JPWO2016189840A1 - 血圧測定装置、血圧測定方法、及び、血圧測定プログラム - Google Patents

Abstract

高精度に血圧を推定することができる血圧測定装置等を提供する。血圧測定装置５００７は、第１期間におけるカフ４０１の内圧を表す第１圧力信号及び該第１期間におけるコロトコフ音に基づき、または、該第１期間における該第１圧力信号及び該第１期間における脈波を表す第１脈波信号に基づき、血圧を推定する第１血圧推定部５００４と、該第１脈波信号が所定の条件を満たす複数のタイミングと、該タイミングの差分を表す第３期間と、該第３期間における第１圧力信号の圧力とを算出し、該第３期間と、該圧力とが関連付けされた第１脈波情報を算出する脈波算出部５００３と、算出した該第１脈波情報と、推定した該血圧とが関連付けされた血圧情報を作成する血圧情報作成部５００５と、第２期間における該カフの内圧を表す第２圧力信号と、該第２期間における脈波を表す第２脈波信号とに基づき算出された第２脈波情報に類似または一致している該第１脈波情報を、該血圧情報において特定し、特定した該第１脈波情報に関連付けされた該血圧を該第２期間における血圧として推定する第２血圧推定部５００６とを有する。

Description

本発明は、血圧を推定する血圧測定装置等に関する。

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、圧迫部が動脈及び該動脈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る。たとえば、非観血式に血圧を測定する血圧測定装置には、マイクロホンを用いて、コロトコフ（Ｋｏｒｏｔｋｏｆｆ）音を検知するマイクロホン法に基づく血圧測定装置、及び、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。

これらの血圧測定装置は、特定部位（測定部位）において、動脈を流れる血流を止めることにより、心臓が収縮する過程における血圧である収縮期血圧を測定する。したがって、圧迫部は、収縮期血圧（収縮期血圧値、最高血圧、Ｓｙｓｔｏｌｉｃ ｂｌｏｏｄ ｐｒｅｓｓｕｒｅ、以降、「ＳＢＰ」とも表す）よりも高い圧力を動脈に加える必要がある。しかし、圧迫部が加える圧力は、測定に伴う身体的な負担であることが多い。

負担を軽減するために、たとえば、特許文献１、または、特許文献２は、圧力を低減する血圧測定装置を開示する。

特許文献１は、圧迫部を用いることなく、血圧を測定可能な血圧測定装置を開示する。該血圧測定装置は、非圧迫状態において測定する脈波に基づき、血圧に関連した特徴量を算出し、算出した特徴量と血圧値と相関に基づき血圧を推定する。

また、特許文献２は、カフを用いて、脈波の波高値に基づき、収縮期血圧を測定する血圧測定装置を開示する。この血圧測定装置は、収縮期血圧よりも低いカフの内圧において測定する脈波の波高値を、係数変換することにより収縮期血圧を推定する。

特開平１０−２９５６５７号公報 特開２００３−１１１７３７号公報

特徴量と血圧との相関関係は、動脈の弾性、動脈の口径等、様々な要因の影響を受ける。すなわち、ある状況において算出された相関関係であっても、異なる状況において成り立つ相関関係であるとは限らない。特許文献１が開示する血圧測定装置は、ある特定の相関関係に基づき、血圧を推定するので、必ずしも、血圧が正確であるとは限らない。

一方、該相関関係に関する精度に影響を与える要因を測定し、該要因に基づき相関式を補正することにより精度を維持することが知られている。しかし、要因を測定するためには、たとえば、超音波測定装置、または、脈波伝播速度測定装置等が必要である。このため、相関関係に基づき血圧を推定する装置は、構成が複雑になったり、データ処理が煩雑になったりする。

特許文献２が開示する血圧測定装置は、カフを用いて測定される動脈の容積が変化する程度が、動脈における圧力が変化する程度に相似であるとの仮定に基づき、血圧を推定する。この仮定は、動脈の伸展性がバネと同様に一定（または、略一定）であれば成立する。しかし、圧力が上昇するにつれて、動脈の伸展性は減少する。このため、上述した仮定は、動脈における圧力が上昇するにつれて、成立しなくなる。

また、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ので、被測定者における体動等の影響を顕著に受ける。このため、波高値を、高い再現性にて測定することが困難である。したがって、波高値に基づき収縮期血圧を正確に推定できない。

したがって、特許文献１及び特許文献２が開示する血圧測定装置は、正確に血圧を推定することができない。

そこで、本発明の主たる目的は、高精度に血圧を推定する血圧測定装置等を提供することである。

本発明の１つの見地として、本発明に係る血圧測定装置は、
第１期間におけるカフの内圧を表す第１圧力信号及び前記第１期間におけるコロトコフ音に基づき、または、前記第１期間における前記第１圧力信号及び前記第１期間における脈波を表す第１脈波信号に基づき、血圧を推定する第１血圧推定手段と、
前記第１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第３期間と、前記第３期間における第１圧力信号の圧力とを算出し、前記第３期間と、前記圧力とが関連付けされた第１脈波情報を算出する脈波算出手段と、
算出した前記第１脈波情報と、推定した前記血圧とが関連付けされた血圧情報を作成する血圧情報作成手段と、
第２期間における前記カフの内圧を表す第２圧力信号と、前記第２期間における脈波を表す第２脈波信号とに基づき算出された第２脈波情報に類似または一致している前記第１脈波情報を、前記血圧情報において特定し、特定した前記第１脈波情報に関連付けされた前記血圧を前記第２期間における血圧として推定する第２血圧推定手段と
を備える。

また、本発明の他の見地として、本発明に係る血圧測定方法は、
第１期間におけるカフの内圧を表す第１圧力信号及び前記第１期間におけるコロトコフ音に基づき、または、前記第１期間における前記第１圧力信号及び前記第１期間における脈波を表す第１脈波信号に基づき、血圧を推定し、
前記第１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第３期間と、前記第３期間における第１圧力信号の圧力とを算出し、前記第３期間と、前記圧力とが関連付けされた第１脈波情報を算出し、
算出した前記第１脈波情報と、推定した前記血圧とが関連付けされた血圧情報を作成し、
第２期間における前記カフの内圧を表す第２圧力信号と、前記第２期間における脈波を表す第２脈波信号とに基づき算出された第２脈波情報に類似または一致している前記第１脈波情報を、前記血圧情報において特定し、特定した前記第１脈波情報に関連付けされた前記血圧を前記第２期間における血圧として推定する。

さらに、同目的は、係る血圧推定プログラム、及び、その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によっても実現される。

本発明に係る血圧測定装置等によれば、高精度に血圧を推定することができる。

本発明の第１の実施形態に係る血圧推定装置が有する構成を示すブロック図である。 第１の実施形態に係る血圧推定装置における処理の流れを示すフローチャートである。 血圧推定装置が受信する脈波信号の一例を表す概念図である。 脈波情報の一例を概念的に表す図である。 血圧情報の一例を概念的に表す図である。 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。 第１の実施形態に係る血圧測定装置が有する構成を示すブロック図である。 装着されていないカフに関する斜視図である。 特定部位にカフを装着する状態の一例を表す図である。 本発明の第２の実施形態に係る血圧推定装置が有する構成を示すブロック図である。 第２の実施形態に係る血圧推定装置における処理の流れを示すフローチャートである。 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。 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。 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。 脈波情報が有する特徴を概念的に表す図である。 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。 圧力信号と、相違信号との間の関係を表す曲線を推定する例を概念的に表す図である。 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。 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。 本発明の第３の実施形態に係る血圧測定装置が有する構成を示すブロック図である。 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を示すフローチャートである。 本発明の第４の実施形態に係る血圧測定装置が有する構成を示すブロック図である。 本発明の第５の実施形態に係る血圧測定装置が有する構成を示すブロック図である。 第５の実施形態に係る血圧測定装置における処理の流れを示すフローチャートである。 本発明の第６の実施形態に係る血圧測定装置が有する構成を示すブロック図である。 第６の実施形態に係る血圧測定装置における処理の流れを示すフローチャートである。 本発明の各実施形態に係る血圧推定装置を実現可能な計算処理装置のハードウェア構成を、概略的に示すブロック図である。

