WO2015122191A1 - 血圧推定装置、血圧推定方法、血圧測定装置、及び、記録媒体 - Google Patents

血圧推定装置、血圧推定方法、血圧測定装置、及び、記録媒体 Download PDF

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pulse wave
blood pressure
pressure
value
pressure estimation
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PCT/JP2015/000667
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友嗣 大野
久保　雅洋
公康 田光
勝巳 阿部
エリスィン アルトゥンタシ
浩 今井
杤久保　修
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日本電気株式会社
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    • A61B5/02416—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate using photoplethysmograph signals, e.g. generated by infrared radiation

Definitions

  • the present invention relates to a blood pressure estimation device for estimating blood pressure.
  • an oscillometric method As a method for measuring blood pressure, an oscillometric method, a Korotkoff method, and the like are known. As the upper arm is pressurized while changing the internal pressure in the cuff, the amplitude in the pulse wave measured at the upper arm changes. In the oscillometric method, based on the amplitude, blood pressure in the process of contracting the heart (systolic blood pressure) and blood pressure in the process of expanding the heart (diastolic blood pressure) are measured.
  • Systolic blood pressure is also referred to as systolic blood pressure, and hereinafter also referred to as SBP.
  • SBP is an abbreviation for Systolic_blood_pressure.
  • the diastolic blood pressure is also referred to as a minimum blood pressure, and is also referred to as DBP hereinafter.
  • DBP is an abbreviation for Diastrotic_blood_pressure.
  • Korotkoff sounds are generated from the pressurized artery, and blood pressure is measured based on the Korotkoff sound.
  • a method in which a detector such as a microphone detects Korotkoff sounds is particularly called a microphone method.
  • a blood pressure measuring device based on the oscillometric method or the Korotkoff method detects the noise in addition to the blood pressure in a situation where there is body movement, external vibration, or ambient noise of the measurement subject.
  • the signal measured by the blood pressure measurement device includes a large noise. Therefore, in this case, it is difficult to properly measure systolic blood pressure and diastolic blood pressure based on a signal measured by the blood pressure measurement device. That is, in order to properly measure blood pressure using a blood pressure measurement device, it is necessary to guide the person to be measured to a resting state or to create a quiet environment.
  • the sphygmomanometer (blood pressure measuring device) disclosed in Patent Document 1 induces the subject to be in a resting state based on blood pressure measuring means for measuring the blood pressure of the subject and the state in which the subject is breathing. And a resting state guiding means.
  • the resting state inducing means irradiates the subject with microwaves.
  • the resting state inducing means calculates the expiration time and the inspiration time for the measured person based on the irradiated microwave and the reflected microwave, and the ratio, the total time, or the duration time is calculated. Based on this, the person to be measured is guided to a resting state.
  • the blood pressure measurement device causes a pulse wave (pulsation) including noise in response to the person to be measured coming into contact with the measurement part (specific part) in the sphygmomanometer or when the person to be measured moves. Measure.
  • Patent Document 2 discloses a non-invasive blood pressure measuring apparatus that can remove the noise and that has less burden on the subject.
  • the blood pressure measurement device has a function of removing noise from the measured pulse wave.
  • the blood pressure measurement device includes a cuff that measures a heartbeat on a body surface of a measurement subject as a pulse wave, a plurality of independent air bladders that are set to have the same pressure condition for the cuff, and the air bladder And a plurality of pressure sensors for detecting pulse waves.
  • the air bladder and the pressure sensor are connected to each other.
  • the blood pressure measurement device further includes arithmetic processing means for removing noise from the pulse wave by applying the separation matrix method, the adaptive filter method, or both to the pulse wave measured by each pressure sensor.
  • the automatic blood pressure measurement device disclosed in Patent Document 3 appropriately measures the maximum blood pressure based on the amplitude ratio calculated from the three inflation bags.
  • the electronic sphygmomanometer disclosed in Patent Document 4 extracts a pulse wave while reducing the internal pressure of the cuff, and calculates the amplitude of the extracted pulse wave.
  • the electronic sphygmomanometer determines whether the internal pressure of the cuff is insufficient based on whether the calculated amplitude is equal to or less than a threshold value.
