、本実施形態に係る特徴的な部分を中心に説明すると共に、上述した第１の実施形態と同様な構成については、同一の参照番号を付すことにより、重複する説明を省略する。
【０１２１】
図１０と図１１とを参照しながら、第２の実施形態に係る血圧判定装置９０１の構成例と、血圧判定装置９０１が行う処理例とについて説明する。図１０は、本発明の第２の実施形態に係る血圧判定装置９０１の構成例を示すブロック図である。図１１は、第２の実施形態に係る血圧判定装置９０１における処理の流れの一例を示すフローチャートである。
【０１２２】
第２の実施形態に係る血圧判定装置９０１は、脈波算出部９０２と、血圧判定部９０３と、データ抽出部９０４とを有する。
【０１２３】
脈波算出部９０２は、圧力信号２００３と、脈波信号２００１とに基づき、脈波信号が所定の条件を満たす複数のタイミングを算出し、該タイミングに基づき脈波情報を算出する（ステップＳ９０１）。
【０１２４】
以降、図１２乃至図１４を参照しながら、脈波算出部９０２が脈波情報を算出する処理について説明する。図１２は、圧力信号２００３、及び、脈波信号を測定する特定部位を模式的に表す断面図である。図１３は、圧力信号２００３と、脈波パラメタとの関係の一例を概念的に表す図である。図１４は、タイミングを抽出する処理の一例を概念的に表す図である。
【０１２５】
説明の便宜上、以降、圧力信号２００３から、脈波信号を測定する動脈の内圧を引いた値を、「圧力差」と表す。
【０１２６】
まず、カフ４０１は、皮膚１１０１、及び、皮下組織１１０２を介して、動脈壁１１０３に圧力を加える。カフ４０１が加える圧力が十分に高い場合、動脈には、血流１１０４を阻害する閉塞部１１０５が形成される。
【０１２７】
圧力信号２００３が拡張期血圧よりも低い場合（図１２に示す状態ａ）、圧力差は、０以下である。従って、動脈壁１１０３は、圧力信号２００３における圧力により、変形しない。このとき、該動脈を流れる血流１１０４に応じて動脈の内圧が変化するため、動脈の内径は、動脈の内圧が変化するのに応じて変化する。このため、脈波信号は、圧力信号２００３の影響を受けることなく、動脈の内圧に応じた脈波となる。
【０１２８】
一方、圧力信号２００３が拡張期血圧よりも高く、かつ、圧力差が正の値である場合（図１２に示す状態ｂ）に、圧力信号２００３が表す圧力を動脈が受けることにより、動脈壁１１０３に血流１１０４を阻害する閉塞部１１０５が形成される。この場合、動脈壁１１０３には、圧力信号２００３に起因する変形だけでなく、血流１１０４が形成された閉塞部１１０５に衝突することにより血流方向の変形も生じる。さらに、圧力差が大きいほど、動脈壁１１０３が収縮するとともに、血管コンプライアンスが低下するため、血流方向に変形する速度も変化する。さらに、圧力差が大きいほど、大きな閉塞部１１０５が形成されやすくなるのに加え、動脈壁１１０３は、通常の状態に戻りにくくなる。従って、圧力を加えた場合の脈波の形状と、圧力を加えない場合の脈波の形状とを比較すると、圧力差が大きいほど、脈波の形状は大きく変化する。
【０１２９】
圧力信号２００３が収縮期血圧よりも高い場合、閉塞部１１０５は、動脈における血流１１０４を閉塞する。この場合、動脈壁１１０３には、血流１１０４が閉塞部１１０５に衝突することにより、主に、血流方向の変形が生じる。圧力信号２００３がさらに高い場合であっても、閉塞部１１０５が動脈における血流を閉塞する状況は変わらないため、圧力信号２００３が収縮期血圧よりも高い場合には、動脈壁１１０３において、血流方向の変形はあまり変わらない。すなわち、さらに高い圧力であっても、脈波信号２００１の形状は、収縮期血圧の場合における脈波信号２００１の形状からほとんど変化しない。
【０１３０】
この結果、圧力を加えない場合の脈波の形状、及び、圧力を加える場合の脈波信号２００１の形状間の変化の大きさと、圧力信号２００３との間には、図１３に表すような関係が存在する。圧力信号２００３が拡張期血圧以下である場合に、圧力を加えない場合の脈波の形状からの変化の大きさは、少なく、さらに、圧力信号２００３に依らず略一定である。圧力信号２００３が、拡張期血圧と、収縮期血圧との間である場合に、圧力信号２００３が大きいほど、圧力を加えない場合の脈波の形状からの変化の大きさは大きい。さらに、圧力信号２００３が、収縮期血圧以上である場合に、圧力を加えない場合の脈波の形状からの変化の大きさは、大きく、さらに、圧力信号２００３に依らず略一定である。
【０１３１】
脈波算出部９０２が、脈波信号が所定の条件を満たすタイミングを算出する処理の例について説明する。
【０１３２】
たとえば、タイミングは、脈波信号（すなわち、この例では、脈波信号２００１）、及び、該脈波信号が連続である場合には、該脈波信号を時間に関してｎ次微分（ただし、ｎは０以上の整数である）した導出信号である。該脈波信号が離散である場合には、該脈波信号を時間に関してｎ階の差分（ただし、ｎは０以上の整数である）を適用した結果である導出信号が特定の値となる場合における、該脈波信号に関する値である。
【０１３３】
図１４の横軸は、時間を表し、右側であるほど時間が進むことを表す。図１４の縦軸は、信号を表し、上側であるほど信号が強くなることを表す。図１４における４本の曲線は、上から順に、圧力信号２００３、脈波信号２００１、時間に関して脈波信号２００１を１次微分した結果である導出信号（以降、「第１導出信号」と表す。）、時間に関し脈波信号２００１を２次微分した結果である導出信号（以降、「第２導出信号」と表す。）である。
【０１３４】
脈波算出部９０２は、脈波信号２００１、第１導出信号、または、第２導出信号が特定の値となるタイミングを算出する。