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推定装置１０１が有する構成と、血圧推定装置１０１が行う処理とについて、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推定装置１０１が有する構成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推定装置１０１における処理の流れを示すフローチャートである。

第１の実施形態に係る血圧推定装置１０１は、脈波算出部１０２と、血圧推定部１０３とを有する。

血圧推定装置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）。

図３を参照しながら、血圧推定装置１０１が受信する、圧力信号２００３、及び、脈波信号２００１の一例について説明する。図３は、圧力信号２００３、及び、脈波信号の一例を概念的に表す図である。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の上図における縦軸は、圧力信号の強度を表し、上側であるほど圧力信号の強度が強いことを表す。図３の下図における縦軸は、脈波信号の強度を表し、上端または下端に近いほど脈波信号の強度が上がり、上端と下端との中心に近いほど脈波信号の強度が下がることを表す。図３に示す例の場合に、特定の期間は、複数回、心臓が拍動する（心拍）期間である。

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８に例示されるように、展開した状態において長方形（矩形）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（または、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、カフの全体が特定部位に圧力を加えるとする。この場合に、「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。しかし、カフの態様は、上述した態様に限定されない。

図３に示す例は、特定の期間において、一定（または、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中心（または、略中心）において測定される脈波信号であってもよい。

すなわち、脈波信号２００１は、脈波の強度と、該脈波が計測されたタイミングとが関連付けされた信号である。圧力信号２００３は、圧力の大きさと、該圧力が計測されたタイミングとが関連付けされた信号である。

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。本実施形態に係る血圧推定装置１０１が受信する脈波信号は、２つ以上であってもよい。

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、複数の所定の条件について、タイミング及び期間と、該期間における圧力値とを、それぞれ、算出する。

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。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、略最小）となる場合、または、脈波信号２００１が１心拍において最大（または、略最大）となる場合が含まれる。

尚、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、略最大は、最大から特定の範囲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、所定の値でもよいし、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き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。

同様に、略最小は、最小から特定の範囲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、所定の値でもよいし、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き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。

ここで、説明の便宜上、脈波信号２００１が１心拍において最小（または、略最小）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１心拍において最大（または、略最大）となるタイミングを「第４タイミング」と表す。

第１タイミングにおいて、特定部位に加えられる圧力から、動脈の内圧を引いた圧力差が正となる場合に、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。

この場合に、第１タイミングにおいて、閉塞部が生じない最大（または、略最大）の圧力が、拡張期血圧である。

また、第４タイミングは、心臓による血液の拍出により測定部位における血流が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、略最大）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（または、略最高）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、圧力差の大きさに応じて変化する。

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つの圧力値とが関連付けされた脈波情報を算出する。

この場合に、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、略最小）の圧力が、収縮期血圧である。

たとえば、脈波情報は、図４に示すように、圧力値と、脈波パラメタとが関連付けされた情報である。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「７０」と、脈波パラメタ「ａａ」とを関連付ける。これは、特定部位に圧力「７０」を加える場合に、脈波パラメタの値が「ａａ」であることを表す。

尚、脈波情報は、必ずしも、ある期間における圧力と、脈波パラメタとが関連付けされた情報である必要はなく、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され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、または、圧力でなくともよく、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。

次に、血圧推定部１０３は、脈波算出部１０２が算出した脈波情報に基づき、脈波信号２００１に関する血圧（血圧値）を推定する（ステップＳ２０３）。ここで、血圧は、収縮期血圧、拡張期血圧、または、その両者を表す。収縮期血圧は、心臓が収縮することにより動脈に血液を拍出する場合における圧力である。一方、拡張期血圧は、心臓が拡張している期間内の動脈に血液を緩やかに拍出する場合における血圧である。

血圧推定部１０３は、図５に例示されるような、あらかじめ、脈波情報と、血圧値とが関連付けされた血圧情報と、脈波算出部１０２が算出する脈波情報とに基づき、脈波信号２００１に係る血圧を推定する。図５は、血圧情報の一例を概念的に表す図である。この場合に、血圧は、拡張期血圧と、収縮期血圧とを含む。また、図５の例において、脈波情報は、あるタイミングにおける圧力と、脈波信号に基づき算出される脈波パラメタとが関連付けされた情報である。血圧推定装置１０１が該血圧情報を記憶してもよいし、外部装置が該血圧情報を記憶してもよい。

血圧推定部１０３は、血圧情報から、受信した特定の脈波情報（すなわち、脈波信号２００１に関する脈波パラメタと、圧力信号２００３とが関連付けされた情報）に関連付けされた血圧を読み取る。すなわち、血圧推定部１０３は、血圧情報を参照することにより、受信した特定の脈波情報に関連付けされた血圧を求める。

上述した例において、血圧推定部１０３が、血圧情報において、特定の脈波情報と一致する脈波情報を探索したが、特定の脈波情報と、血圧情報における脈波情報との類似度を算出する等により、類似（または一致）する脈波情報を探索してもよい。血圧推定部１０３は、特定の脈波情報との類似度が所定の閾値以上である脈波情報を特定し、特定した脈波情報に関連付けされた血圧を読み取ってもよい。また、特定の脈波情報に関連付けされた血圧情報には、複数の被測定者に関する血圧情報が含まれていてもよい。

血圧推定部１０３は、類似度が最大（または、略最大）の脈波情報を特定し、特定した脈波情報に関連付けされた血圧を読み取ってもよい。尚、類似度は、２つのデータが類似している程度を表し、たとえば、２つのデータの距離を算出することによって計測される。この場合に、距離が短いほど、類似度は高く、距離が長いほど、類似度は低い。たとえば、類似度は、２つのデータを、それぞれ、ベクトルと見た場合における、２つのベクトルのなす角としても算出することができる。類似度を算出する手順は、上述した例に限定されない。

また、血圧推定部１０３は、必ずしも、血圧情報における脈波情報の全てのデータと、特定の脈波情報との類似度を算出する必要はなく、血圧情報における脈波情報の一部のデータであってもよい。この場合に、カフの内圧の最大値は、収縮期血圧以上になるように制御されなくてもよい。たとえば、血圧情報における脈波情報と、カフの内圧が加圧されつつ作成されている特定の脈波情報との類似度が、上述した所定の閾値以上となった場合に、カフの内圧が加圧される処理は、停止されてもよい。このようにカフの内圧が制御されることによって、測定に伴う身体的な負担を軽減することができる。

次に、血圧推定装置１０１は、読み取った血圧に基づき、脈波情報に関する血圧（以降、説明の便宜上、「第１血圧」と表す）を推定する。たとえば、読み取った血圧が１つである場合に、血圧推定部１０３は、読み取った血圧を第１血圧であると推定する。また、類似度に基づいて読み取る血圧を推定する場合に、血圧推定部１０３は、該血圧を類似度に応じた重み付きの平均値を求める等の処理を行うことにより第１血圧を推定してもよい。

血圧情報は、圧力値及び脈波が関連付けされた脈波情報と、血圧とを含む。該血圧情報は、複数の被測定者に関してあらかじめ測定された値であってもよい。血圧情報は、被測定者ごとに存在してもよい。

また、血圧推定装置１０１は、複数の血圧情報が存在する場合に、複数の血圧情報から新たな血圧情報を合成してもよい。合成する方法は、たとえば、複数の血圧情報を平均化する方法や、複数の血圧情報におけるデータを足し合わせた後に、非線形な関数を用いてフィッティングする方法である。この場合に、血圧推定装置１０１が合成する血圧情報は、同じタイミングの組み合わせ、かつ、同じ方法で算出されるパラメタであることが好ましい。また、合成する対象である血圧情報は、相互の類似度が、所定の基準値以上であることが好ましい。