  • the blood pressure measurement device disclosed in Patent Document 5 measures a pulse wave using a plurality of pulse wave sensors, and calculates a time point at which the pulse wave is started with respect to a pulse wave having the largest amplitude among the measured pulse waves. .
  • the blood pressure measurement device calculates the internal pressure of the cuff at the time of calculation as the maximum blood pressure.
  • the sphygmomanometer disclosed in Patent Document 1 induces the person to be measured to be in a resting state, but measures when the person to be measured is walking, when mental stress occurs in the person to be measured, or measures. Noise is detected when the environment is noisy and vibration noise is generated. For this reason, this blood pressure meter cannot measure blood pressure appropriately.
  • the blood pressure measurement device disclosed in Patent Document 2 has a plurality of air bladders and a plurality of pressure sensors. For this reason, the blood pressure measurement device has a complicated structure. Furthermore, in the blood pressure measurement device, it is difficult to appropriately arrange an air bladder that measures a pulse wave and a sensor. Even when the arithmetic processing means removes noise from the pulse wave, the blood pressure measuring device is affected by noise that cannot be removed, such as noise having the same frequency component as that of the pulse. Proper measurement may not be possible.
  • the blood pressure measuring device disclosed in Patent Document 3 has a complicated structure because it has three inflatable bags in the cuff. Furthermore, the blood pressure measurement device cannot properly measure blood pressure when the pressure applied to the cuff changes even a little depending on the operation of the subject.
  • the electronic blood pressure device disclosed in Patent Document 4 determines whether or not the internal pressure of the cuff is insufficient based on one extracted pulse wave, and therefore does not operate correctly when the pulse wave is affected by noise. there is a possibility.
  • the blood pressure measurement device disclosed in Patent Document 5 calculates blood pressure based on a pulse wave having the largest amplitude, there is a possibility that blood pressure cannot be appropriately measured when the pulse wave is affected by noise.
  • a main object of the present invention is to provide a blood pressure estimation device that estimates blood pressure with high accuracy.
  • the blood pressure estimation device is based on a pressure in a specific period and a difference between a plurality of pulse wave signals measured due to the pressure in the specific period.
  • a blood pressure estimation method includes: Using the information processing apparatus, the blood pressure is estimated based on the pressure in a specific period and the difference between a plurality of pulse wave signals measured due to the pressure in the specific period.
  • the blood pressure estimation apparatus can estimate blood pressure with high accuracy.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a blood pressure estimation device 101 according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a flowchart showing a process flow in the blood pressure estimation apparatus 101 according to the first embodiment.
  • the blood pressure estimation apparatus 101 includes a blood pressure estimation unit 102.
  • the blood pressure estimation apparatus 101 receives a pressure signal 2003 representing a pressure in a specific period and a plurality of pulse wave signals measured when the pressure is applied in the specific period with respect to the measurement subject (step S201).
  • the plurality of pulse wave signals are two (that is, pulse wave signal 2001 and pulse wave signal B).
  • the number of pulse wave signals received by the blood pressure estimation apparatus 101 according to the present embodiment may be three or more as described later.
  • the blood pressure estimation unit 102 estimates the blood pressure (blood pressure value) based on the pressure signal 2003 and the difference between the pulse wave signal 2001 and the pulse wave signal B (step S202).
  • blood pressure represents systolic blood pressure, diastolic blood pressure, or both.
  • Systolic blood pressure is the blood pressure when the heart pumps blood into the arteries as the heart contracts.
  • diastolic blood pressure is the blood pressure when the heart gently pumps blood into the artery when the heart is dilated.
  • the shape of the cuff is a rectangle (rectangular shape), a trapezoid, or a shape close to a rectangular shape in an unfolded state as illustrated in FIG. 5 described later.
  • the shape close to the rectangular shape is, for example, a shape in which the lateral direction or the longitudinal direction, or both are tapered or arced.
  • the shape close to the rectangular shape is not limited to the shape described above.
  • the longitudinal direction is assumed to be a direction in which the cuff is wound around the specific part, that is, a circumferential direction in a state where the cuff is wound around the specific part.