【０１３５】
たとえば、脈波算出部９０２は、１心拍（すなわち、１周期）において、脈波信号２００１が最小または最小付近となる第１タイミング８１を算出する。すなわち、第１タイミング８１において、脈波信号は、上昇を開始する。
【０１３６】
たとえば、脈波算出部９０２は、脈波信号２００１の傾きが所定の傾き以上になるタイミングを算出することにより、第１タイミング８１を算出する。すなわち、脈波算出部９０２は、第１導出信号が第１閾値以上になるタイミングを算出してもよい。この場合、第１閾値は、０以上の値である。
【０１３７】
さらに、脈波算出部９０２は、１周期において、第１導出信号が第１閾値以上になるタイミングが複数存在する場合に、第２導出信号が第２閾値になるタイミングを算出してもよい。この処理により、脈波算出部９０２は、より正確に第１タイミング８１を算出することができる。
【０１３８】
たとえば、脈波算出部９０２は、１周期において、脈波信号２００１の傾きが増大する第２タイミングを算出する。
【０１３９】
第２タイミング８２において、閉塞部１１０５は、動脈から消滅する。第１タイミング８１において閉塞部１１０５が形成された後、心臓が血液を拍出するのに応じて、圧力差が負になることにより、閉塞部１１０５は消滅する。閉塞部１１０５が消滅することにより、動脈が、心臓が血液を拍出するのに応じて、血流１１０４と垂直な方向における変形が大きくなるため、脈波信号２００１が変化する速度が増大する。
【０１４０】
または、脈波算出部９０２は、１周期において、第２導出信号が第２閾値を超えるタイミングを算出することにより、第２タイミング８２を算出してもよい。脈波算出部９０２は、１周期において、第２導出信号が極大または極大付近となるタイミングを算出することにより、第２タイミング８２を算出してもよい。
【０１４１】
たとえば、極大付近は、極大から特定の範囲以内にある場合における値として定義することができる。特定の範囲は、極値を算出する対象に関する傾き（微分、階差等を算出することにより求められる）の大きさが、所定の値未満になること等に基づいて算出される値でもよい。特定の範囲は、上述した例に限定されない。
【０１４２】
尚、１周期において、第２導出信号が複数の極大値を有する場合に、脈波算出部９０２は、脈波信号を時間に関して３次微分した第３導出信号、または、脈波信号を時間に関して４次微分した第４導出信号等を参照することにより、第２タイミング８２を算出してもよい。すなわち、第２タイミング８２を算出する方法は、上述した例に限定されない。
【０１４３】
たとえば、脈波算出部９０２は、１周期において、第１導出信号が最大または最大付近となる第３タイミング８３を算出する。すなわち、第３タイミング８３において、動脈が拡張する速度は、最大または最大付近である。
【０１４４】
圧力差が負となったのちに、さらに、心臓が血液を拍出するのに応じて、動脈は拡張する。動脈が破裂することがなければ、やがて、動脈の拡張は停止する。このため、動脈が拡張する速度は、最大または最大付近となる。すなわち、このタイミングが、第３タイミング８３である。
【０１４５】
第３タイミング８３において、動脈コンプライアンスは、圧力信号２００３に係る圧力により、低下する。第３タイミング８３は、圧力差が正の間に形成されていた閉塞部１１０５により血流が低下する等の要因の影響を受ける。すなわち、第３タイミング８３は、圧力差に応じて、変化する。
【０１４６】
たとえば、脈波算出部９０２は、違いが最大または最大付近となる第４タイミング８４を算出する。脈波算出部９０２は、たとえば、第１導出信号が略０となるタイミングや、第２導出信号が下に凸であるタイミング等により、第４タイミング８４を算出してもよい。すなわち、第４タイミング８４を算出する方法は、上述した例に限定されない。
【０１４７】
たとえば、脈波算出部９０２は、１周期において、第１導出信号が最小または最小付近となる第５タイミング８５を算出する。すなわち、第５タイミング８５において、動脈が収縮する速度は、最大または最大付近である。
【０１４８】
心臓が血液を拍出するピークを過ぎる場合に、動脈の内圧は減少する。動脈の内圧が減少するのに応じて、動脈は、収縮する。やがて、動脈が収縮する速度は最大または最大付近になる。
【０１４９】
第５タイミング８５は、第３タイミング８３と同様に、動脈コンプライアンス等の影響を受ける。すなわち、第５タイミング８５は、圧力差等に応じて決まる。
【０１５０】
たとえば、脈波算出部９０２は、１周期において、第２導出信号が所定の閾値を超える第６タイミング８６を算出する。または、脈波算出部９０２は、１周期において、第２導出信号が極大または極大付近となるタイミングを、第６タイミング８６として算出してもよい。
【０１５１】
第６タイミングにおいて、閉塞部１１０５は、動脈内に形成される。心臓が血液を拍出するピークを過ぎているため、動脈の内圧は減少する。圧力差が負になる場合に、閉塞部１１０５は、動脈内に形成される。閉塞部１１０５が生じることにより、脈波信号が変化する速度は、動脈の内圧の影響を受けにくくなる。この結果、脈波信号が変化する速度が減少する速度は、急激に小さくなる。
【０１５２】
尚、１周期において、第２導出信号が極大または極大付近となるタイミングが複数ある場合等に、脈波算出部９０２は、第３導出信号が極大または極大付近となるタイミングや、第４導出信号が極大または極大付近となるタイミング等を算出することにより、第６タイミング８６を算出してもよい。すなわち、第６タイミング８６を算出する方法は、上述した例に限定されない。
【０１５３】