上述したように、複数の血圧情報から新たな血圧情報を合成することにより、ノイズが少ない、精度が高い血圧情報を得ることができる。

この場合に、本実施形態に係る血圧推定装置１０１は、血圧情報から、特定の脈波情報に関連付けされた脈波情報、または、特定の脈波情報に類似（または一致）している脈波情報に関連付けされた血圧を読み取る。血圧推定装置１０１は、読み取った血圧に基づき、特定の脈波情報に関する血圧を推定する。したがって、血圧推定装置１０１は、脈波、または、圧力がノイズを含む場合であっても、血圧情報から血圧を読み取ることにより、ノイズの影響を低減しながら血圧を推定することができる。

一方、一般的な血圧推定装置は、上述したように、測定される脈波がノイズを含む場合に、高精度に血圧を測定することができない。

すなわち、本実施形態に係る血圧推定装置１０１によれば、高精度に血圧を推定できる。

また、血圧推定部１０３は、脈波信号２００１が複数である場合に、相違信号が最大（または、略最大）となるときの圧力を、収縮期血圧であると推定してもよい。

心臓は、収縮期において、多くの血液を動脈に拍出する。この場合に、動脈には多くの血液が一度に流れるので、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、上流において多く、下流において少ない。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。したがって、血圧推定部１０３は、相違信号が最大（または、略最大）となる場合の圧力を、収縮期血圧であると推定することができる。

また、血圧推定部１０３は、脈波信号２００１が複数である場合に、相違信号が特定の値よりも小さいときの圧力を、拡張期血圧であると推定してもよい。

たとえば、特定の値は、圧力を付加しない場合における、相違信号の平均値から数％乃至数十％高い値である。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き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。

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。この場合に、動脈には、血液がゆるやかに流れるので、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。したがって、血圧推定部１０３は、収縮期血圧よりも低く、かつ、相違信号が特定の値よりも小さい場合における圧力を、拡張期血圧であると推定することができる。

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に、血圧推定部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。

血圧推定装置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、血圧推定装置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。したがって、血圧推定装置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。

一方、一般的な血圧推定装置は、上述したように、測定される脈波がノイズを含む場合に、高精度に血圧を測定することができない。

すなわち、本実施形態に係る血圧推定装置１０１によれば、高精度に血圧を推定することができる。

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に例示されるように、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の上図は、圧力信号２００３を表す。図６の下図は、脈波信号２００１を表す。図６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６の上図における縦軸は、圧力を表し、上側であるほど圧力が高いことを表す。図６の下図における縦軸は、脈波を表し、上側、または、下側になるほど、脈波が強く、０に近いほど脈波が弱いことを表す。図６に示す例において、脈波信号２００１は、圧力信号２００３を停止するまでの期間内に測定される。

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、血圧推定装置１０１は、圧力信号２００３を停止するまでの期間に測定される脈波信号２００１に基づき、血圧を推定することができる。

たとえば、血圧推定装置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。次に、血圧推定部１０３は、該脈波情報と、血圧情報における脈波情報（または、脈波情報の一部）とを比較することにより、類似（または一致）する脈波情報を抽出し、該類似（または一致）する脈波情報に関連付けされた血圧を読み取る。血圧推定部１０３は、読み取った血圧に基づき、受信した脈波信号に関する血圧を推定する。

たとえば、血圧推定装置１０１は、図７に例示される血圧測定装置４０８が測定する圧力信号２００３と、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。

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、血圧推定装置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（不図示）を介してカフ４０１と脈波計測部４０２とが接続していてもよい。脈波伝達部は、たとえば、チューブである。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、特定部位にて計測された脈波は、脈波計測部４０２に伝達される。

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（または、略直交）する方向であるとする。

まず、被測定者は、図９に例示されるように、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。この場合に、動脈は、短手方向と平行（または、略平行）すると捉えることができる。

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である。脈波計測部４０２は、たとえば、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。

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に、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、一定（または、略一定）の速度で、加圧または減圧をする場合に、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。

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、血圧推定装置１０１に送信する。

測定が開始されるのに応じて、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、特定部位にお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。

カフ４０１は、気体及び液体を封入可能な圧迫袋（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、該圧迫袋に流体等を蓄えることにより、特定部位に圧力を加える。

脈波計測部が複数である場合に、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。

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。

脈波計測部４０２は、測定した脈波を脈波信号２００１として、血圧推定装置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、血圧推定装置１０１に送信する。

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（ａｎａｌｏｇ ｄｉｇｉｔａｌ変換、Ａ／Ｄ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、たとえば、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。

Ａ／Ｄ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。

次に、血圧推定装置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、血圧推定装置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。

表示部４０６は、血圧推定装置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。

血圧測定装置４０８は、血圧推定装置１０１を含むので、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。

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、血圧推定装置１０１と、脈波信号等を送受信する態様であってもよい。

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に、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。

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。

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。

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推定装置９０１が有する構成と、血圧推定装置９０１が行う処理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推定装置９０１が有する構成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推定装置９０１における処理の流れを示すフローチャートである。

第２の実施形態に係る血圧推定装置９０１は、脈波算出部９０２と、血圧推定部９０３とを有する。

脈波算出部９０２は、圧力信号２００３と、脈波信号２００１とに基づき、タイミングを算出する。脈波算出部９０２は、算出したタイミングに基づき脈波情報を算出する（ステップＳ９０１）。

以降、図１２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。

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。

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に、動脈には、血流１１０４を阻害する閉塞部１１０５が形成される。

圧力信号２００３が拡張期血圧よりも低い場合（図１２に示された状態ａ）、圧力差は、０以下である。したがって、動脈壁１１０３は、圧力信号２００３における圧力により、変形しない。この場合に、該動脈を流れる血流１１０４に応じて動脈の内圧が変化するので、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。

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。この場合に、動脈壁１１０３には、圧力信号２００３に起因する変形だけでなく、形成された閉塞部１１０５に血流１１０４が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、動脈コンプライアンスが低下するので、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。したがって、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。

圧力信号２００３が収縮期血圧よりも高い場合に、閉塞部１１０５は、動脈における血流１１０４を閉塞する。この場合に、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化しないので、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。

この結果、圧力を加えない場合における脈波信号の形状（「第１形状」と表す）、及び、圧力を加える場合における脈波信号２００１の形状（「第２形状」と表す）間の変化（違い）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。図１３は、圧力信号２００３と、第１形状から第２形状に変化する場合の変化の大きさとの関係の一例を概念的に表す図である。図１３の横軸は、圧力を表し、右側であるほど、圧力が高いことを表す。図１３の縦軸は、第１形状から第２形状に変化する場合の変化の大きさを表し、上側であるほど、変化が大きくなることを表す。

圧力信号２００３が拡張期血圧（図１３に示す「ＤＢＰ」）以下である場合に、第１形状と第２形状との間の変化は、少なく、さらに、圧力信号２００３によらず一定（または、略一定）である。圧力信号２００３が、拡張期血圧（図１３に示す「ＳＢＰ」）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、第１形状と第２形状との間の変化は大きい。さらに、圧力信号２００３が、収縮期血圧以上である場合に、第１形状と第２形状との間の変化は、大きく、さらに、圧力信号２００３によらず一定（または、略一定）である。

図１４を参照しながら、脈波算出部９０２がタイミングを算出する処理の例について説明する。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。

たとえば、タイミングは、脈波信号（すなわち、この例において、脈波信号２００１）、及び、該脈波信号が連続である場合に、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）した導出信号が０になる時点である。または、タイミングは、該脈波信号が離散的な信号である場合には、たとえば、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０に最も近い時点である。

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）、時間に関して脈波信号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）を表す。

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。

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、略最小）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。

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。この場合に、第１閾値は、０以上の値である。

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閾値以上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。

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。

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、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ので、脈波信号２００１が変化する速度が増大する。

脈波算出部９０２は、１周期において、第２導出信号が第２閾値以上に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。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、略極大）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。

たとえば、略極大は、極大から特定の範囲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き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。

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。

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、略最大）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、略最大）である。

圧力差が負となった後に、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、略最大）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。