  • the short direction is a direction orthogonal (or substantially orthogonal) to the longitudinal direction.
  • the cuff mode is not limited to the above-described mode.
  • FIG. 3 is a diagram conceptually illustrating an example of a pulse wave signal received by the blood pressure estimation unit 102.
  • the horizontal axis in FIG. 3 represents time, and represents that time progresses as it is located on the right side.
  • the vertical axis in the upper diagram of FIG. 3 represents the intensity of the pressure signal, and the higher the position, the stronger the pressure signal.
  • the vertical axis in the middle diagram of FIG. 3 and the lower diagram of FIG. 3 represents the intensity of the pulse wave signal.
  • the specific period is, for example, a period in which the heart beats (heartbeat) a plurality of times.
  • the blood pressure estimation unit 102 estimates that the difference between the pulse wave signal AA and the pulse wave signal BB or the pressure when the absolute value of the difference is maximum (or near the maximum) is systolic blood pressure.
  • the vicinity of the maximum can be defined as a value when it is within a specific range from the maximum.
  • the specific range may be a predetermined value, or the magnitude of a slope (determined by calculating a differential, a difference, etc.) related to a target (for example, the above-described difference) for which the maximum value is calculated is a predetermined value. It may be a value calculated based on becoming less than the value.
  • the specific range is not limited to the above-described example.
  • the heart pumps a lot of blood into the artery during systole.
  • the pressure in the artery changes according to the amount of blood pumped out. That is, the amount of blood pumped out is large on the upstream side and small on the downstream side.
  • the pulse wave signal measured on the upstream side is different from the pulse wave signal measured on the downstream side. Therefore, the blood pressure estimation unit 102 can estimate that the pressure when the difference between the pulse wave signal AA and the pulse wave signal BB is maximum (or near the maximum) is systolic blood pressure.
  • the blood pressure estimation unit 102 estimates that the pressure in the case where the difference between the pulse wave signal AA and the pulse wave signal BB is lower than a specific value, which is lower than the systolic blood pressure, is the diastolic blood pressure.
  • the specific value is a value higher by several percent to several tens of percent than the maximum value from the average value of the difference between the pulse wave signal AA and the pulse wave signal BB when no pressure is applied.
  • the specific value is a value that is several ms (milliseconds) to several tens of ms higher than the average value of the difference between the pulse wave signal AA and the pulse wave signal BB when no pressure is applied.
  • the specific value may be a value calculated based on diastolic blood pressure measured according to a procedure such as the oscillometric method or the Korotkoff method. The specific value is not limited to the example described above.
  • the estimation procedure for estimating the diastolic blood pressure is not limited to the above-described example.
  • the pressure when the approximate curve obtained from the relationship between time and the difference between the pulse wave signal AA and the pulse wave signal BB has a specific value is estimated as the diastolic blood pressure.
  • the approximate curve is, for example, a plurality of linear approximate lines having different slopes and intercepts for each pressure range, or a polynomial approximate curve that can be applied to a pressure range equal to or lower than the systolic blood pressure, but is not limited thereto.
  • the specific value is, for example, 0 ms, but is not limited to this value.
  • the heart gently pumps blood into the artery during diastole.
  • the pressure in the artery does not change significantly.
  • the difference between the pulse wave signal measured on the upstream side and the pulse wave signal measured on the downstream side is small. Therefore, the blood pressure estimation unit 102 estimates that the pressure when the difference between the pulse wave signal AA and the pulse wave signal BB is lower than a specific value, which is lower than the systolic blood pressure, is the diastolic blood pressure. Can do.
  • the blood pressure estimation unit 102 does not need to calculate the difference to be detected using the difference, and may calculate the difference using a value such as a ratio. In this case, the blood pressure estimation unit 102 estimates the blood pressure according to the magnitude of the ratio.
  • the difference to be detected is not limited to the above-described example, as long as it is an index that can compare the pulse wave signal AA and the pulse wave signal BB.
  • the blood pressure estimation device 101 estimates blood pressure based on the difference between the pulse wave signal AA and the pulse wave signal BB. For this reason, for example, even when the pulse wave signal AA and the pulse wave signal BB include similar noise, the blood pressure estimation device 101 reduces the noise by estimating the blood pressure based on the difference. Therefore, the blood pressure estimation apparatus 101 can estimate the blood pressure with high accuracy by reducing the influence of noise.