尚、第１タイミング８１乃至第６タイミング８６を、圧力信号、導出信号、または、脈波信号に基づき算出することができるため、算出する方法は、上述した例に限定されない。
【０１５４】
脈波算出部９０２が複数の脈波信号に基づき脈波情報を算出する処理の例について説明する。
【０１５５】
脈波算出部９０２は、たとえば、第１タイミング８１乃至第６タイミング８６のうち、２つのタイミングにおける差を算出することにより、２つのタイミングにおける期間を算出する。脈波算出部９０２は、必ずしも、１心拍において期間を算出する必要はなく、複数の心拍に亘る２つのタイミングにおける差を算出することにより、該期間を算出してもよい。脈波算出部９０２は、複数の心拍に亘る２つのタイミングにおける差を算出する場合、１種類のタイミングに関して、複数の心拍におけるタイミングの差を算出してもよい。
【０１５６】
また、期間を算出する方法は、上述したタイミングと、基準タイミングとの差を算出する方法であってもよい。この場合、血圧判定装置９０１は、たとえば、心電図計が出力する波形に基づき基準タイミングを算出する。
【０１５７】
基準タイミングは、心拍の周期と同調しながら発生し、かつ、閉塞部１１０５に起因する影響を受けないタイミングである。たとえば、基準タイミングは、心電図における、Ｒ波、Ｑ波、Ｓ波、Ｐ波、または、Ｔ波等に関する特徴を表すタイミングである。
【０１５８】
基準タイミングが閉塞部１１０５に起因する影響を受けないため、脈波算出部９０２は、より高精度に期間を算出することができる。
【０１５９】
また、脈波算出部９０２は、上述した期間に関して正規化してもよい。正規化する方法は、たとえば、求めた期間と、心拍周期（たとえば、脈波のピーク間隔、心電図のＲ−Ｒ間隔等）との比を算出する方法や、異なる特徴点を組み合わせることにより算出する複数の期間同士の比を求める方法等である。正規化する方法は、上述した例に限定されない。正規化することによって、脈波信号において、異なる心拍周期が及ぼす影響を補正することができるため、脈波算出部９０２は、さらに、正確な期間を算出する。
【０１６０】
次に、脈波算出部９０２が、特定の第１タイミングと、特定の第２タイミングとの期間における圧力を算出する方法について説明する。
【０１６１】
脈波算出部９０２は、特定の第１タイミングにおける圧力信号２００３の圧力値、または、特定の第２タイミングにおける圧力信号２００３の圧力値を、圧力とする。また、脈波算出部９０２は、たとえば、特定の第１タイミングにおける圧力信号２００３の圧力値を外挿することにより、異なる心拍における圧力を算出してもよい。すなわち、脈波算出部９０２が圧力を算出する方法は、上述した例に限定されない。
【０１６２】
図１５を参照しながら、脈波情報が有する特徴について説明する。図１５は、脈波情報が有する特徴を概念的に表す図である。図１５の横軸は、圧力を表し、右側であるほど圧力が高くなることを表す。図１５の縦軸は、脈波パラメタを表し、上側であるほど期間が長くなることを表す。図１５の５本の曲線（すなわち、第１曲線１５８１乃至第５曲線１５８６）は、特定の第１タイミングを第４タイミング８４と定義し、かつ、特定の第２タイミングを異なるタイミング（すなわち、第１タイミング８１乃至第３タイミング８３、及び、第５タイミング８５、第６タイミング８６）と定義する場合における、圧力と期間との関係を表す。この例において、圧力は、第４タイミング８４における圧力信号２００３の値である。
【０１６３】
ここで、第１曲線１５８１は、第１タイミング８１と、第４タイミング８４との関係を表す曲線であるとする。第２曲線１５８２は、第２タイミング８２と、第４タイミング８４との関係を表す曲線であるとする。第３曲線１５８３は、第３タイミング８３と、第４タイミング８４との関係を表す曲線であるとする。第４曲線１５８５は、第５タイミング８５と、第４タイミング８４との関係を表す曲線であるとする。第５曲線１５８６は、第６タイミング８６と、第４タイミング８４との関係を表す曲線であるとする。
【０１６４】
図１５の５本の曲線において、圧力は、拡張期血圧を０、かつ、収縮期血圧を１００とする場合における値を表す。この例において、拡張期血圧、及び、収縮期血圧は、聴診法を用いて測定する値である。
【０１６５】
期間と圧力との関係を表す曲線は、図１５に例示するような特徴を有する。５本の曲線は、特定の第２タイミングに応じて、相互に異なる。この理由は、特定の第１タイミング、及び、特定の第２タイミングが、上述の通り、動脈等の様々な要因に応じて変化するとともに、圧力に対して一様に変化しないためである。
【０１６６】
たとえば、圧力が、拡張期血圧と収縮期血圧との間である場合に、第１タイミング８１、第４タイミング８４、及び、第５タイミング８５は、上下に大きく変化する。一方、圧力が上述した範囲でない場合に、第１タイミング８１、第４タイミング８４、及び、第５タイミング８５は、あまり変化しない。
【０１６７】
データ抽出部９０４は、第1の実施形態と同様に、動脈粘弾性指標を指標として所定データ範囲の脈波情報を抽出する。
【０１６８】
血圧判定部９０３は、第1の実施形態と同様に、抽出した脈波情報に基づき、拡張期血圧を判定する。
【０１６９】
血圧判定装置９０１は、上述したタイミングの差を表す脈波パラメタに基づき、血圧を推定する。このため、脈波信号がノイズを含む場合であっても、差を算出することによりノイズを消去することができる。この結果、本実施形態に係る血圧判定装置９０１によれば、高精度に拡張期血圧を判定することができる。
【０１７０】
