(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
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、
血圧推定装置。
【請求項２】
前記処理部は、
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、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。
【請求項３】
前記処理部は、
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。
【請求項４】
前記処理部は、
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を決定する、
請求項３に記載の血圧推定装置。
【請求項５】
前記複数の容器は、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、
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。
【請求項６】
検出された生体の心拍の周期の長さを表す第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を備える、
血圧推定装置。
【請求項７】
請求項１〜６のいずれか１項に記載の血圧推定装置で推定された血圧が有する圧力情報又は血圧計で得られた血圧値を参照値として記憶する記憶部と、
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。
【請求項８】
請求項７に記載の血圧推定装置であって、
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。
【請求項９】
検出された生体の心拍の周期の長さを表す第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、
血圧推定方法。
【請求項１０】
検出された生体の心拍の周期の長さを表す第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、
処理をコンピュータに実行させる、血圧推定プログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
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。
【背景技術】
【０００２】
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。【０００３】
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。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特許第６５８０１５８号
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
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。【０００６】
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。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
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。
【発明の効果】
【０００８】
血圧を高い精度で推定できる。
【図面の簡単な説明】
【０００９】
【図１】第１実施形態の血圧推定装置の構成を表すブロック図である。
【図２】図１の処理部の構成を表すブロック図である。
【図３】図１の処理部が用いる数理モデルを表す説明図である。
【図４】図１の処理部が記憶する基準無負荷容積の時間に対する変化を表すグラフである。
【図５】図１の処理部が用いる循環調節系逆モデルを説明するためのブロック図である。
【図６】図１の処理部の機能を表すブロック図である。
【図７】図１の処理部が実行する処理を表すフローチャートである。
【図８】図１の処理部が実行する処理を表すフローチャートである。
【図９】図１の処理部により推定された血圧の時間に対する変化を表すグラフである。
【図１０】従来の血圧推定装置により推定された血圧の時間に対する変化を表すグラフである。
【図１１】緩慢脈拍数変化時定数Ｔｃの変化と血圧の誤差との関係を示すグラフである。
【図１２】第２実施形態の血圧推定装置の構成を表すブロック図である。
【図１３】図１３（Ａ）は、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図であり、（Ｂ）は、脈拍数の時間変化と血圧との相関図である。
【発明を実施するための形態】
【００１０】
［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。
【００１１】
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。
【００１２】
［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。
【００１３】
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。
【００１４】
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。
【００１５】
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。
【００１６】
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。
【００１７】
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。
【００１８】
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。
【００１９】
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。
【００２０】
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。
【００２１】
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。
【００２２】
［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。
【００２３】
［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。
【００２４】
［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。
【００２５】
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。
【００２６】
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。
【００２７】
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。
【００２８】
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。
【数１】
0006847489.tif 000002
【００２９】
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。
【００３０】
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。
【数２】
0006847489.tif 000003
【００３１】
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。
【００３２】
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。
【数３】
0006847489.tif 000004
【００３３】
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。
【００３４】
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。
【数４】
0006847489.tif 000005
【００３５】
各連通管ＦＣ１〜ＦＣ８における流量Ｑｉは、数式５により表される。
【数５】
0006847489.tif 000006
【００３６】
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６】
0006847489.tif 000007
【００３７】
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。
【数７】
0006847489.tif 000008
【００３８】
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。
【００３９】
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。
【数８】
0006847489.tif 000009
【００４０】
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。
【数９】
0006847489.tif 000010
【００４１】
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。
【００４２】
［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。
【００４３】
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。
【００４４】
＜（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。
【００４５】
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。
【数１０】
0006847489.tif 000011
【００４６】
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。
【００４７】
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。
【数１１】
0006847489.tif 000012
【数１２】
0006847489.tif 000013
【００４８】
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。
【数１３】
0006847489.tif 000014
【００４９】
＜（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。
【数１４】
0006847489.tif 000015
【００５０】
＜（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。
【００５１】
［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。
【００５２】
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。
【００５３】
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。
【００５４】
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。
【００５５】
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。
【００５６】
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。
【００５７】
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。
【００５８】
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。
【００５９】
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。
【００６０】
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。
【００６１】
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。
【００６２】
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。
【００６３】
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。
【００６４】
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。
【００６５】
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。
【００６６】
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。
【数１５】
0006847489.tif 000016
【００６７】
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。
【００６８】
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。
【数１６】
0006847489.tif 000017
【００６９】
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。
【００７０】
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。
【００７１】
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。
【００７２】
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。
【００７３】
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。
【００７４】
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。
【００７５】
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。
【００７６】
［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。
【００７７】
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）。
【００７８】
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）。
【００７９】
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）。
【００８０】
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。
【００８１】
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。
【００８２】
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。
【００８３】
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。
【００８４】
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。
【００８５】
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）。
【００８６】
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）。
【００８７】
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）。
【００８８】
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。
【００８９】
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）。
【００９０】
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）。
【００９１】
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）。
【００９２】
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）。
【００９３】
［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。
【００９４】
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。
【００９５】
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。
【００９６】
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。
【００９７】
［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。
【００９８】
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。
【００９９】
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。
【０１００】
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。
【０１０１】
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。
【０１０２】
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。
【０１０３】
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。
【０１０４】
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。
【０１０５】
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。
【０１０６】
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。
【０１０７】
［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。
【０１０８】
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。
【０１０９】
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。
【０１１０】
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。
【０１１１】
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。
【０１１２】
［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。
【０１１３】
［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。
【０１１４】
［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。
【０１１５】
［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。
【符号の説明】
【０１１６】
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
【要約】
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。【図１】
0006847489.tif 000018
【図２】
0006847489.tif 000019
【図３】
0006847489.tif 000020
【図４】
0006847489.tif 000021
【図５】
0006847489.tif 000022
【図６】
0006847489.tif 000023
【図７】
0006847489.tif 000024
【図８】
0006847489.tif 000025
【図９】
0006847489.tif 000026
【図１０】
0006847489.tif 000027
【図１１】
0006847489.tif 000028
【図１２】
0006847489.tif 000029
【図１３】
0006847489.tif 000030