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。

たとえば、脈波算出部９０２は、違いが最大（または、略最大）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０（または、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。

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、略最小）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、略最大）である。

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、略最大）になる。

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。

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、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、略極大）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。

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ので、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。

尚、１周期において、第２導出信号が極大（または、略極大）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、略極大）となるタイミングや、第４導出信号が極大（または、略極大）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。

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ので、算出する方法は、上述した例に限定されない。

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。

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心拍における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に、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。

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。この場合に、血圧推定装置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。

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。

基準タイミングが閉塞部１１０５に起因する影響を受けないので、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。

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ので、脈波算出部９０２は、さらに、正確な期間を算出する。

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。

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。

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。

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５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６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。

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。

期間と圧力との関係を表す曲線は、図１５に例示され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からである。

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。

血圧推定部１０３は、この性質に基づき、血圧を推定する。また、血圧推定部１０３は、血圧情報から、脈波情報に関連付けされた血圧を読み取り、読み取った血圧を脈波情報に関する血圧であると推定してもよい。

血圧推定装置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推定装置９０１によれば、高精度に血圧を推定することができる。

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ので、正確に血圧を推定することができない。

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、血圧推定装置９０１は、上述した処理と同様に、血圧を推定することができる。

図１６及び図１７に示す例を参照しながら、血圧推定部９０３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１７は、圧力信号２００３と、脈波パラメタとの間の関係を表す曲線を推定する例を概念的に表す図である。

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し、上側であるほど脈波パラメタが大きい値であることを表す。図１７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１７における縦軸は、脈波パラメタの値を表し、上側であるほど脈波パラメタが大きい値であることを表す。

図１６に例示されるように、脈波情報は、必ずしも、圧力と期間とが関連付けされた離散的な情報でなくともよい。たとえば、脈波情報は、圧力と、脈波パラメタとが関連付けされた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、図１７に例示されるように、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。

また、血圧等に基づき、脈波情報が正規化されていてもよい。

図１７に示すように、たとえば、曲線を外挿する方法は、脈波情報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（当てはめる）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である。

血圧推定部９０３においては、離散的に値が与えられる脈波情報に対して、曲線をフィッティングすることにより、該曲線を用いて脈波情報が記述される。該曲線は、上述したように、圧力が拡張期血圧よりも低い場合、圧力が拡張期血圧及び収縮期血圧間である場合、及び、圧力が収縮期血圧よりも高い場合に応じて、増減する。したがって、血圧推定部９０３は、フィッティングした曲線の増減に基づき、拡張期血圧及び収縮期血圧を推定することができる。

脈波情報に対して曲線をフィッティングする精度が向上するにつれて、血圧を推定する精度は向上する。たとえば、脈波情報における圧力が、収縮期血圧乃至拡張期血圧の値を含む場合に、血圧推定部９０３は、高精度に脈波情報に対して曲線をフィッティングする。したがって、血圧推定部９０３は、高精度に血圧を推定する。

脈波情報における圧力が、さらに、収縮期血圧以上の値、または、拡張期血圧以下の値を含む場合に、血圧推定部９０３は、より高精度に、脈波情報に対して曲線をフィッティングする。したがって、血圧推定部９０３は、さらに、高精度に血圧を推定する。

尚、血圧推定装置９０１は、必ずしも、収縮期血圧、及び、拡張期血圧を含む脈波情報を含む圧力における脈波信号２００１に基づき、脈波情報を算出する必要はない。この場合に、血圧推定装置９０１は、必ずしも、収縮期血圧、拡張期血圧を含まない圧力信号２００３と、圧力信号２００３を加圧する状況において計測される脈波信号２００１とに基づき、特定の脈波情報を算出する。血圧推定装置９０１は、血圧情報において、該特定の脈波情報と類似（または一致）する脈波情報に関連付けされた血圧を、第１血圧として推定する。

たとえば、血圧推定装置９０１は、該特定の脈波情報と、血圧情報における脈波情報との類似度が、所定の閾値を超える場合に、該脈波情報に関連付けされた血圧を、第１血圧として推定してもよい。

この場合に、血圧推定装置９０１を含む血圧測定装置（不図示）は、血圧推定装置９０１が第１血圧を推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。

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軽減する程度に、収縮期血圧よりも低い圧力の範囲内に設定してもよい。

また、血圧推定部９０３は、曲線をフィッティングすることなく、拡張期血圧や収縮期血圧と異なる血圧指標値を推定してもよい。血圧指標値は、たとえば、平均的な血圧値である。この場合に、血圧推定部９０３は、オシロメトリック法のように、脈波信号における振幅に関する包絡線が最大（または、略最大）となるタイミングにおける圧力を、平均的な血圧値であると推定する。

上述したように、血圧推定装置９０１は、脈波情報に基づき血圧を推定してもよい。脈波情報が、離散的な情報であったとしても、血圧推定装置９０１は、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、脈波信号に係る血圧を推定する。したがって、本実施形態に係る血圧推定装置９０１を有する血圧測定装置によれば、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、さらに、測定に伴う身体的な負担を軽減することができる。

さらに、血圧推定装置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ので、本実施形態に係る血圧推定装置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、高精度に血圧を推定することができる。

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。

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。

ここで、説明の便宜上、ノイズ信号を含む計測信号をＳ_１及びＳ_２、被測定者に関する脈波信号をＰ_１及びＰ_２とする。

この場合に、計測信号、及び、脈波信号との間には、以下に示す式１及び式２に示す関係がある。すなわち、
Ｓ_１＝Ｐ_１×ａ_１＋ｂ_１・・・（式１）、
Ｓ_２＝Ｐ_２×ａ_２＋ｂ_２・・・（式２）、
（ただし、ａ_１及びａ_２は、それぞれ、脈波信号Ｓ_１及び脈波信号Ｓ_２に関する乗算ノイズを表す。また、ｂ_１及びｂ_２は、それぞれ、脈波信号Ｓ_１及び脈波信号Ｓ_２に関する加算ノイズを表す）。

ここで、ｋを、以下に示す式３に従い定義する。すなわち、
ｋ＝ｂ_１÷ｂ_２・・・（式３）。

上述した式１、式２、及び、式３から、以下に示す式４が成り立つ。すなわち、
Ｓ_１−ｋ×Ｓ_２＝Ｐ_１×ａ_１−Ｐ_２×ｋ×ａ_２・・・（式４）。

ａ_１とａ_２とが十分に１に近い（すなわち、乗算ノイズが十分に小さい）場合に、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、ａ_１、ａ_２は無視でき、ノイズを低減することが可能である。

ここで、ｍを、以下に示す式５に従い定義する。すなわち、
ｍ＝ａ_１÷ａ_２・・・（式５）。

上述した式１、式２、式３、及び、式５から、以下に示す式６が成り立つ。すなわち、
Ｓ_１÷ｍ÷Ｓ_２＝（Ｐ_１＋ｂ_１÷ａ_１）÷（Ｐ_２＋ｋ×ｂ_２÷ａ_２）・・・（式６）。

ｂ_１とｂ_２が、それぞれ、ａ_１、ａ_２に対して十分に小さい場合に、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、ａ_１、ａ_２は無視可能で、ノイズを低減することが可能である。

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。この場合に、ｋ、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。

したがって、第２の実施形態に係る血圧推定装置９０１によれば、高精度に血圧を推定することができる。

また、図１８に示すように、血圧推定装置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、血圧推定装置９０１は、上述した例と同様に血圧を推定することができる。図１８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。

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１００７は、特定部位、及び、特定部位における血流等を含まない。

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、圧迫袋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。

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。

ここで、説明の便宜上、ノイズを含む計測信号をＳ_１、Ｓ_２、Ｓ_３、脈波信号をＰ_１、Ｐ_２、Ｐ_３とする。

この場合に、計測信号、及び、脈波信号には、以下に示す式７乃至式９に示す関係がある。すなわち、
Ｓ_１＝Ｐ_１×ａ_１＋ｂ_１・・・（式７）、
Ｓ_２＝Ｐ_２×ａ_２＋ｂ_２・・・（式８）、
Ｓ_３＝Ｐ_３×ａ_３＋ｂ_３・・・（式９）、
（ここで、ａ_１、ａ_２、及び、ａ_３は、脈波信号に関する乗算ノイズ、ｂ_１、ｂ_２、及び、ｂ_３は、脈波信号に関する加算ノイズである）。