一方、一般的な血圧測定装置は、上述したように、脈波信号に基づき血圧を推定する。このため、脈波信号がノイズを含む場合に、該血圧測定装置は、ノイズを消去することができないため、正確に拡張期血圧を判定することができない。
【０１７１】
上述した例において、図１５に示すように、期間と圧力との間には正の相関がある。特定の第１タイミング、及び、特定の第２タイミングの組み合わせに応じて、期間と圧力とが負の相関を有する場合であっても、血圧判定装置９０１は、第1の実施形態で説明したとおり、拡張期血圧を判定することができる。
【０１７２】
さらに、血圧判定装置９０１は、脈波信号がノイズを含む場合であっても、上述したタイミングの差を表す脈波パラメタを算出する。脈波パラメタを算出することによってノイズは低減するため、本実施形態に係る血圧判定装置９０１によれば、体の動き等のノイズの影響を受けることなく、高精度に血圧を判定することができる。
【０１７３】
以降、相違信号を算出することによって、ノイズが低減することについて説明する。
【０１７４】
被測定者における動き、外部からの振動、及び周囲における雑音等は、脈波信号にノイズ信号として加わる。
【０１７５】
以下、説明の便宜上、ノイズ信号を含む計測信号をＳ１及びＳ２とし、被測定者に関する脈波信号をＰ１及びＰ２とする。
【０１７６】
この場合、計測信号と脈波信号の間には、以下に示す式４及び式５に示す関係が成立する。
【０１７７】
Ｓ１＝Ｐ１×ａ１＋ｂ１      （式４）
Ｓ２＝Ｐ２×ａ２＋ｂ２      （式５）
ａ１及びａ２は、それぞれ、脈波信号Ｓ１及び脈波信号Ｓ２に関する乗算ノイズを表す。また、ｂ１及びｂ２は、それぞれ、脈波信号Ｓ１及び脈波信号Ｓ２に関する加算ノイズを表す。
【０１７８】
ここで、γを、以下に示す式６に従い定義する。
【０１７９】
γ＝ｂ１÷ｂ２      （式６）
上述した式４、式５、及び式６から、以下に示す式７が成り立つ。
【０１８０】
Ｓ１−γ×Ｓ２＝Ｐ１×ａ１−Ｐ２×γ×ａ２      （式７）
ａ１とａ２が十分に１に近い（すなわち、乗算ノイズが十分に小さい）場合、または、乗算ノイズの影響を受けない特徴量を抽出することで、ａ１、ａ２は無視でき、ノイズを低減することが可能である。
【０１８１】
ここで、ｍを、以下に示す式８に従い定義する。
【０１８２】
ｍ＝ａ１÷ａ２      （式８）
上述した式４、式５、式６、式７、及び、式８から、以下に示す式９が成り立つ。
【０１８３】
Ｓ１÷ｍ÷Ｓ２＝（Ｐ１＋ｂ１÷ａ１）÷（Ｐ２＋ｂ２÷ａ２）      （式９）
ｂ１とｂ２がそれぞれａ１、ａ２に対して十分に小さい場合、または、加算ノイズの影響を受けない特徴量を抽出する場合に、ａ１、ａ２は無視可能で、ノイズを低減することが可能である。
【０１８４】
乗算ノイズ、及び、加算ノイズは、設置位置の近い複数の脈波計測部で計測される複数の脈波信号に対して非独立的に加わる。この場合、γ、ｍの値が定まっていなくても、違いを算出することにより、ノイズ信号成分を低減することができる。
【０１８５】
従って、第２の実施形態に係る血圧判定装置９０１によれば、高精度に血圧を判定することができる。
【０１８６】
また、図１７に示すように、血圧判定装置９０１を有する血圧測定装置１００７が、３つの脈波を測定する場合も、血圧判定装置９０１は、上述した例と同様に血圧を判定することができる。図１７は、カフ１００５と、３つの脈波計測部との位置関係を概念的に表す図である。
【０１８７】
尚、説明の便宜上、図１７は、特定部位、及び、特定部位における血流等も示す。しかし、血圧測定装置１００７は、特定部位、及び、特定部位における血流等を含まない。
【０１８８】
血圧測定装置１００７は、脈波計測部１００１と、脈波計測部１００２と、脈波計測部１００３と、カフ１００５とを有する。カフ１００５は、流体袋１００６を有してもよい。脈波計測部１００１と、脈波計測部１００２と、脈波計測部１００３のうち、少なくとも２つの脈波計測部は、カフ１００５における短手方向の加圧中心または略中心を挟む位置にある。
【０１８９】
脈波計測部１００１と、脈波計測部１００２と、脈波計測部１００３とは、それぞれ、特定部位における脈波を測定する。
【０１９０】
以下、説明の便宜上、ノイズを含む計測信号をＳ１乃至Ｓ３とし、脈波信号をＰ１乃至Ｐ３とする。
【０１９１】
この場合、計測信号と脈波信号の間には、以下に示す式１０乃至式１２に示す関係が成立する。
【０１９２】
Ｓ１＝Ｐ１×ａ１＋ｂ１      （式１０）
Ｓ２＝Ｐ２×ａ２＋ｂ２      （式１１）
Ｓ３＝Ｐ３×ａ３＋ｂ３      （式１２）
ａ１乃至ａ３は、それぞれ、脈波信号に関する乗算ノイズを表す。ｂ１乃至ｂ３は、それぞれ、脈波信号に関する加算ノイズを表す。
【０１９３】
ここで、γ１を、以下に示す式１３に従い定義し、γ２を、以下に示す式１４に従い定義する。
【０１９４】
γ１＝ｂ１÷ｂ２      （式１３）
γ２＝ｂ1÷ｂ３      （式１４）
ここで、式１０と式１１との差分、及び、式１０と式１２との差分を、それぞれ算出することにより、以下の式１５及び式１６が成立する。
【０１９５】
Ｓ１−γ１×Ｓ２＝Ｐ１×ａ１−Ｐ２×γ１×ａ２      （式１５）
Ｓ１−γ２×Ｓ３＝Ｐ１×ａ１−Ｐ３×γ２×ａ３      （式１６）
さて、式１５÷式１６を算出することにより、以下に示す式１７が成立する。
【０１９６】
（Ｓ１−γ１×Ｓ２）÷（Ｓ１−γ２×Ｓ３）＝（Ｐ１−Ｐ２×γ１×ａ２÷ａ１）÷（Ｐ１−Ｐ３×γ２×ａ３÷ａ１）      （式１７）
式１７は、加算ノイズｂ１、ｂ２、ｂ３の影響をキャンセルした上で、ａ１が、ａ２、ａ３に十分に近い場合、乗算ノイズの影響を無視できることを表す。すなわち、これは、ノイズを低減することが可能であることを表す。