  • a general blood pressure estimation device cannot accurately measure blood pressure when the measured pulse wave includes noise.
  • blood pressure estimation apparatus 101 According to the blood pressure estimation apparatus 101 according to the present embodiment, blood pressure can be estimated with high accuracy.
  • the blood pressure estimation device 101 receives the pressure signal 2003 measured by the blood pressure measurement device 408 illustrated in FIG. 4 and a plurality of pulse wave signals measured by the blood pressure measurement device 408.
  • FIG. 4 is a block diagram illustrating a configuration of the blood pressure measurement device 408 according to the first embodiment.
  • the blood pressure measurement device 408 includes a cuff 401, a pulse wave measurement unit 402, a pulse wave measurement unit 403, a pressure measurement unit 407, a pressure control unit 404, an input unit 405, a display unit 406, and a blood pressure estimation device 101. And have. As illustrated in FIG. 5, the cuff 401, the pulse wave measurement unit 402, and the pulse wave measurement unit 403 are integrated. FIG. 5 is a perspective view of the vicinity of the cuff 401 that is not attached.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating an example of a state in which the cuff 401 is attached to a specific part.
  • the artery is parallel (or substantially parallel) to the lateral direction. That is, the pulse wave measurement unit 402 and the pulse wave measurement unit 403 are located in the upstream and downstream directions of the artery.
  • the pulse wave measuring unit 402 and the pulse wave measuring unit 403 are, for example, a vibration sensor that detects vibration caused by pulsation, reflected light when a specific part is irradiated with light (visible light, near infrared light, etc.), or a specific part.
  • the pulse wave measurement unit 402 and the pulse wave measurement unit 403 may be different sensors.
  • the pulse wave measurement unit 402 may be a first wavelength photoelectric sensor
  • the pulse wave measurement unit 403 may be a second wavelength photoelectric sensor different from the first wavelength.
  • the pulse wave measurement unit 402 and the pulse wave measurement unit 403 are not limited to the example described above.
  • the pulse wave measurement unit 402 and the pulse wave measurement unit 403 may be pressure sensors.
  • the pressure is divided into signals having different periods by, for example, Fourier transform.
  • the pressure control unit 404 pressurizes or depressurizes at a constant (or substantially constant) speed, the period related to the pressure caused by the pressure control unit 404 is long.
  • the pulse wave measurement unit 402 and the pulse wave measurement unit 403 extract a signal having a short cycle from the pressure by combining with a filter circuit or the like, or by multiplying with a digital filter, thereby causing a pulse wave due to the pulse wave. A signal can be extracted.
  • the measurement subject starts measurement by operating the input unit 405.
  • the input unit 405 includes a measurement start button for starting measurement, a power button, a measurement stop button for stopping measurement after the measurement is started, a left button used when selecting an item to be displayed on the display unit 406, a right button, and the like ( None of them are shown).
  • the input unit 405 transmits an input signal received from the measurement subject or the like to the blood pressure estimation device 101.
  • the pressure control unit 404 In response to the start of blood pressure measurement, the pressure control unit 404 refers to the internal pressure of the cuff 401 measured by the pressure measurement unit 407, and gas (for example, air), liquid, or both enclosed in the cuff 401 The pressure applied to the specific part is controlled by controlling the amount of the liquid. For example, the pressure control unit 404 controls the operation of a pump that sends a gas sealed in the cuff 401 or a valve in the cuff 401.
  • gas for example, air
  • the cuff 401 may have a compression bag 1006 such as a compression bag (air bag) that encloses gas or a gel bag that encloses gel or liquid.
  • the cuff 401 applies pressure to the specific part according to the control executed by the pressure control unit 404.
  • FIG. 7A is a diagram conceptually illustrating an example of a positional relationship between the cuff and the pulse wave measurement unit.
  • the optimal pulse wave sensor arrangement is when the pulse wave measurement unit 402 and the pulse wave measurement unit 403 are at both ends of the compression bag 1006. That is, this arrangement is in the compression part where it is easy to acquire a pulse wave signal, and has a great difference.