ここで、ｋ_１を、式１０に従い定義する。また、ｋ_２を、以下に示す式１１に従い定義する。すなわち、
ｋ_１＝ｂ_１÷ｂ_２・・・（式１０）、
ｋ_２＝ｂ_１÷ｂ_３・・・（式１１）。

ここで、式７と式８との差分、及び、式７と式９との差分を算出することにより、式１２及び式１３が成り立つ。すなわち、
Ｓ_１−ｋ_１×Ｓ_２＝Ｐ_１×ａ_１−Ｐ_２×ｋ_１×ａ_２・・・（式１２）、
Ｓ_１−ｋ_２×Ｓ_３＝Ｐ_１×ａ_１−Ｐ_３×ｋ_２×ａ_３・・・（式１３）。

さて、式１２÷式１３を算出することにより、以下に示す式１４が成り立つ。すなわち、
（Ｓ_１−ｋ_１×Ｓ_２）÷（Ｓ_１−ｋ_２×Ｓ_３）＝（Ｐ_１−Ｐ_２×ｋ_１×ａ_２÷ａ_１）÷（Ｐ_１−Ｐ_３×ｋ_２×ａ_３÷ａ_１）・・・（式１４）。

式１４は、加算ノイズｂ_１、ｂ_２、ｂ_３の影響をキャンセルした上で、ａ_１が、ａ_２、ａ_３に十分に近い場合に、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。

さらに、これらのノイズ信号（ａ_１，ａ_２，ａ_３，ｂ_１，ｂ_２，ｂ_３）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、したがって、式１４は、ｋ_１、ｋ_２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。

したがって、第２の実施形態に係る血圧推定装置９０１は、３つ以上の脈波信号に基づき、血圧を推定することにより、上述したように、ノイズの影響を低減することができる。

また、図１９に示すように、血圧推定装置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、血圧推定装置は、上述した例と同様に血圧を推定することができる。図１９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。

尚、説明の便宜上、図１９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。

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、圧迫袋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とのうち、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。

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。

血圧推定装置９０１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とに基づき、上述した処理と同様に、血圧を推定する。

したがって、第２の実施形態に係る血圧推定装置９０１は、４つ以上の脈波信号に基づき、血圧を推定することにより、上述した理由と同様の理由によって、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。

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。

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が有する構成と、血圧測定装置１２０１が行う処理とについて説明する。図２０は、本発明の第３の実施形態に係る血圧測定装置１２０１が有する構成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を示すフローチャートである。

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、血圧推定装置１２０２とを有する。

まず、圧力制御部１２０３は、測定が開始されるのに応じて、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、血圧推定装置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、血圧推定装置１２０２に送信する（ステップＳ１３０２）。

次に、血圧推定装置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（ステップＳ１３０３）。血圧推定装置１２０２は、該期間における圧力と、脈波パラメタとが関連付けされた脈波情報を作成することにより、特定の脈波情報を算出する（ステップＳ１３０４）。

次に、血圧推定装置１２０２は、特定の脈波情報に関連付けされた血圧を読み取り、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）。

上述した例において、血圧測定装置１２０１は、加圧する過程において脈波を測定するとしたが、カフに収縮期血圧以上の内圧を加えた後、減圧する過程において脈波を測定してもよい。

また、血圧推定装置１２０２は、算出した脈波パラメタに基づき他の脈波パラメタを推定可能な場合に、必ずしも、全ての脈波パラメタを算出する必要はない。この場合に、血圧測定装置１２０１は、必ずしも、収縮期血圧付近まで、内圧を加える必要はない。したがって、本実施形態に係る血圧測定装置１２０１によれば、一般的な血圧測定装置より低い圧力において収縮期血圧を決定することができるので、さらに、測定時間を短縮し、測定に伴う身体的な負担を軽減することができる。

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ので、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。

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。

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が有する構成と、血圧測定装置２５０１が行う処理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が有する構成を示すブロック図である。

血圧測定装置２５０１は、第３の実施形態が有する構成に加え、さらに、判定部２５０２と、補正部２５０３とを有する。

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。

たとえば、判定部２５０２は、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。

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。

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、温度センサを被測定者の周囲に設置し、設置したセンサが出力する値等である。

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。この場合に、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、血圧推定装置１４０２は、補正部２５０３が読み取った脈波情報に基づき、血圧を推定する。

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、血圧推定装置１４０２が推定した血圧を補正する。たとえば、補正部２５０３は、パラメタと血圧との相関関係に基づき、血圧（「第１血圧」と表す）を推定し、推定した第１血圧と、血圧推定装置１４０２が推定した血圧との加重平均を算出する処理を実行する等により、血圧を補正する。

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ので、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、高精度に血圧を推定することができる。

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、測定する環境によらず、高精度に血圧を測定することができる。

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、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。

＜第５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５の実施形態について説明する。

以降の説明においては、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。

図２３を参照しながら、本発明の第５の実施形態に係る血圧測定装置５００７が有する構成と、血圧測定装置５００７における処理とについて説明する。図２３は、本発明の第５の実施形態に係る血圧測定装置５００７が有する構成を示すブロック図である。

第５の実施形態に係る血圧測定装置５００７は、第１血圧推定部５００４と、脈波信号作成部５００２と、脈波算出部５００３と、血圧情報作成部５００５と、圧力信号作成部５００１と、第２血圧推定部５００６とを有する。さらに、血圧測定装置５００７は、圧力計測部４０７と、カフ４０１と、圧力制御部４０４と、脈波信号作成部５００２と、入力部４０５と、表示部４０６とを有する。カフ４０１には、脈波計測部４０２が設置されている。

血圧測定装置５００７においては、大別して、脈波情報と血圧値とが関連付けされた血圧情報を作成可能な処理態様を表す「第１測定モード」、該血圧情報に基づき血圧を測定する処理態様を表す「第２測定モード」、または、その両者が処理される。入力部４０５には、たとえば、第１測定モード、第２測定モード、または、その両者を選択することが可能なボタン（ボタン５００８、及び、ボタン５００９）が設置されている。入力部４０５は、ボタンが押下された場合に、押下されたボタンに応じた処理を受信する。

入力部４０５において第１測定モードを指示するボタン５００８が押下された場合に、血圧測定装置５００７は、第１測定モードに応じた処理を実行する。入力部４０５において第２測定モードを指示するボタン５００９が押下された場合に、血圧測定装置５００７は、第２測定モードに応じた処理を実行する。また、入力部４０５において第１測定モードを指示するボタン５００８、及び、第２測定モードを指示するボタン５００９が押下された場合に、血圧測定装置５００７は、第１測定モードに応じた処理、及び、第２測定モードに応じた処理を実行する。

圧力信号作成部５００１は、特定の期間に圧力計測部４０７が計測したカフ４０１の内圧を表す圧力信号を作成する。

尚、上述した実施形態においては、圧力計測部４０７が脈波信号を測定したが、以降に示す各実施形態においては、圧力計測部４０７が計測した圧力に基づき、圧力信号作成部５００１が圧力信号を作成するとする。

脈波信号作成部５００２は、該特定の期間に脈波計測部４０２が計測した脈波を表す脈波信号を作成する。

尚、上述した実施形態においては、脈波計測部４０２が脈波信号を測定したが、以降に示す各実施形態においては、脈波計測部４０２が計測した脈波に基づき、脈波信号作成部５００２が脈波信号を作成するとする。

第１血圧推定部５００４は、たとえば、本発明の各実施形態に示した血圧推定部（血圧推定部１０３等）が有している機能を有する。第１血圧推定部５００４は、たとえば、第２測定モードが指示された場合に血圧を推定する。