【０１９７】
さらに、これらのノイズ信号（ａ１、ａ２、ａ３、ｂ１、ｂ２、ｂ３）は、設置位置の近い複数の脈波計測部で計測される複数の脈波信号に対して非独立的に加わる。従って、式１７は、γ１、γ２の値が定まっていなくても、違いを算出することにより、これらのノイズの影響を低減することができることを表す。
【０１９８】
従って、第２の実施形態に係る血圧判定装置９０１は、３つ以上の脈波信号に基づき、血圧を判定することにより、上述したように、ノイズの影響を低減することができる。
【０１９９】
また、図１８に示すように、血圧判定装置９０１を有する血圧測定装置１００８が、４つの脈波を計測する場合も、血圧判定装置は、上述した例と同様に血圧を判定することができる。図１８は、カフ１００５と、４つの脈波計測部との位置関係を概念的に表す図である。
【０２００】
尚、説明の便宜上、図１８は、特定部位、及び、特定部位における血流等も示す。しかし、血圧測定装置１００８は、特定部位、及び、特定部位における血流等を含まない。
【０２０１】
血圧測定装置１００８は、脈波計測部１００１と、脈波計測部１００２と、脈波計測部１００３と、脈波計測部１００４と、カフ１００５とを有する。カフ１００５は、流体袋１００６を有してもよい。脈波計測部１００１と、脈波計測部１００２と、脈波計測部１００３と、脈波計測部１００４のうち、少なくとも２つの脈波計測部は、カフ１００５における短手方向の加圧中心または略中心を挟む位置にある。
【０２０２】
脈波計測部１００１と、脈波計測部１００２と、脈波計測部１００３と、脈波計測部１００４とは、それぞれ、特定部位における脈波を測定する。
【０２０３】
血圧判定装置９０１は、脈波計測部１００２と、脈波計測部１００３と、脈波計測部１００４とに基づき、上述した処理と同様に、血圧を判定する。
【０２０４】
従って、第２の実施形態に係る血圧判定装置９０１は、４つ以上の脈波信号に基づき、血圧を判定することにより、上述した理由と同様の理由に基づき、ノイズの影響を低減することができる。
＜第３の実施形態＞
次に、上述した第１の実施形態および第２の実施形態を基本とする本発明の第３の実施形態について説明する。
【０２０５】
以下の説明においては、本実施形態に係る特徴的な部分を中心に説明すると共に、上述した実施形態と同様な構成については、同一の参照番号を付すことにより、重複する説明を省略する。
【０２０６】
図１９と図２０と図２１とを参照しながら、第３の実施形態に係る血圧測定装置１２０１の構成例と、血圧測定装置１２０１が行う処理例とについて説明する。図１９は、本発明の第３の実施形態に係る血圧判定装置１２０２の構成例を示すブロック図である。図２０は、本発明の第３の実施形態に係る血圧測定装置１２０１の構成例を示すブロック図である。図２１は、第３の実施形態に係る血圧測定装置１２０１における処理の流れの一例を示すフローチャートである。
【０２０７】
血圧判定装置１２０２は、脈波算出部１３０２と、データ抽出部１３０４と、血圧判定部１３０３とを有する。本実施形態における脈波算出部１３０２は、第1の実施形態における脈波算出部１０２および第2の実施形態における脈波算出部９０２と同一である。
【０２０８】
血圧測定装置１２０１は、カフ４０１と、脈波計測部４０２と、圧力計測部４０７と、圧力制御部１２０３と、入力部４０５と、表示部４０６と、血圧判定装置１２０２とを有する。
【０２０９】
まず、圧力制御部１２０３は、被測定者が測定を開始するのに応じて、カフ４０１の内圧を加える制御を行う（ステップＳ１３０１）。加圧する過程において、圧力計測部４０７は、カフ４０１の内圧を測定し、測定した圧力を圧力信号２００３として、血圧判定装置１２０２に送信する（ステップＳ１３０２）。また、脈波計測部４０２は、特定部位における脈波を測定し、測定した脈波を脈波信号として、血圧判定装置１２０２に送信する（ステップＳ１３０２）。
【０２１０】
血圧判定装置１２０２は、該圧力信号２００３及び該脈波信号を受信し、受信した圧力信号２００３及び脈波信号に基づき、タイミング及び複数のタイミング間における期間（脈波パラメタ）を算出する。さらに、血圧判定装置１２０２は、該期間における圧力と、脈波パラメタとを関連付けすることにより、脈波情報を算出する（ステップＳ１３０３）。
【０２１１】
血圧判定装置１２０２は、特定の脈波情報を抽出する（ステップＳ１３０４）。具体的には、まず、データ抽出部１３０４は、脈波情報から動脈粘弾性指標を算出する。続いて、データ抽出部１３０４は、測定開始から該時点までに得られた前記変化割合のうち連続する所定の期間において所定の条件を満たすデータ範囲を抽出する。
【０２１２】
ここで、所定の条件とは、第１の実施形態で述べた条件と同様である。また、前述の通り、所定の期間とは特に限定されず、任意のデータ点数及び圧力範囲を設定できる。データ抽出部１３０４は、上記条件を満たす増加割合を与えたデータ範囲の脈波情報を前記所定の脈波情報として抽出する。
【０２１３】
血圧判定装置１２０２は、抽出された特定の脈波情報に基づいて、拡張期血圧を判定し、該血圧を脈波信号に関する血圧として提示する（ステップＳ１３０５）。その後、血圧測定装置１２０１は、カフ４０１の内圧を減らす（ステップＳ１３０６）。
【０２１４】
上述した例において、血圧測定装置１２０１は、カフに内圧を加えた後に脈波を測定するとしたが、加圧する過程において脈波を測定してもよい。
【０２１５】
また、上述した例において、血圧測定装置１２０１は、拡張期血圧を判定および提示した後にカフ４０１の内圧を減らすとしたが、カフ内圧を減圧した後に拡張期血圧を判定および提示しても良い。
