JP7404101B2 - 血圧測定装置、及び血圧測定方法 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、血圧測定装置、及び血圧測定方法に関する。

心拍数の変化に対応する動脈及び毛細血管の血液量の変化を測定することにより、心拍に伴う脈波を検出する光電式容積脈波計（ＰＰＧ：Ｐｈｏｔｏｐｌｅｔｈｙｓｍｏｇｒａｍ）センサが知られている。ＰＰＧセンサを用いて脈拍ごとに組織を通過する血液量に基づいて心拍数を検出する手法は、容積脈波（ＢＶＰ：Ｂｌｏｏｄ Ｖｏｌｕｍｅ Ｐｕｌｓｅ）測定と呼ばれている。

容積脈波形状の特徴点に基づき血圧の推定を行う方法が一般に知られている。ところが、容積脈波の波形は、被検者の活動状態や精神状態によって変動し、容積脈波に乱れが生じる。容積脈波が乱れていると、特徴点等を正確に計測できなくなり、血圧の測定精度が悪くなる。

特開２０００－２１７７９６号公報

本発明が解決しようとする課題は、被検者の血圧を簡易かつ精度よく取得可能な血圧測定装置及び血圧測定方法を提供することである。

本実施形態によれば、血圧測定装置は、測定部と、血圧取得部とを備える。測定部は、所定の周波数帯域の光信号を照射したときに被検者の体内で散乱された受光信号に基づいて、被検者の脈波を測定する。血圧取得部は、脈波を時間で１階微分した値が最大になる第１基準時から次の脈波の立ち上がる第２基準時までの期間内における第１期間の前記被検者の血液流量に対応する第１値と、被検者の血流抵抗に対応する第２値とに基づき、拡張期血圧を取得する。

第１実施形態による血圧測定装置の概略構成を示すブロック図。 腕時計型の血圧測定装置の一例を示す図。 測定部により測定された容積脈波の一例を示す図。 円筒管で近似した血管を示す図。 第１実施形態に係る脈波の波形の一例とモデル化した円筒管の半径を示す図。 第１実施形態に係る血管の容積変化に伴う円筒管の半径の変化を模式的に示す図。 点Ｐ_Ｓから点Ｐ_Ｅへ至る際の流量を模式的に示す図。 点Ｐ_Ｅから点Ｐ_Ｈへ至る際の流量を模式的に示す図。 第１実施形態に係る特徴点処理部が取得する情報例を示す図。 血圧が高めの被検者の測定データを示す図。 血圧が低めの被検者の測定データを示す図。 血圧測定装置の処理を示すフローチャート。 第２実施形態に係る脈波の波形の一例とモデル化した円筒管の半径との関係を示す図。 第２実施形態に係る血管の容積変化に伴う円筒管の半径の変化を模式的に示す図。 点Ｐ_Ｓから点Ｐ_Ｅを経て点Ｐ_Ｈへ至る際の流量を模式的に示す図。 点Ｐ_Ｈから点Ｐ_Ｄへ至る際の流量を模式的に示す図。 第２実施形態に係る特徴点処理部が取得する情報例を示す図。

以下、図面を参照して本発明の実施形態を説明する。以下の実施形態では、血圧測定装置内の特徴的な構成および動作を中心に説明するが、血圧測定装置には以下の説明で省略した構成および動作が存在しうる。

（第１実施形態）
図１は第１実施形態による血圧測定装置１の概略構成を示すブロック図である。血圧測定装置１は、測定部２と、血圧取得部４とを備えている。血圧測定装置１は、例えば図２に示すような腕時計型の生体測定装置６に組み込むことができる。なお、生体測定装置６は、上腕部、胸部などに配置しても良い。

測定部２は、被検者の心拍数の変化に伴う動脈及び毛細血管の血液量の変化を測定することにより、心拍に伴う容積脈波の情報を取得する。以下では、容積脈波を単に脈波と呼ぶこともある。

測定部２は、発光部２２と、受光部２４と、脈波生成部２６とを有する。発光部２２は、例えば、特定の波長帯域（緑色や近赤外帯域など）の光信号を発光するＬＥＤ（Ｌｉｇｈｔ Ｅｍｉｔｔｉｎｇ Ｄｅｖｉｃｅ）を有する。受光部２４は、発光部２２からの光信号が被検者の体内で吸収又は反射・散乱された後の信号を受光する。脈波生成部２６は、受光信号に基づいて、心拍の１拍ごとに脈波を生成する。

光信号の発光量が変動すると、受光信号の受光量も変動する。このため、脈波生成部２６は、受光信号のＤＣ成分とＡＣ成分とに分離し、ＡＣ／ＤＣ比に基づいて脈波を生成する。このため、生成される脈波は、無次元のデータである。