第２血圧推定部５００６は、たとえば、コロトコフ法に従い血流に関する音を検知することにより、血流が阻害され該音が発生し始めるタイミングにおける圧力を拡張期血圧として推定し、血流が停止し該音が検知されなくなるタイミングにおける圧力を収縮期血圧として推定する。また、第２血圧推定部５００６は、たとえば、オシロメトリック法に従い拡張期血圧、収縮期血圧、または、その両者を推定する。第２血圧推定部５００６は、たとえば、第１測定モードが指示された場合に血圧を推定する。

たとえば、第１測定モードが指示された場合に、圧力制御部４０４は、カフ４０１の内圧が収縮期血圧以上になるように、該内圧を制御する。収縮期血圧は、たとえば、上述したコロトコフ法や、オシロメトリック法等に従い特定される圧力である。その後、圧力制御部４０４は、カフ４０１から気体（または、液体）を放出することにより、カフの内圧を減じる。それとともに、第２血圧推定部５００６は、たとえば、コロトコフ法、または、オシロメトリック法に従い、収縮期血圧、拡張期血圧、または、その両者を推定する。

脈波算出部５００３は、脈波信号が所定の条件を満たすタイミングを複数算出し、算出したタイミング間の期間（すなわち、脈波パラメタ）を算出し、算出した脈波パラメタと、該算出した期間に計測された圧力とが関連付けされた脈波情報を算出する。

血圧情報作成部５００５は、脈波パラメタ及び該脈波パラメタが表す期間における圧力が関連付けされた脈波情報と、たとえば、第２血圧推定部５００６が推定した血圧とが関連付けされた血圧情報を作成する。

尚、第１血圧推定部５００４は、たとえば、第２期間に測定した脈波信号及び圧力信号に基づき算出された脈波情報と、血圧情報作成部５００５が作成した血圧情報に含まれる脈波情報とが類似している程度を表す類似度を算出する。第１血圧推定部５００４は、たとえば、算出した類似度が最大（または、略最大）の脈波信号を含む血圧情報を特定し、特定した血圧情報に含まれる血圧を、第２期間における血圧として推定する。尚、第１血圧推定部５００４に関する処理については、第６の実施形態にて詳細に説明する。

次に、図２４を参照しながら、第１測定モードに応じた血圧測定装置５００７における処理について説明する。図２５は、第１測定モードが指示された場合に、第５の実施形態に係る血圧測定装置５００７における処理の流れを示すフローチャートである。

圧力制御部４０４は、カフ４０１の内圧が収縮期血圧以上であるか否かを判定する（ステップＳ５００１）。圧力制御部４０４は、カフ４０１の内圧が収縮期血圧未満である場合に（ステップＳ５００１にてＮＯ）、たとえば、カフ４０１に気体（または、液体）を封入することにより、カフ４０１の内圧を加える処理を実行する（ステップＳ５００２）。脈波信号作成部５００２は、圧力制御部４０４がカフ４０１の内圧を加える期間において計測された脈波と、該脈波が計測されたタイミングとが関連付けされた脈波信号を作成する（ステップＳ５００３）。

圧力制御部４０４は、カフ４０１の内圧が収縮期血圧以上である場合に（ステップＳ５００１にてＹＥＳ）、たとえば、カフ４０１から気体（または、液体）を放出することにより、カフ４０１の内圧を減じる（ステップＳ５００４）。

圧力計測部４０７は、血圧を推定する処理が開始されてから、該処理が終了するまでの期間内に、カフ４０１の内圧を測定する。脈波計測部４０２は、血圧を推定する処理が開始されてから、該処理が終了するまでの期間内に、特定部位における脈波を測定する。脈波算出部５００３は、脈波信号が所定の条件を満たすタイミングを複数算出し、算出したタイミング間の期間（すなわち、脈波パラメタ）を算出し（ステップＳ５００５）、算出した脈波パラメタと、該算出した期間に計測された圧力とが関連付けされた脈波情報を算出する（ステップＳ５００６）。

第２血圧推定部５００６は、圧力制御部４０４がカフ４０１の内圧を加える期間において、たとえば、コロトコフ法や、オシロメトリック法等に従い、カフ４０１が装着された特定部位における血圧を推定する（ステップＳ５００７）。この場合に、第２血圧推定部５００６は、収縮期血圧、拡張期血圧、または、その両者を推定する。

血圧情報作成部５００５は、第２血圧推定部５００６が算出した血圧と、算出した脈波情報とが関連付けされた血圧情報を作成する（ステップＳ５００８）。作成された血圧情報は、たとえば、第１血圧推定部５００４が血圧を推定する場合に参照される。

その後、圧力制御部４０４は、たとえば、カフ４０１に封入されている気体（または、液体）を放出することにより、さらに、カフ４０１の内圧を減らす。

尚、図２４に示されたフローチャートにおいては、血圧を推定する処理（ステップＳ５００７）と、脈波情報を作成する処理（ステップＳ５００５及びステップＳ５００６）とが逐次的に実行される態様にて示されている。しかし、血圧を推定する処理と、脈波情報を作成する処理とは、並行（または、擬似並行）にて実行されてもよい。

したがって、血圧測定装置５００７は、第１測定モードが指示された場合に、血圧を推定するとともに、測定された圧力及び脈波に関する脈波情報と、測定された圧力及び脈波に関する血圧とが関連付けされた血圧情報を作成する。

また、血圧測定装置５００７は、該脈波情報と、該血圧と、圧力及び脈波が測定された被測定者を識別可能な識別子とが関連付けされた血圧情報を作成してもよい。

たとえば、血圧情報が該識別子を含む場合に、入力部４０５には、該被測定者を表す識別子に関連付けされた利用者ボタン（不図示）が設置されてもよい。

血圧測定装置５００７は、たとえば、第２測定モードにおいて、押下された利用者ボタンに関連付けされた識別子を含む血圧情報を読み取る。たとえば、読み取られた血圧情報は、該識別子が表す被測定者に関する血圧情報である。血圧測定装置５００７は、読み取った血圧情報に基づき、該識別子が表す被測定者に関する血圧を推定する。

次に、第５の実施形態に係る血圧測定装置５００７に関する効果について説明する。

第５の実施形態に係る血圧測定装置５００７によれば、高精度に血圧を推定することができる。これは、第５の実施形態に係る血圧測定装置５００７が、第３の実施形態に係る血圧測定装置１２０１を含むからである。

さらに、第５の実施形態に係る血圧測定装置５００７によれば、より高精度に血圧を推定することができる。この理由は、血圧測定装置５００７が、被測定者本人の血圧情報に基づき、該被測定者に関する血圧を推定するからである。

血圧情報は、一般に、被測定者に応じて相互に異なる。したがって、特定の被測定者に関する脈波情報と、該被測定者に関する血圧とが関連付けされた血圧情報は、特定の被測定者とは異なる被測定者に関する血圧情報とは異なる。すなわち、上述した処理によって作成された血圧情報は、該被測定者に固有の血圧情報である。したがって、血圧測定装置５００７によれば、被測定者本人の血圧情報に基づき、該被測定者の血圧を推定するので、該被測定者に関する血圧を、より高精度に推定することができる。

さらに、第５の実施形態の血圧測定装置５００７によれば、利用者にとって利便性が高い。この理由は、血圧測定装置５００７が、第１測定モードに応じた処理と、第２測定モードに応じた処理とを実行することができるので、血圧情報を作成する処理と、作成した血圧情報に基づき血圧を推定する処理とを実行することができるからである。

尚、血圧情報は、血圧情報作成部５００５において記憶されてもよいし、第１血圧推定部５００４において記憶されてもよいし、外部の記録装置に記憶されてもよい。また、圧力計測部４０７は、圧力を計測し、計測した圧力に基づき、計測した該圧力を表す圧力信号を作成してもよい。この場合に、圧力計測部４０７は、作成した圧力信号を、血圧情報作成部５００５に送信する。同様に、脈波計測部４０２は、脈波を計測し、計測した脈波に基づき、計測した該脈波を表す脈波信号を作成してもよい。この場合に、脈波計測部４０２は、作成した脈波信号を、血圧情報作成部５００５に送信する。