【０２１６】
このように、血圧判定装置１２０２を含む血圧測定装置１２０１は、血圧判定装置１２０２が拡張期血圧を判定可能になるのに応じて、加圧を止める処理、減圧する処理等、血圧を測定する処理を終了してもよい。
【０２１７】
このように、動脈粘弾性指標が所定条件を満たすときに圧力変動を終了させることにより、拡張期血圧の判定に必要な最小の締め付けで測定を終了させることができ、被測定者の苦痛を低減できる。
【０２１８】
尚、圧力の上限は、特に、限定されないが、被測定者を圧迫することに伴う身体的な負担を和らげる程度に、収縮期血圧よりも低い圧力の範囲内に設定してもよい。
【０２１９】
また、特願２０１４−０２５３７３に例示される収縮期血圧の推定方法に従って、収縮期血圧を推定して決定しても良い。収縮期血圧を推定して決定することによって、一般的な血圧測定装置よりも低い圧力において、拡張期血圧と収縮期血圧の両方を判定することができるため、測定時間を短縮し、被測定者に与える負担を低くすることができる。
【０２２０】
なお、加圧停止を判定する条件は、拡張期血圧の判定に必要な圧迫圧力であれば良く、動脈粘弾性指標に限定されない。たとえば、圧迫圧力が拡張期血圧以上から収縮期血圧未満のあいだである場合、または、取得した脈波情報に脈波振幅値の極大値が存在する場合、圧迫圧力が所定の閾値を上回った場合、などがある。
【０２２１】
また、第３の実施形態に係る血圧測定装置１２０１は、第１の実施形態と同様の構成を含むため、第３の実施形態は、第１の実施形態と同様の効果を享受することができる。すなわち、第３の実施形態に係る血圧測定装置１２０１によれば、高精度に血圧を測定することができる。
＜第４の実施形態＞
次に、上述した第３の実施形態を基本とする本発明の第４の実施形態について説明する。
【０２２２】
以下の説明においては、本実施形態に係る特徴的な部分を中心に説明すると共に、上述した第３の実施形態と同様な構成については、同一の参照番号を付すことにより、重複する説明を省略する。
【０２２３】
図２２を参照しながら、第４の実施形態に係る血圧測定装置２５０１の構成例と、血圧測定装置２５０１が行う処理例とについて説明する。図２２は、本発明の第４の実施形態に係る血圧測定装置２５０１の構成例を示すブロック図である。
【０２２４】
血圧測定装置２５０１は、第３の実施形態が有する構成（図２０参照）に加え、さらに、判定部２５０２と、補正部２５０３とを有する。なお、血圧測定装置２５０１における圧力制御部１４０３は、図２０に示される圧力制御部１２０３と実質的に同一である。
【０２２５】
判定部２５０２は、被測定者に関する状態を表すパラメタ、及び、周辺環境を表すパラメタ等に基づき、該パラメタが推定する血圧に影響を与えるか否かを判定する。
【０２２６】
たとえば、判定部２５０２は、たとえば、該パラメタに応じて、脈波情報にフィッティングする曲線が変化する場合に、血圧に影響を与えると判定する。
【０２２７】
被測定者に関する状態を表すパラメタは、たとえば、体位や活動量等に関する行動情報（たとえば、臥位、立位、及び、座位等）を表すパラメタ、または、体温や心拍数等に関するバイタル情報を表すパラメタ等である。また、周辺環境を表すパラメタは、たとえば、気温、体表面付近の気温、または、温度等に関するパラメタである。
【０２２８】
たとえば、被測定者に関する状態を表すパラメタは、加速度センサ、角速度センサ、傾斜計等の力学センサを被測定者に設置し、設置したセンサが出力する値に、一般的な行動解析アルゴリズムを適用することにより算出される値である。また、周辺環境を表すパラメタは、温度センサを所望の位置に設置し、設置したセンサが出力する値等である。
【０２２９】
補正部２５０３は、判定部２５０２が血圧に影響を与えると判定する場合に、該パラメタ(以降、説明の便宜上、「第１パラメタ」と表す)、及び、脈波情報に基づき血圧情報を選ぶ。この場合、血圧情報は、脈波情報、血圧情報、及び、該パラメタを関連付ける。たとえば、補正部２５０３は、血圧情報から、行動情報を表すパラメタ（すなわち、第１パラメタ）に関連付けされた脈波情報を読み取る。その後、血圧判定装置１４０２は、補正部２５０３が読み取った脈波情報に基づき、血圧を判定する。
【０２３０】
尚、補正部２５０３は、脈波情報に基づき選んだ血圧情報を、該パラメタに基づき補正してもよい。たとえば、該パラメタと、血圧との間に高い相関がある場合に、補正部２５０３は、該相関に基づき、血圧判定装置１４０２が推定した血圧を補正する。
【０２３１】
第４の実施形態に係る血圧測定装置２５０１は、第３の実施形態と同様の構成を含むため、第４の実施形態は、第３の実施形態と同様の効果を享受することができる。すなわち、第４の実施形態に係る血圧測定装置２５０１によれば、高精度に血圧を判定することができる。
【０２３２】
また、補正部２５０３は、行動情報、及び、バイタル情報を表すパラメタ等に基づき、血圧を補正する。この結果、血圧測定装置２５０１は、測定する環境に依らず、高精度に血圧を測定することができる。
【０２３３】
尚、判定部２５０２が血圧に影響を与えないと判定する場合に、血圧測定装置２５０１が血圧を測定する一方で、判定部２５０２が血圧に影響を与えると判定する場合に、血圧測定装置２５０１が血圧を測定しない態様であってもよい。または、判定部２５０２が血圧に影響を与えると判定する場合に、血圧測定装置２５０１が再測定を促す、または、被測定者が姿勢を正す必要があることを表示する態様であってもよい。または、血圧測定装置２５０１は、判定部２５０２が血圧に影響を与えないと判定するまで、測定を開始しない態様であってもよい。