  • FIG. 7A also shows a specific part and a blood flow in the specific part.
  • the blood pressure measurement device 408 does not include a specific part and blood flow in the specific part.
  • FIG. 7B is a diagram conceptually illustrating an example of the positional relationship between the cuff and the pulse wave measurement unit, which is different from FIG. 7A.
  • the pulse wave measurement unit 402 and the pulse wave measurement unit 403 are arranged at both ends of the cuff so that the difference between the pulse wave signals measured by the pulse wave measurement unit 402 and the pulse wave measurement unit 403 is maximized. It is the structure to do.
  • FIG. 7B also shows a specific part and blood flow in the specific part.
  • the blood pressure measurement device 408 does not include a specific part and blood flow in the specific part.
  • FIG. 7C is a diagram conceptually illustrating an example of the positional relationship between the cuff and the pulse wave measurement unit.
  • the configuration illustrated in FIG. 7C is a configuration in which the pulse wave measurement unit 402 and the pulse wave measurement unit 403 are disposed at the center (or substantially the center) of the compression unit. In the case of this configuration, the pulse wave measurement unit 402 and the pulse wave measurement unit 403 can easily measure a pulse wave signal.
  • FIG. 7C also shows a specific part and a blood flow in the specific part. However, the blood pressure measurement device 408 does not include a specific part and blood flow in the specific part.
  • the positional relationship between the cuff and the pulse wave measurement unit is not limited to the above-described example, and may be configured in consideration of pulse wave signals and ease of measurement of differences.
  • the configuration may be a configuration in which the pulse wave measurement unit 402 is arranged at the end of the compression unit and the pulse wave measurement unit 403 is arranged at the end of the cuff, or the pulse wave measurement unit 402 is arranged at the end of the compression unit and the pulse wave.
  • the measurement unit 403 may be arranged near the center of the compression unit.
  • the configuration may be a configuration in which the pulse wave measurement unit 402 is arranged at the end of the cuff and the pulse wave measurement unit 403 is arranged at the end of the compression unit, or the pulse wave measurement unit 402 is arranged at the end of the cuff and the pulse wave measurement.
  • the configuration may be such that the portion 403 is disposed near the center of the compression portion.
  • the configuration may be a configuration in which the pulse wave measurement unit 402 is disposed near the center of the compression unit and the pulse wave measurement unit 403 is disposed at the end of the compression unit, or the pulse wave measurement unit 402 is disposed near the center of the compression unit.
  • the pulse wave measurement unit 403 may be arranged at the end of the cuff.
  • the pulse wave measurement unit 402 and the pulse wave measurement unit 403 measure the pulse wave at the specific part while the pressure control unit 404 executes control to apply pressure to the specific part.
  • the pulse wave measurement unit 402 and the pulse wave measurement unit 403 transmit the measured pulse wave to the blood pressure estimation apparatus 101 as a pulse wave signal (that is, the pulse wave signal A and the pulse wave signal B).
  • the pressure measurement unit 407 transmits the measured pressure as the pressure signal 2003 to the blood pressure estimation apparatus 101.
  • the pressure measuring unit 407 discretizes the measured pressure to convert it into a digital signal (analog_digital conversion, A / D conversion), and transmits the digital signal as the pressure signal 2003.
  • a part of the pressure may be extracted by applying a filter or the like that extracts a specific frequency to the signal. Further, the pressure (or pulse wave) may be amplified to a predetermined amplitude by applying an amplifier or the like.
  • the blood pressure estimation apparatus 101 estimates blood pressure by executing the above-described processing. At this time, the blood pressure estimation apparatus 101 may transmit a control signal indicating control content to the pressure control unit 404.
  • the display unit 406 displays the blood pressure measured by the blood pressure estimation apparatus 101.
  • the display unit 406 is an LCD (Liquid_Crystal_Display), an OLED (Organic_light-emitting_diode), or electronic paper.
  • LCD Liquid_Crystal_Display
  • OLED Organic_light-emitting_diode
  • electronic paper can be realized according to a microcapsule method, an electronic powder fluid method, a cholesteric liquid crystal method, an electrophoresis method, an electrowetting method, or the like.