図３は、測定部２により測定された容積脈波の一例を示す図である。縦軸は脈波の値を示し、横軸は時間を示している。図３に示すように、脈波は一心拍毎に変動を繰り返す。ｉ拍目の脈波ｙ_ｉは周期的に変動するＡＣ成分とＤＣ成分である
により構成される。

血圧取得部４は、脈波に基づき、被検者の血圧を取得する。この血圧取得部４は、特徴点処理部４２と、血圧演算部４４とを有する。

まず、図４乃至７Ｂに基づき、血圧取得部４で用いるモデルに関して説明する。図４は、モデル化された血管を示す図である。図４に示す血管のモデルは、半径ｒ_ｉｓ、長さＬの円筒管で近似したものである。血圧変動は、心臓から拍出された血液により血管壁にかかる圧力の変動である。この血圧変動は、脈波ｙ_ｉと連動する。

円筒管の圧力差ΔＰ、流量Ｑ、および抵抗Ｒの関係は、ナビエ・ストークスの式から導かれ、（１）式で示される。
血圧取得部４は、円筒管のモデルに基づき、脈波ｙ_ｉを用いて流量Ｑおよび抵抗Ｒに対応する値を演算し、被検者の血圧を取得する。なお、人の血圧は一般に、心臓の収縮期における血管内の最大圧力である収縮期血圧ＳＢＰ（Ｓｙｓｔｏｌｉｃ Ｂｌｏｏｄ Ｐｒｅｓｓｕｒｅ）、心臓の拡張期における血管内の最小圧力である拡張期血圧ＤＢＰ（Ｄｉａｓｔｏｌｉｃ Ｂｌｏｏｄ Ｐｒｅｓｓｕｒｅ）、拡張期血圧から収縮期血圧を減じた脈圧ＰＰ（Ｐｕｌｓｅ ｐｒｅｓｓｕｒｅ）を用いて評価される。

図５は、第１実施形態に係る脈波の波形の一例とモデル化した円筒管の半径との関係を示す図である。左図は、１拍分の正常な脈波の波形の一例を示す図である。縦軸は脈波の値を示し、横軸は時間を示している。右図は、モデル化した円筒管の半径を示す図である。血管の容積変化を、半径ｒ_ｉｓと変化分であるΔｒ_ｉｄで示している。すなわち、半径ｒ_ｉｓは、点Ｐ_Ｅにおける血管の半径であり、Δｒ_ｉｄは、点Ｐ_Ｅから点Ｐ_Ｈへの容積の増加に係る半径の増分である。

正常な脈波ｙ_ｉは、振幅がボトムの位置（ｔ_０）で開始し、振幅がほぼ単調に増加して最大ピーク（ｔ_２）に達し、その後、振幅が単調に減少してボトムの位値（ｔ_３）に達して終了する。ここで、添え字ｉは、容積脈波データにおいて、各一つのパルスを識別する番号である。すなわち、ｉ拍目の脈波に対応するデータを意味する。なお、本実施形態に係る演算では、一拍毎の演算を行っているが、これに限定されず、数拍分のデータを例えば平均化して演算してもよい。

ｔ_１は、ｔ_０からｔ_２までの間で、脈波ｙ_ｉを時間で１階微分した値が最大になる時刻である。このｔ_１は、後述する（４）式で示す粘弾性運動方程式の変位ｒ（ｔ）の平衡点に対応する。

ｔ_ｓは、（２）式で示すように、時刻ｔ_１の脈波ｙ_ｉの値ｙ_ｉｓから直流成分
を減じた第１差分値を、最大になる１階微分値
で除算した値に基づく時刻である。ここで、１階微分値
は、例えば後述する（１５）式で演算される。
線Ｌｓは、点Ｐ_Ｅの接線である。すなわち、線Ｌｓと横軸と水平なラインとの間の角度θにより演算されるｔａｎθは、この１階微分値
に対応する。Ｐ_Ｓ、Ｐ_Ｅ、Ｐ_Ｈ、Ｐ_Ｌは、それぞれ時刻ｔ_ｓ、ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３に対応する点である。なお、本実施形態に係る時刻ｔ_１が第１時刻に対応し、時刻ｔ_２が第２時刻に対応し、時刻ｔ_０又はｔ_ｓが第３時刻に対応する。

図６は、点Ｐ_Ｓから点Ｐ_Ｌへの血管の容積変化に伴う円筒管の半径の変化を模式的に示す図である。縦軸は時間を示し、横軸は点Ｐ_Ｓからの半径の変動分を示している。半径は時間の経過にしたがい、点Ｐ_Ｓから点Ｐ_Ｈまでは増加し、その後は減少する。