（ハードウェア構成例）
上述した本発明の各実施形態における血圧判定装置を、１つの計算処理装置（情報処理装置、コンピュータ）を用いて実現するハードウェア資源の構成例について説明する。但し、係る血圧判定装置は、物理的または機能的に少なくとも２つの計算処理装置を用いて実現してもよい。また、係る血圧判定装置は、専用の装置として実現してもよい。
【０２３４】
図２３は、第１の実施形態乃至第４の実施形態に係る血圧判定装置及び血圧測定装置を実現可能な計算処理装置のハードウェア構成例を概略的に示す図である。計算処理装置２０は、中央処理演算装置（Central Processing Unit、以降「ＣＰＵ」と表す）２１、メモリ２２、ディスク２３、不揮発性記録媒体２４、入力装置２５、出力装置２６、および、通信インターフェース（以降、「通信ＩＦ」と表す。）２７を有する。計算処理装置２０は、通信ＩＦ２７を介して、他の計算処理装置、及び、通信装置と情報を送受信することができる。
【０２３５】
不揮発性記録媒体２４は、コンピュータが読み取り可能な、たとえば、コンパクトディスク、デジタルバーサタイルディスク、ブルーレイディスク（登録商標）、ユニバーサルシリアルバスメモリ、ソリッドステートドライブ等を指している。不揮発性記録媒体２４を使うと電源を供給しなくても係るプログラムを保持し、持ち運びすることが可能になる。不揮発性記録媒体２４は、上述した媒体に限定されない。また、不揮発性記録媒体２４の代わりに、通信ＩＦ２７を介して、通信ネットワークを介して係るプログラムを持ち運びしてもよい。
【０２３６】
すなわち、ＣＰＵ２１は、ディスク２３が記憶するソフトウェア・プログラム（コンピュータ・プログラム：以下、単に「プログラム」と称する）を、実行する際にメモリ２２にコピーし、演算処理を実行する。ＣＰＵ２１は、プログラム実行に必要なデータをメモリ２２から読み取る。表示が必要な場合には、ＣＰＵ２１は、出力装置２６に出力結果を表示する。外部からプログラムを入力する場合、ＣＰＵ２１は、入力装置２５からプログラムを読み取る。ＣＰＵ２１は、上述した図１、図７、図１０、図１９、図２０、あるいは、図２２に示した各部が表す機能（処理）に対応するところのメモリ２２にある血圧判定プログラム（図２、図１１、あるいは、図２１）を解釈し実行する。ＣＰＵ２１は、上述した本発明の各実施形態において説明した処理を順次行う。
【０２３７】
すなわち、このような場合、本発明は、係る血圧判定プログラムによっても成し得ると捉えることができる。更に、係る血圧判定プログラムが記録されたコンピュータ読み取り可能な不揮発性の記録媒体によっても、本発明は成し得ると捉えることができる。
【０２３８】
以上、実施形態を用いて本発明を説明したが、本発明の技術的範囲は、上記実施形態の記載に限定されない。上記実施形態に多様な変更又は改良を加えることが可能であることは当業者にとって自明である。従って、そのような変更又は改良を加えた形態もまた本発明の技術的範囲に含まれることは説明するまでもない。また、以上説明した実施形態において使用される、数値や各構成の名称等は例示的なものであり適宜変更可能である。
【０２３９】
尚、上述した各実施形態の一部又は全部は、以下の付記のようにも記載されうる。
（付記１）
特定の期間における圧力信号と、前記特定の期間において前記圧力信号に係る圧力に起因して測定される脈波信号に基づき、前記脈波信号が所定の条件を満たす複数のタイミングと、前記タイミングの差分を表す期間と、前記期間における前記圧力信号の圧力値とを算出し、前記期間と前記圧力値を関連づける脈波情報を算出する脈波算出手段と、
動脈粘弾性指標に基づいて前記脈波情報から特定のデータ範囲を抽出するデータ抽出手段と、
前記データ範囲における圧力値および期間の対応関係から拡張期血圧を判定する血圧判定手段と
を備えることを特徴とする血圧判定装置。
（付記２）
前記動脈粘弾性指標は、前記脈波情報の所定データ範囲における前記圧力値に対する前記期間の増加割合であることを特徴とする、付記１記載の血圧判定装置。
（付記３）
前記データ範囲は、前記動脈粘弾性指標の絶対値が極大となる圧迫圧力範囲に関連づけられた脈波情報であることを特徴とする付記１または２記載の血圧判定装置。
（付記４）
前記データ範囲は、前記動脈粘弾性指標の絶対値が所定の閾値を上回る圧迫圧力範囲に関連づけられた脈波情報であることを特徴とする付記１または２記載の血圧判定装置。
（付記５）
前記データ範囲は、前記動脈粘弾性指標の絶対値の最大値に対して所定の動脈粘弾性指標である圧迫圧力範囲に関連づけられた脈波情報であることを特徴とする付記１または２記載の血圧判定装置。
（付記６）
前記血圧判定手段は、前記データ範囲における圧力値および期間の対応関係から期間が所定条件を満たす圧力値を外挿し、外挿した圧力値を拡張期血圧として判定することを特徴とする付記１〜５のいずれか１項に記載の血圧判定装置。
（付記７）
前記対応関係は、線形関係であることを特徴とする付記１〜６のいずれか１項に記載の血圧判定装置。
（付記８）
脈波パラメタをΔＴとし、動脈粘弾性指標をｋとし、圧迫圧力をＰとし、拡張期血圧をＤＢＰとした場合、前記線形関係は、以下の式
ΔＴ＝ｋ×（Ｐ−ＤＢＰ）
で表されることを特徴とする付記７記載の血圧判定装置。
（付記９）
前記脈波情報に基づき、収縮期血圧を推定することを特徴とする付記１〜８のいずれか１項に記載の血圧判定装置。
（付記１０）
前記脈波算出手段は、心拍が特定の特徴を表すタイミングと、前記複数のタイミングのうち１つのタイミングとにおける前記期間を算出することを特徴とする付記１〜９のいずれか１項に記載の血圧判定装置。