＜第６の実施形態＞
次に、上述した第５の実施形態を基本とする本発明の第６の実施形態について説明する。

以降の説明においては、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５の実施形態、及び、他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。

図２５を参照しながら、第６の実施形態に係る血圧測定装置が有する構成と、血圧測定装置が行う処理とについて説明する。図２５は、本発明の第６の実施形態に係る血圧測定装置が有する構成を示すブロック図である。

第６の実施形態に係る血圧測定装置６００７は、第１血圧推定部６００４と、脈波信号作成部５００２と、血圧情報作成部５００５と、脈波算出部５００３と、圧力信号作成部５００１と、第２血圧推定部５００６とを有する。さらに、血圧測定装置６００７は、圧力計測部４０７と、カフ４０１と、圧力制御部４０４と、脈波信号作成部５００２と、入力部４０５と、表示部４０６とを有する。カフ４０１には、脈波計測部４０２が設置されている。

説明の便宜上、特定の脈波情報は、血圧を推定する対象を表す脈波情報であるとする。特定の脈波情報は、脈波計測部４０２を用いて計測された脈波に関して作成された脈波信号に基づき、脈波算出部５００３が算出した脈波情報を表す。

第１血圧推定部６００４は、第２血圧推定部５００６が推定した血圧を含む血圧情報に基づき、特定の脈波情報に関する血圧を推定する。

第５の実施形態に示された第１血圧推定部５００４は、血圧情報において、特定の脈波情報との類似度が最大（または、略最大）である脈波情報に基づいて、血圧を推定する。これに対して本実施形態においては、類似度が所定の条件を満たさないと第１血圧推定部６００４が判定する場合に、第２血圧推定部５００６は、コロトコフ法や、オシロメトリック法等に従い血圧を推定する。すなわち、第１血圧推定部６００４は、最大（または、略最大）である類似度が所定の条件を満たす場合に血圧を推定し、該類似度が所定の条件を満たさない場合に血圧を推定しない。

図２６を参照しながら、血圧測定装置６００７が行う処理の流れについて詳しく説明する。図２６は、第６の実施形態に係る血圧測定装置６００７における処理の流れを示すフローチャートである。

第１血圧推定部６００４は、血圧情報に含まれている各脈波情報と、特定の脈波情報との類似度を算出する（ステップＳ６００１）。次に、第１血圧推定部６００４は、算出した類似度について、最大（または、略最大）の類似度を特定する（ステップＳ６００２）。次に、第１血圧推定部６００４は、特定した最大（または、略最大）の類似度が所定の条件を満たすか否かを判定する（ステップＳ６００３）。たとえば、所定の条件は、最大（または、略最大）の類似度が所定の閾値を超えるか否かという条件である。特定した類似度が所定の閾値を超える場合に、算出した類似度は所定の条件を満たす。また、算出した類似度が所定の閾値以下である場合に、特定した類似度は所定の条件を満たさない。尚、所定の条件は、上述した条件と同様の条件であればよく、必ずしも、上述した例に限定されない。

第１血圧推定部６００４は、類似度が所定の条件を満たす場合に（ステップＳ６００３にてＹＥＳ）、特定した最大（または、略最大）の類似度である脈波情報を含む血圧情報を特定する（ステップＳ６００４）次に、圧力制御部４０４は、カフ４０１の内圧を減らす（ステップＳ６００５）。尚、ステップＳ６００４及びステップＳ６００５に関しては、ステップＳ６００５に示された処理を実行した後に、ステップＳ６００４に示された処理を実行してもよい。

第１の実施形態において説明したように、血圧推定部１０３は、必ずしも、血圧情報における脈波情報の全てのデータと、特定の脈波情報との類似度を算出する必要はなく、血圧情報における脈波情報の一部のデータであってもよい。また、類似度が所定の条件を満たしたタイミングにて、圧力制御部４０４は加圧する処理を停止してもよい。

次に、第１血圧推定部６００４は、特定した血圧情報に含まれる血圧に基づき、特定の脈波情報に関する血圧として推定する（ステップＳ６００６）。特定した血圧情報が１種類である場合に、第１血圧推定部６００４は、該特定した血圧情報に含まれる血圧を、特定の脈波情報に関する血圧として推定する。特定した血圧情報が複数種類である場合に、第１血圧推定部６００４は、たとえば、特定した血圧情報に含まれる各血圧の平均値（または、中央値）を算出し、算出した値を特定の脈波情報に関する血圧として推定する。

一方、特定した類似度が所定の条件を満たさない場合に（ステップＳ６００３にてＮＯ）、図２４におけるステップＳ５００１乃至ステップＳ５００８に示された処理が実行される（ステップＳ６００７）。すなわち、第２血圧推定部５００６がコロトコフ法や、オシロメトリック法等に従い血圧を推定することによって、血圧情報によらずに血圧が測定される。さらに、ステップＳ５００１乃至ステップＳ５００８に示された処理によって、ステップＳ６００１において類似度を算出する対象である特定の脈波情報と類似（または、一致）している脈波情報を含む血圧情報が作成される。したがって、該特定の脈波情報と類似している脈波情報に関して、作成された血圧情報に基づき、血圧測定装置６００７は、正確に血圧を推定することが可能になる。

次に、第６の実施形態に係る血圧測定装置６００７に関する効果について説明する。

第６の実施形態に係る血圧測定装置６００７によれば、高精度に血圧を推定することができる。これは、第６の実施形態に係る血圧測定装置６００７が、第５の実施形態に係る血圧測定装置５００７を含むからである。

第６の実施形態に係る血圧測定装置６００７によれば、さらに、高精度に血圧を推定することができる。この効果に対する１つの理由は、類似度が所定の条件を満たす場合に、血圧測定装置６００７が血圧情報に基づき血圧を推定し、類似度が所定の条件を満たさない場合に、コロトコフ法や、オシロメトリック法等に従い血圧を推定するからである。さらに、この効果に対する１つの理由は、類似度が所定の条件を満たさない場合に測定された血圧を含む血圧情報が作成されることによって、類似度が所定の条件を満たさない場合であっても、該類似度を算出する対象である特定の脈波情報を含む血圧情報が作成されるからである。新たな血圧情報が作成される結果、以降、測定される脈波情報が、該新たな血圧情報に含まれる脈波情報に類似している場合に、血圧測定装置６００７によれば、該新たな血圧情報に基づいて高精度に血圧を推定することができる。

これら理由について詳細に説明する。ステップＳ６００３にて類似度が所定の条件を満たさない場合に、血圧情報には、特定の脈波情報に関する血圧を推定するのに適した脈波情報が含まれない。すなわち、この場合に、血圧測定装置６００７が、特定の脈波情報に類似している脈波情報を含む血圧情報を特定したとしても、特定した血圧情報に含まれる脈波情報は、特定の脈波情報とは類似していない。したがって、第１血圧推定部６００４は、特定の脈波情報に関する血圧を、正しく推定することができない。

一方、類似度が所定の条件を満たさない場合に、血圧測定装置６００７は、図２４に例示されたフローチャートに従い、血圧情報を作成する。この結果、血圧情報に、特定の脈波情報に類似（または、一致）した脈波情報が含まれていない場合であっても、血圧測定装置６００７は、特定の脈波情報に関する血圧情報を作成する。したがって、以降、測定される脈波情報が、作成した血圧情報に含まれる該脈波情報に類似（または、一致）している場合に、本実施形態に係る血圧測定装置６００７によれば、作成した血圧情報に基づき、高精度に血圧を推定することができる。

さらに、第６の実施形態の血圧測定装置６００７によれば、血圧情報に含まれる脈波情報の一部と、測定された脈波情報との類似度が高い場合に、収縮期血圧未満のカフの内圧にて加圧が停止されてもよい。このような場合であっても、血圧測定装置６００７は、血圧情報に基づき、高精度にて血圧が推定することができる。