血液流量を、モデル化された血管の容積変化に応じた半径ｒに基づく体積流量Ｑとして計量する。このため、単位時間あたりの半径の平均変化率（Δｒ／Δｔ）を用いて流量Ｑを定義できる。Δｔは、ｔの時間変化量を示し、Δｒは、Δｔにおける半径ｒの変化量を示す。

図７Ａは、点Ｐ_Ｓから点Ｐ_Ｅへ至る際の流量Ｑ_ＳＥを模式的に示す図である。図７Ｂは、点Ｐ_Ｅから点Ｐ_Ｈへ至る際の流量Ｑ_ＥＨを模式的に示す図である。横軸は平均変化率（Δｒ／Δｔ）の二乗を示し、縦軸は長さＬとπの乗算値である。平均変化率ｍ_ｉｓは、後述する（８）式で示される。図７Ａの平均変化率ｍ_ｉｓは、点Ｐ_Ｓから点Ｐ_Ｅへ至る際の半径ｒ_ｉｓを時刻ｔ_１から時刻ｔ_ｓを減算した値で除算した値である。図７Ｂの平均変化率ｍ_ｉｄは、Δｒ_ｉｄを時刻ｔ_２から時刻ｔ_１を減算した値で除算した値である。また、点Ｐ_Ｈから点Ｐ_Ｌへ至る際流量Ｑ_ＥＬ（図示せず）、は、点Ｐ_Ｈから点Ｐ_Ｌに至る時間Ｔ_ｉｄ２と抵抗Ｒと血管のコンプライアンスＣと流量Ｑ_ＥＨを用いて、（３）式で得ることが可能である。（３）式において、ネイピア数の項は、２要素のウィンドケッセルモデルにおいて、収縮期後の圧力低下を表す方法として知られている。

血管壁の変位ｒ（ｔ）、すなわち半径ｒ（ｔ）の変位は脈波ｙ_ｉの値に連動する。また、圧力を血管壁の変位ｒ（ｔ）で近似する事が可能であり、半径ｒ（ｔ）の変位は（４）式で示す粘弾性運動方程式と同等となる。すなわち、血管を円筒管で近似する場合、血圧を脈波ｙ_ｉの情報に基づき演算可能となる。

ここで、ｂは粘性定数であり、ｋは弾性定数であり、血管の弾性を反映する。（４）式において左辺は、ニュートンの運動の第２法則における全体の力を示す。また、右辺の第１項は、減衰力を示し、第２項は、復元力を示し、第３項は、ウィンドケッセル効果による力を示している。変位ｒ（ｔ）の平衡位置は点Ｐ_Ｅに対応する。

心臓の収縮期間中、脈波ｙｉの立ち上がりから点Ｐ_Ｅまでは、主に、ウィンドケッセル効果によって血管壁が変位する。一方で、点Ｐ_Ｅから点Ｐ_Ｈまでは、減衰力および復元力によって変位する。なお、点Ｐ_Ｈでは、ウィンドケッセル効果および減衰力は無視できる。

このため、心臓の収縮期間中、点Ｐ_Ｅまでの半径ｒ_ｉｓの拡張は、主にウィンドケッセル効果で生じる。従って、心臓の収縮期に生じる力、すなわち、収縮期血圧ＳＢＰは、流量Ｑ_ＳＥに反映されている。一方で、拡張期血圧ＤＢＰは、流量Ｑ_ＥＬに反映されている。流量Ｑ_ＥＬは、ウィンドケッセル効果による力の下限であるから、点Ｐ_Ｅから点Ｐ_Ｈへ至る際の流量Ｑ_ＥＨから得られる。なお、本実施形態に係る流量Ｑ_ＥＨが第１値に対応し、抵抗Ｒが第２値に対応し、流量Ｑ_ＳＥが第３値に対応する。

そこで、本実施形態では、心拍ｉにおける収縮期血圧ＳＢＰ_ｉを（５）式でモデル化する。Ｒ_ｉは、流量Ｑ_ＳＥｉおよびＱ_ＥＬｉの観測の際における末梢の循環抵抗を反映する値である。ここでａ、αは定数である。

また、拡張期血圧ＤＢＰ_ｉを（６）式でモデル化する。
ここでｂ、βは定数である。定数ａ、α、ｂ、βなどは、血圧測定装置１での測定値と、血圧測定装置１と同時に測定した医療機器（例えば手首カフ式）で測定したデータが一致するように例えば最小二乗法などで演算することが可能である。一度、定数ａ、α、ｂ、βを決定すると、後の測定では、定数ａ、α、ｂ、βの演算は不要である。なお、脈圧ＰＰ_ｉは、収縮期血圧ＳＢＰ_ｉから拡張期血圧ＤＢＰ_ｉを減算した値である。