（付記１１）
被測定部位の圧迫圧力を計測する圧力計測手段を備え、計測した前記圧迫圧力が圧力信号として入力される付記１〜１０のいずれか１項に記載の血圧判定装置を備えることを特徴とする血圧測定装置。
（付記１２）
被測定部位を加圧する過程で血圧を判定する血圧測定装置であって、
付記１〜１０のいずれか１項に記載の血圧判定装置と、
前記血圧判定装置により拡張期血圧が判定されたときに加圧を停止する加圧制御手段と
を備えることを特徴とする血圧測定装置。
（付記１３）
特定の期間における圧力信号と、前記特定の期間において前記圧力信号に係る圧力に起因して測定される脈波信号に基づき、前記脈波信号が所定の条件を満たす複数のタイミングと、前記タイミングの差分を表す期間と、前記期間における前記圧力信号の圧力値とを算出し、前記期間と前記圧力値を関連づける脈波情報を算出し、
動脈粘弾性指標に基づいて前記脈波情報から特定のデータ範囲を抽出し、
前記データ範囲における圧力値および期間の対応関係から拡張期血圧を判定する
ことを特徴とする血圧判定方法。
（付記１４）
特定の期間における圧力信号と、前記特定の期間において前記圧力信号に係る圧力に起因して測定される脈波信号に基づき、前記脈波信号が所定の条件を満たす複数のタイミングと、前記タイミングの差分を表す期間と、前記期間における前記圧力信号の圧力値とを算出し、前記期間と前記圧力値を関連づける脈波情報を算出する脈波算出機能と、
動脈粘弾性指標に基づいて前記脈波情報から特定のデータ範囲を抽出するデータ抽出機能と、
前記データ範囲における圧力値および期間の対応関係から拡張期血圧を判定する血圧判定機能と
をコンピュータに実行させるための血圧判定プログラム。
【０２４０】
以上、上述した実施形態を模範的な例として本発明を説明した。しかしながら、本発明は、上述した実施形態には限定されない。即ち、本発明は、本発明のスコープ内において、当業者が理解し得る様々な態様を適用することができる。
【０２４１】
この出願は、２０１４年８月２７日に出願された日本出願特願２０１４−１７２１１３を基礎とする優先権を主張し、その開示の全てをここに取り込む。
【符号の説明】
【０２４２】
２０    計算処理装置
２１    ＣＰＵ
２２    メモリ
２３    ディスク
２４    不揮発性記録媒体
２５    入力装置
２６    出力装置
２７    通信ＩＦ
１０１    血圧判定装置
１０２    脈波算出部
１０３    血圧判定部
１０４    データ抽出部
２００１    脈波信号
２００３    圧力信号
４０１    カフ
４０２、４０３    脈波計測部
４０４    圧力制御部
４０５    入力部
４０６    表示部
４０７    圧力計測部
４０８    血圧測定装置
９０１    血圧判定装置
９０２    脈波算出部
９０３    血圧判定部
９０４    データ抽出部
１１０１    皮膚
１１０２    皮下組織
１１０３    動脈壁
１１０４    血流
１１０５    閉塞部
ａ    状態
ｂ    状態
８１    第１タイミング
８２    第２タイミング
８３    第３タイミング
８４    第４タイミング
８５    第５タイミング
８６    第６タイミング
１５８１    第１曲線
１５８２    第２曲線
１５８３    第３曲線
１５８５    第４曲線
１５８６    第５曲線
１００１    脈波計測部
１００２    脈波計測部
１００３    脈波計測部
１００４    脈波計測部
１００５    カフ
１００６    流体袋
１２０１    血圧測定装置
１２０２    血圧判定装置
１２０３    圧力制御部
１３０２    脈波算出部
１３０３    血圧判定部
１３０４    データ抽出部
１４０２    血圧判定装置
１４０３    圧力制御部
２５０１    血圧測定装置
２５０２    判定部
２５０３    補正部
【図１】
2016031196.tif 000003
【図２】
2016031196.tif 000004
【図３】
2016031196.tif 000005
【図４】
2016031196.tif 000006
【図５】
2016031196.tif 000007
【図６】
2016031196.tif 000008
【図７】
2016031196.tif 000009
【図８】
2016031196.tif 000010
【図９】
2016031196.tif 000011
【図１０】
2016031196.tif 000012
【図１１】
2016031196.tif 000013
【図１２】
2016031196.tif 000014
【図１３】
2016031196.tif 000015
【図１４】
2016031196.tif 000016
【図１５】
2016031196.tif 000017
【図１６】
2016031196.tif 000018
【図１７】
2016031196.tif 000019
【図１８】
2016031196.tif 000020
【図１９】
2016031196.tif 000021
【図２０】
2016031196.tif 000022
【図２１】
2016031196.tif 000023
【図２２】
2016031196.tif 000024
【図２３】
2016031196.tif 000025
【国際調査報告】
2016031196.tif 000026
2016031196.tif 000027