したがって、第６の実施形態の血圧測定装置６００７によれば、血圧を推定する処理と、血圧を推定する場合の推定精度を改善する処理とを実施することができる。第６の実施形態の血圧測定装置６００７によれば、複数回繰り返し血圧が測定される場合に、さらに、高精度に血圧を推定することができる。しかも、血圧測定装置６００７が、血圧情報を作成する処理を実行可能であり、外部から血圧情報を受け取る必要がないので、第６の実施形態の血圧測定装置６００７によれば、利便性が高い。

（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推定装置を、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、係る血圧推定装置は、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、係る血圧推定装置は、専用の装置として実現してもよい。

図２７は、第１の実施形態乃至第６の実施形態に係る血圧推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を概略的に表す図である。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、及び、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。

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（Ｃｏｍｐａｃｔ Ｄｉｓｃ）、デジタルバーサタイルディスク（Ｄｉｇｉｔａｌ＿Ｖｅｒｓａｔｉｌｅ＿Ｄｉｓｃ）、ユニバーサルシリアルバスメモリ（ＵＳＢメモリ）、ソリッドステートドライブ（Ｓｏｌｉｄ Ｓｔａｔｅ Ｄｒｉｖｅ）等を指しており、電源を供給しなくても係るプログラムを保持し、持ち運びを可能にする。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。

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に、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２０、図２２、図２４、あるいは、図２６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にある血圧推定プログラム（図２、図１１、図２１、図２５、あるいは、図２７）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。

すなわち、このような場合に、本発明は、係る血圧推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、係る血圧推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。

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。

この出願は、２０１５年５月２８日に出願された日本出願特願２０１５−１０８０３３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。

１０１ 血圧推定装置
１０２ 脈波算出部
１０３ 血圧推定部
２００１ 脈波信号
２００３ 圧力信号
４０１ カフ
４０２ 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 血圧推定装置
９０２ 脈波算出部
９０３ 血圧推定部
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５曲線
１５８６ 第６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 圧迫袋
１００７ 血圧測定装置
１００８ 血圧測定装置
１２０１ 血圧測定装置
１２０２ 血圧推定装置
１２０３ 圧力制御部
２５０１ 血圧測定装置
２５０２ 判定部
２５０３ 補正部
１４０２ 血圧推定装置
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
５００１ 圧力信号作成部
５００２ 脈波信号作成部
５００３ 脈波算出部
５００４ 第１血圧推定部
５００５ 血圧情報作成部
５００６ 第２血圧推定部
５００７ 第２血圧推定部
５００８ ボタン
５００９ ボタン
６００４ 第１血圧推定部
６００７ 血圧測定装置

Claims (10)

1. 第１期間におけるカフの内圧を表す第１圧力信号及び前記第１期間におけるコロトコフ音に基づき、または、前記第１期間における前記第１圧力信号及び前記第１期間における脈波を表す第１脈波信号に基づき、血圧を推定する第１血圧推定手段と、
   前記第１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第３期間と、前記第３期間における第１圧力信号の圧力とを算出し、前記第３期間と、前記圧力とが関連付けされた第１脈波情報を算出する脈波算出手段と、
   算出した前記第１脈波情報と、推定した前記血圧とが関連付けされた血圧情報を作成する血圧情報作成手段と、
   第２期間における前記カフの内圧を表す第２圧力信号と、前記第２期間における脈波を表す第２脈波信号とに基づき算出された第２脈波情報に類似または一致している前記第１脈波情報を、前記血圧情報において特定し、特定した前記第１脈波情報に関連付けされた前記血圧を前記第２期間における血圧として推定する第２血圧推定手段と
   を備える血圧測定装置。
2. 前記第１期間における前記内圧の最大値を、前記第１期間における収縮期血圧以上になるよう前記内圧を制御し、前記第２期間における前記内圧の最大値を、前記第２期間における収縮期血圧未満になるよう前記内圧を制御する圧力制御手段
   をさらに備える請求項１に記載の血圧測定装置。
3. 前記第２血圧推定手段が、前記第２脈波情報と、前記血圧情報に含まれる前記第１脈波情報とが類似していない、及び、一致していないと判定する場合に、前記第１血圧推定手段は、前記血圧を推定する
   請求項１または請求項２に記載の血圧測定装置。
4. 前記第２血圧推定手段が、前記第２期間における前記第２脈波情報と、前記血圧情報に含まれる前記第１脈波情報とが類似していない、及び、一致していないと判定する場合に、前記脈波算出手段は、前記第１脈波情報を作成し、前記血圧情報作成手段は、作成した前記第１脈波情報を含む前記血圧情報を作成する
   請求項３に記載の血圧測定装置。
5. 前記所定の条件は、前記第１脈波信号が、１心拍において最小または略最小であるか否かであり、
   前記脈波算出手段は、前記所定の条件を満たす場合に関して、前記第１脈波情報を算出する
   請求項１乃至請求項４のいずれかに記載の血圧測定装置。
6. 前記所定の条件は、前記第１脈波信号、あるいは、前記第１脈波信号に係るＮ階の階差またはＮ次の微分（ただし、Ｎは、１以上の整数）を表す導出信号が特定の値であるか否かを表す第１条件であり、
   前記脈波算出手段は、前記所定の条件に基づき、前記第１脈波信号または前記導出信号が、前記特定の値となる場合に関して、前記第１脈波情報を算出する
   請求項１乃至請求項４のいずれかに記載の血圧測定装置。
7. 前記所定の条件は、前記第１条件を複数組み合わせる条件であり、
   前記脈波算出手段は、前記所定の条件を満たす場合に関して、前記第１脈波情報を算出する
   請求項６に記載の血圧測定装置。
8. 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の１つのタイミングとにおける前記第３期間を算出する
   請求項１乃至請求項７のいずれかに記載の血圧測定装置。
9. 気体または液体を封入可能なカフと、脈波を計測する脈波計測手段と、前記カフの内圧を計測する圧力計測手段とを備える血圧測定装置が、
   第１期間における前記カフの内圧を表す第１圧力信号及び前記第１期間におけるコロトコフ音に基づき、または、前記第１期間における前記第１圧力信号及び前記第１期間における脈波を表す第１脈波信号に基づき、血圧を推定し、
   前記第１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第３期間と、前記第３期間における第１圧力信号の圧力とを算出し、前記第３期間と、前記圧力とが関連付けされた第１脈波情報を算出し、
   算出した前記第１脈波情報と、推定した前記血圧とが関連付けされた血圧情報を作成し、
   第２期間における前記カフの内圧を表す第２圧力信号と、前記第２期間における脈波を表す第２脈波信号とに基づき算出された第２脈波情報に類似または一致している前記第１脈波情報を、前記血圧情報において特定し、特定した前記第１脈波情報に関連付けされた前記血圧を前記第２期間における血圧として推定する
   血圧測定方法。
10. 気体または液体を封入可能なカフと、脈波を計測する脈波計測手段と、前記カフの内圧を計測する圧力計測手段とを備える血圧測定装置に関して、
    第１期間における前記カフの内圧を表す第１圧力信号及び前記第１期間におけるコロトコフ音に基づき、または、前記第１期間における前記第１圧力信号及び前記第１期間における脈波を表す第１脈波信号に基づき、血圧を推定する第１血圧推定機能と、
    前記第１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第３期間と、前記第３期間における第１圧力信号の圧力とを算出し、前記第３期間と、前記圧力とが関連付けされた第１脈波情報を算出する脈波算出機能と、
    算出した前記第１脈波情報と、推定した前記血圧とが関連付けされた血圧情報を作成する血圧情報作成機能と、
    第２期間における前記カフの内圧を表す第２圧力信号と、前記第２期間における脈波を表す第２脈波信号とに基づき算出された第２脈波情報に類似または一致している前記第１脈波情報を、前記血圧情報において特定し、特定した前記第１脈波情報に関連付けされた前記血圧を前記第２期間における血圧として推定する第２血圧推定機能と
    を実現させる血圧測定プログラムを記録する記録媒体。

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