以上が本実施形態に係る血圧取得部４が用いるモデルの説明であるが、以下に血圧取得部４の詳細な構成を説明する。図８は、脈波ｙ_ｉから特徴点処理部４２が取得する情報例を示す図である。縦軸は脈波の値を示し、横軸は時間を示している。

特徴点処理部４２は、ｔ_０を立ち上がり時刻として検出し、ｔ_２を最大ピークになる時刻として検出する。また、特徴点処理部４２は、ｔ_０からｔ_２までの間で、脈波を時間で１階微分した値が最大になるｔ_１を算出する。

また、特徴点処理部４２は、時刻ｔ_１の脈波ｙ_ｉの値から直流成分
を減じた第１差分値Δｙ_ｉｓと、時刻ｔ_２の脈波ｙ_ｉの値から直流成分
を減じた第２差分値Δｙ_ｉｈを演算する。

特徴点処理部４２は、（７）式を用いて時間Ｔ_ｉｓを演算する。Ｔ_ｉｓは、時刻ｔ_１の微分値に対応するｔａｎθで第１差分値Δｙ_ｉｓを除算した時間である。そして、ｔ_１からＴ_ｉｓを減じた第２立ち上がり時刻ｔ_ｓを演算する。Ｔ_ｉｄ１は、時刻ｔ_２からｔ_１を減じた時間であり、Ｔ_ｉｄ２は、時刻ｔ_３からｔ_４を減じた時間である。
立ち上がり時刻ｔ_０における脈波ｙ_ｉの形状は個人差が大きく、なだらかに変化する人と急峻に変化する人とが存在する。このため、立ち上がり時刻ｔ_０と時刻ｔ_１との差分値は、個人差により変動しやすくなる。これに対し、第２立ち上がり時刻ｔ_ｓと時刻ｔ_１との時間差Ｔ_ｉｓは、個人差による変動が低減され、安定した値を示す。このため、流量の演算では、この時間差Ｔ_ｉｓを用いる。なお、脈波ｙ_ｉの形状によっては、時間Ｔ_ｉｓを時刻ｔ_０と時刻ｔ_１との時間差として演算してもよい。これにより、計算を簡易化できる。

血圧演算部４４は、（３）、（６）式で示したように、脈波ｙ_ｉを時間で１階微分した値が最大になる第１時刻ｔ_１から脈波の最大ピークの第２時刻ｔ_２までの被検者の血液流量に対応する流量Ｑ_ＥＨ（第１値）と、被検者の血流抵抗に対応する抵抗Ｒ（第２値）とに基づき、拡張期血圧ＤＢＰを取得する。すなわち、血圧演算部４４は、拡張期血圧ＤＢＰとして、流量Ｑ_ＥＨに基づく流量Ｑ_ＥＬと抵抗Ｒの乗算に所定係数ｂを乗算し、所定の定数βを更に加算した値を演算する。なお、抵抗Ｒは、後述する（１４）、（１５）式に基づき演算される。また、この血圧演算部４４は、（５）式を用いて脈波の立ち上がり第３時刻ｔ_ｓ又はｔ_０から時刻ｔ_１までの血液流量に対応する流量Ｑ_ＳＥ（第３値）に更に基づき、収縮期血圧ＳＢＰを取得する。なお、本実施形態に係る第１時刻が第１基準時に対応し、第２時刻が第４基準時に対応し、第３時刻が第３基準時に対応する。

より詳細には、血圧演算部４４は、ｒ_ｉｓを（８）式に基づき演算し、平均変化率ｍ_ｉｓを（９）式に基づき演算する。流量Ｑ_ＳＥを（１０）式に基づき演算する。ここで、
は、点Ｐ_Ｅの血管容積に比例する。このように、血圧演算部４４は、（５）式及び（１０）式に基づき、収縮期血圧ＳＢＰ_ｉを取得する。この際に演算する脈波ｙ_ｉの第１差分値Δｙ_ｉｓ、直流成分
、時間Ｔ_ｉｓは、脈波ｙ_ｉの変動に対しても安定的に且つ簡易に演算可能である。このため、収縮期血圧ＳＢＰ_ｉを簡易かつ精度よく取得できる。Ｇは定数である。

血圧演算部４４は、Δｒ_ｉｄを（１１）式に基づき演算し、平均変化率ｍ_ｉｄを（１２）式に基づき演算する。そして、血圧演算部４４は、更に、点Ｐ_Ｈから点Ｐ_Ｌへ至る際の流量Ｑ_ＥＬを（２）式に基づき演算する。このように、血圧演算部４４は、（６）式及び（１３）式に基づき、拡張期血圧ＤＢＰ_ｉを取得する。この際に演算する第１差分値Δｙ_ｉｓ、第２差分値Δｙ_ｉｈ、直流成分
、時間Ｔ_ｉｓ、Ｔ_ｉｄは、脈波ｙ_ｉの変動に対しても安定的に且つ簡易に演算可能である。このため、収縮期血圧ＳＢＰ_ｉを簡易かつ精度よく取得できる。

このように、第１値Ｑ_ＥＬ及び第３値Ｑ_ＳＥは、時刻ｔ_ｓにおける被検者の血管容積に対応する
に基づく値である。また、血管容積は、第１差分値Δｙ_ｉｓを直流成分
で除算した値に基づく値である。すなわち、第１値Ｑ_ＥＬは、第２差分値Δｙ_ｉｈから第１差分値Δｙ_ｉｓを減じて第１差分値Δｙ_ｉｓで除算した値と、血管容積に対応する
の平方根と、の乗算に基づく値である。

血圧演算部４４は、（１４）、（１５）式に基づき、被検者の血流抵抗に対応するＲ_ｉを演算する。
ここで、ｆ_ｓは脈波ｙ_ｉのサンプリング周波数である。

図９Ａは、血圧が高めの被検者の測定データを示す図である。図９Ｂは、血圧が低めの被検者の測定データを示す図である。縦軸は血圧を示し、横軸は時間を示す。また、菱形のマークが血圧測定装置１での測定値を示し、実線は比較対象用に測定した医療機器（手首カフ式）のデータを示す。本実施形態の血圧測定装置１で測定した値は、どちらの場合にも、比較対象用に測定したデータとよく一致する。

図１０は血圧測定装置１の処理を示すフローチャートである。まず、測定部２は、被検者の脈波を取得する（ステップＳ１００）。続けて、特徴点処理部４２は、脈波ｙ_ｉに基づき処理を行う。

次に血圧演算部４４は、脈波ｙ_ｉを時間で１階微分した値が最大になる時刻から脈波ｙ_ｉの最大ピークの時刻までの脈波ｙ_ｉ被検者の血液流量に対応する流量Ｑ_ＥＬ、被検者の血流抵抗に対応する抵抗Ｒ、および脈波の立ち上がり時刻から脈波を時間で１階微分した値が最大になる時刻までの血液流量に対応する流量Ｑ_ＳＥを演算する（ステップＳ１０２）。

次に血圧演算部４４は、流量Ｑ_ＥＬ、抵抗Ｒ、流量Ｑ_ＳＥに基づき、拡張期血圧ＤＢＰ、収縮期血圧ＳＢＰ、脈圧ＰＰを算出する。（ステップＳ１０４）。血圧演算部４４は、全体処理を終了するか否かを判定し（ステップＳ１０６）、全体処理を終了する場合（ステップＳ１０６：ＹＥＳ）、全体処理を終了し、全体処理を終了しない場合（ステップＳ１０６：ＮＯ）、ステップＳ１００からの処理を繰り返す。

このように、本実施形態では、（５）式及び（１０）式に基づき、収縮期血圧ＳＢＰ_ｉを取得し、（６）式及び（１３）式に基づき、拡張期血圧ＤＢＰ_ｉを取得するため、血圧を簡易かつ精度よく検出できる。

（第２実施形態）
血圧測定装置１は、第１実施形態では収縮期血圧ＳＢＰを流量Ｑ_ＳＥ（図６）に基づき、演算していたのに対し、第２実施形態では収縮期血圧ＳＢＰを流量Ｑ_ＥＨにも基づき、演算する点で相違する。また、血圧測定装置１は、第１実施形態では拡張期血圧ＤＢＰを流量Ｑ_ＥＨ（図６）に基づき、演算していたいのに対し、第２実施形態では、拡張期血圧ＤＢＰを流量Ｑ_ＨＤに基づき、演算する点で相違する。以下では第１実施形態と異なる点に関して説明する。

第１実施形態に係る血圧測定装置１で測定した血圧は、一般的な人の収縮期血圧ＳＢＰ、及び拡張期血圧ＤＢＰと良く一致する。しかし、被検者の中には、脈波の特性が一般の人と異なる特性を有する人が存在することが分かってきた。第２実施形態に係る血圧測定装置１では、このような人にも対応可能とする。

図１１は、第２実施形態に係る脈波の波形の一例とモデル化した円筒管の半径との関係を示す図である。図５と同様に、左図は、１拍分の正常な脈波の波形の一例を示す図である。縦軸は脈波の値を示し、横軸は時間を示している。右図は、モデル化した円筒管の半径を示す図である。血管の容積変化を、半径ｒ_ｓｉと変化分であるΔｒ_ｄｉで示している。点Ｐ_Ｄは、点Ｐ_Ｈと点Ｐ_Ｌの間において点Ｐ_Ｅと同じ容積脈波の値を示す点である。Ｉ_ｄｃは、容積脈波の直流成分である。ここで、添え字ｉは、容積脈波データにおいて、各一つのパルスを識別する番号である。すなわち、ｉ拍目の脈波に対応するデータを意味する。なお、点Ｐ_Ｄの時刻が第５基準時に対応する。

図１２は、点Ｐ_Ｓから点Ｐ_Ｌへの血管の容積変化に伴う円筒管の半径の変化を模式的に示す図である。すなわち、図１２は一拍分の脈波に関する円筒管の半径の変化を示している。縦軸は時間を示し、横軸は点Ｐ_Ｓからの半径の変動分を示している。半径は時間の経過にしたがい、点Ｐ_Ｓから点Ｐ_Ｈまでは増加し、その後は減少する。

図１３Ａは、点Ｐ_Ｓから点Ｐ_Ｅを経て点Ｐ_Ｈへ至る際の流量Ｑ_Ｓを模式的に示す図である。図１３Ｂは、点Ｐ_Ｈから点Ｐ_Ｄへ至る際の流量Ｑ_ＨＤを模式的に示す図である。横軸は血管半径ｒの平均変化率（Δｒ／Δｔ）の二乗を示し、縦軸は長さＬとπの乗算値である。図１３Ａのｍ_ｓｉは、点Ｐ_Ｓから点Ｐ_Ｅへ至る際の半径の平均変化率であり、ｍ_ｄ１ｉは、点Ｐ_Ｅから点Ｐ_Ｈへ至る際の半径の平均変化率である。図１３Ｂのｍ_ｄ２ｉは、点Ｐ_Ｄから点Ｐ_Ｈへ至る際の半径の平均変化率である。なお、本実施形態に係る流量Ｑ_ＨＤが第１値に対応し、抵抗Ｒが第２値に対応し、流量Ｑ_Ｓが第３値に対応する。

本実施形態では、収縮期血圧ＳＢＰを流量Ｑ_Ｓにより演算する。心臓の収縮期間中の点Ｐ_Ｅまでの血管径の拡張は、主にウィンドケッセル効果で生じる。そして、点Ｐ_Ｅ以後から次第に復元力と減衰力が支配的になる。すなわち、本実施形態では、ウィンドケッセル効果に復元力が加えられた点Ｐ_Ｅから点Ｐ_Ｈまでの流量Ｑ_ＳＥにまで、収縮期に生じる力の範囲を拡張してモデル化している。被検者によっては、点Ｐ_Ｅから点Ｐ_Ｈまでの範囲にもウィンドケッセル効果がより強くでる人がいると考えられる。このような人を含めて測定をする場合には、流量Ｑ_Ｓを用いると、収縮期血圧ＳＢＰの測定精度がより向上する。なお、流量Ｑ_Ｓを用いても、一般的な人の収縮期血圧ＳＢＰの精度も低下しないことが実験的に検証されている。

一方で、点Ｐ_Ｅから点Ｐ_Ｈまでの範囲にウィンドケッセル効果がより強くでる人の場合には、ウィンドケッセル効果が弱まる点は、点Ｐ_Ｌ側にずれていると考えられる。拡張期血圧は、ウィンドケッセル効果による力の下限であるので、ウィンドケッセル効果が弱まる点を点Ｐ_Ｈまでずらし、点Ｐ_Ｈから点Ｐ_Ｄまでの範囲の流量Ｑ_Ｄを用いて拡張期血圧ＤＢＰをモデル化している。特に、流量Ｑ_Ｄを流量Ｑ_ＨＤに基づき、演算する。なお、流量Ｑ_ＨＤを用いても、一般的な人の拡張期血圧ＤＢＰの精度も低下しないことが実験的に検証されている。

以上が本実施形態に係る血圧取得部４が用いるモデルの説明であるが、以下に血圧取得部４の詳細な処理例を説明する。
図１４は、第２実施形態に係る特徴点処理部４２が脈波ｙ_ｉから取得する情報例を示す図である。縦軸は脈波の値を示し、横軸は時間を示している。右図は、モデル化した円筒管の半径を示す図である。血管の容積変化を、半径ｒ_ｓｉと変化分であるΔｒ_ｄｉで示している。

特徴点処理部４２は、時刻ｔ_１の脈波ｙ_ｉの値から直流成分Ｉ_ｄｃを減じた第１差分値Δｙ_ｓｉと、時刻ｔ_２の脈波ｙ_ｉの値から直流成分Ｉ_ｄｃを減じた第２差分値Δｙ_ｈｉを演算する。
また、特徴点処理部４２は、（１６）式を用いて時間Ｔ_ｄ２ｉを演算する。Ｔ_ｄ２ｉは、点Ｐ_Ｄと点Ｐ_Ｈ間の時間である。Ｔ_ｓｉは、時刻ｔ_１からｔ_０を減じた時間であり、Ｔ_ｄ１ｉは、時刻ｔ_２からｔ_１を減じた時間であり、Ｔ_ｄ３ｉは、時刻ｔ_３からｔ_２を減じた時間である。すなわち、特徴点処理部４２は、脈波ｙ_ｉの時刻ｔ_２から時刻ｔ_３までの期間内において時刻ｔ_１における脈波ｙ_ｉと同等の値を示す点Ｐ_Ｄの時刻を第５基準時として取得し、時刻ｔ_２と第５基準時との間の時間を時間Ｔ_ｄ２ｉとして演算する。

点Ｐ_Ｌに対応する容積を基準とすれば、Δｙ_ｓｉ／Ｉ_ｄｃは点Ｐ_Ｅ、Ｐ_Ｄにおける容積に比例し、同様にΔｙ_ｈｉ／Ｉ_ｄｃは点Ｐ_Ｈにおける容積に比例する。Ｇは比例定数であり、Ｉ_ｄｃは、脈波のＤＣ成分の値である。
円筒管の半径がｒ_ｓｉからｒ_ｓｉ＋Δｒ_ｄｉに変化した場合、Δｒ_ｄｉを点Ｐ_Ｅにおける半径ｒ_ｓｉを用いて、（１７）～（１９）式により演算可能である。
ここで、（１９）式の半径ｒ_ｓｉを（１７）式を用いて、整理すると以下の（２０）、（２１）式に変形できる。血圧演算部４４は、（２０）、（２１）式を用いて半径ｒ_ｓｉとΔｒ_ｄｉを演算する。なお、Ｌはモデル円筒管の長さである。

血圧演算部４４は、平均変化率ｍ_ｓｉを（２２）式を用いて演算する。
また、血圧演算部４４は、平均変化率ｍ_ｄ１ｉ及び_ｍｄ２ｉをそれぞれ、（２３）、（２４）式を用いて演算する。

血圧演算部４４は、流量Ｑ_Ｓｉを平均変化率ｍ_ｄ１ｉ及び_ｍｄ２ｉに基づき、（２５）式を用いて演算する。

血圧演算部４４は、抵抗Ｒ_ｉを（２６）式を用いて演算する。ここで、Ｖ_ｉは、モデル円筒管の体積であり、Ｖ_ｉ（ｔ_１）は、時間ｔ_１でのモデル円筒管の体積である。すなわち、Ｉ_ｄｃは、第１実施形態における
に対応する。このため、（２６）式は（１６）式と同等の値となる。
血圧演算部４４は、抵抗Ｒ_ｉとコンプライアンスＣを用いて、点Ｐ_Ｈから点Ｐ_Ｌへ至る際の流量Ｑ_Ｄｉを（２７）式に基づき演算する。

抵抗Ｒdｉは、（２８）、（２９）式で得る。

血圧演算部４４は、ｉ拍毎に拡張期血圧ＤＢＰと収縮期血圧ＳＢＰを（３０）、（３１）式に基づき演算する。

ここで、a₁、a₂、b₁、b₂、α、βは定数である。

このように、血圧演算部４４は、脈波ｙ_ｉを時間で１階微分した値が最大になる第１時刻ｔ_１から次の脈波の立ち上がる第４時刻ｔ_３までの期間内における期間Ｔ_ｄ２ｉ（第１期間）の被検者の血液流量に対応する流量Ｑ_ＨＤ（第１値）と、被検者の血流抵抗に対応するＲ（第２値）とに基づき、拡張期血圧ＤＢＰを取得する。また、血圧演算部４４は、脈波の立ち上がる第３時刻ｔ_０から脈波の最大ピークの第２時刻ｔ_２までの期間内における期間（Ｔ_ｓｉ＋Ｔ_ｄ１ｉ）（第２期間）の被検者の血液流量に対応する流量Ｑ_Ｓ（第３値）に更に基づき、収縮期血圧を取得する。なお、本実施形態に係る第１時刻が第１基準時に対応し、第２時刻が第４基準時に対応し、第３時刻が第３基準時に対応し、第４時刻が第２基準時に対応する。

このように、本実施形態では、（２７）式及び（３０）式に基づき、拡張期血圧ＤＢＰ_ｉを取得し、（２５）式及び（３１）式に基づき、収縮期血圧ＳＢＰ_ｉを取得するため、血圧を簡易かつ精度よく検出できる。

血圧測定装置１の少なくとも一部は、ハードウェアで構成してもよいし、ソフトウェアで構成してもよい。ソフトウェアで構成する場合には、血圧測定装置１の少なくとも一部の機能を実現するプログラムをフレキシブルディスクやＣＤ－ＲＯＭ等の記録媒体に収納し、コンピュータに読み込ませて実行させてもよい。記録媒体は、磁気ディスクや光ディスク等の着脱可能なものに限定されず、ハードディスク装置やメモリなどの固定型の記録媒体でもよい。

また、血圧測定装置１の少なくとも一部の機能を実現するプログラムを、インターネット等の通信回線（無線通信も含む）を介して頒布してもよい。さらに、同プログラムを暗号化したり、変調をかけたり、圧縮した状態で、インターネット等の有線回線や無線回線を介して、あるいは記録媒体に収納して頒布してもよい。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。

１：血圧測定装置、２：測定部、４：血圧取得部、６：生体測定装置。

Claims (4)

1. 所定の周波数帯域の光信号を照射したときに被検者の体内で散乱された受光信号に基づいて、前記被検者の脈波を測定する測定部と、
   前記被検者の血圧を取得する血圧取得部と、を備え、
   前記血圧取得部は、
   前記測定された脈波の第１拍において、前記脈波を時間で１階微分した値が最大になる第１基準時の前記脈波の値から直流成分を減じた第１差分値と、前記脈波の最大ピークの時刻である第４基準時の脈波の値から前記脈波の直流成分を減じた第２差分値と、前記脈波の直流成分と、前記第４基準時から前記第１基準時を減じた第１差分時間と、前記脈波の振幅が前記第４基準時の位置から単調に減少した後のボトムの時刻である第２基準時から、前記第４基準時を減じた第３差分時間と、を生成する特徴点処理部と、
   前記脈波の直流成分と、前記第１差分値と、前記第２差分値と、前記第１差分時間と、前記第３差分時間と、を少なくとも用いて拡張期血圧を演算する血圧演算部と、を有し、
   前記血圧演算部は、前記第１差分値と、前記第２差分値と、前記第１差分時間と、前記脈波の直流成分と、前記第３差分時間とに、少なくとも基づく第１所定値と、
   前記第１差分値と、前記脈波の直流成分との差分を前記第１基準時の１階微分値で除算した第２所定値と、に基づき、前記拡張期血圧を演算する、血圧測定装置。
2. 前記特徴点処理部は、前記第１差分値を前記第１基準時の１階微分値で除算した値に基づく第３基準時と前記第１基準時との第２差分時間を更に生成し、
   前記血圧演算部は、前記拡張期血圧の値と、前記第２所定値と、前記直流成分、前記第１差分値、及び前記第２差分時間に基づく第３値と、に基づき、収縮期血圧を演算する、請求項１に記載の血圧測定装置。
3. 前記特徴点処理部は、前記測定された脈波の第１拍は、数拍分のデータを平均化して演算する、請求項１又は２に記載の血圧測定装置。
4. 被検者に所定の周波数帯域の光信号を照射したときに被検者の体内で散乱されて受光された受光信号に基づいて、前記被検者の脈波を測定する測定工程と、
   拡張期血圧を取得する血圧取得工程と、を備え、
   前記血圧取得工程は、
   前記測定された脈波の第１拍において、前記脈波を時間で１階微分した値が最大になる第１基準時の前記脈波の値から直流成分を減じた第１差分値と、前記脈波の最大ピークの時刻である第４基準時の脈波の値から前記脈波の直流成分を減じた第２差分値と、前記脈波の直流成分と、前記第４基準時から前記第１基準時を減じた第１差分時間と、前記脈波の振幅が前記第４基準時の位置から単調に減少した後のボトムの時刻である第２基準時から、前記第４基準時を減じた第３差分時間と、を生成する特徴点処理工程と、
   前記脈波の直流成分と、前記第１差分値と、前記第２差分値と、前記第１差分時間と、前記第３差分時間と、を少なくとも用いて拡張期血圧を演算する血圧演算工程と、
   を有し、
   前記血圧演算工程は、前記第１差分値と、前記第２差分値と、前記第１差分時間と、前記脈波の直流成分と、前記第３差分時間とに、少なくとも基づく第１所定値と、
   前記第１差分値と、前記脈波の直流成分との差分を前記第１基準時の１階微分値で除算した第２所定値と、に基づき、前記拡張期血圧を演算する、血圧測定方法。

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