  • the blood pressure measurement device 408 includes the same configuration as that of the blood pressure estimation device 101, it can enjoy the same effect as the blood pressure estimation device 101. That is, according to the blood pressure measurement device 408 according to the first embodiment, blood pressure can be measured with high accuracy.
  • the blood pressure measurement device 408 may be configured such that the blood pressure estimation device 101, the pulse wave measurement unit 402, the pulse wave measurement unit 403, and the like transmit and receive a pulse wave signal via a communication network.
  • the input unit 405 and the display unit 406 may be outside the blood pressure measurement device 408 and connected to the blood pressure measurement device 408 via a communication network.
  • the specific part may be the upper arm or the wrist.
  • the pulse wave measurement unit 402 and the pulse wave measurement unit 403 may detect the pulse wave via the radial artery.
  • FIG. 8 is a block diagram showing a configuration of a blood pressure estimation device 701 according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 9 is a flowchart showing a flow of processing in the blood pressure estimation apparatus 701 according to the second embodiment.
  • the blood pressure estimation device 701 includes a blood pressure estimation unit 702.
  • the blood pressure estimation unit 702 calculates a pulse wave value related to the pulse wave signal (pulse wave signal 2001 or pulse wave signal 2002) (step S801).
  • the pulse wave values are pulse wave value 1 to pulse wave value 6 shown below. That is, ⁇ Pulse wave signal extreme value (that is, local maximum value, local minimum value, or both), or timing near the extreme value (substantially extreme value) (pulse wave value 1), ⁇ Pulse wave signal amplitude value (pulse wave value 2), ⁇ Pulse wave signal rises (starts rising) timing (pulse wave value 3), ⁇ Timing when the pulse wave signal falls (starts descent) (pulse wave value 4), The pulse wave signal is converted into a frequency space (frequency region), and the amplitude in the frequency space (pulse wave value 5), A pulse wave signal is converted into a frequency space, and the phase in the frequency space (pulse wave value 6).
  • the vicinity of an extreme value can be defined as a value when it is within a specific range from the extreme value.
  • the specific range may be a value calculated based on the fact that the magnitude of the slope (calculated by calculating differentiation, difference, etc.) relating to the target for calculating the extreme value becomes less than a predetermined value.
  • the specific range is not limited to the above-described example.
  • the blood pressure estimation unit 702 calculates a pulse wave value 1 to a pulse wave value 4 in a region corresponding to one heartbeat in the pulse wave signal.
  • the blood pressure estimation unit 702 may calculate the pulse wave value 1 to the pulse wave value 4 by extracting a pulse wave signal having a specific period included in the pulse wave signal.
  • the features of pulse wave value 1 to pulse wave value 4 are that the analysis is simple and the analysis time is short.
  • the pulse wave value 5 and the pulse wave value 6 are pulse wave values related to a plurality of frequency components included in the pulse wave signal in a region corresponding to one heartbeat.
  • the feature of the pulse wave value 5 and the pulse wave value 6 is that the pulse wave value can be calculated even when various frequencies are included.
  • the pulse wave value may be defined as a pulse wave value when a pulse wave signal or a signal derived from the pulse wave signal, such as a differential or step difference of the pulse wave signal, satisfies a predetermined condition. It is not limited to.
  • methods for converting the pulse wave signal into the frequency space include, for example, short-time Fourier transform, wavelet transform, and the like.
  • Short-time Fourier transform, wavelet transform, etc. are common techniques. For this reason, description is abbreviate
  • the blood pressure estimation unit 702 calculates the difference regarding the pulse wave value calculated in step S801 as the feature amount for the pulse wave signal 2001 and the pulse wave signal 2002 (step S802).
  • the blood pressure estimation unit 702 calculates a difference in pulse wave values or a ratio of pulse wave values as a difference.
  • the blood pressure estimation unit 702 may calculate values exemplified as the feature amount 1 to the feature amount 6 shown below as the feature amount. That is, The ratio of the pulse wave value 1 related to the pulse wave signal 2001 to the pulse wave value 1 related to the pulse wave signal 2002 (characteristic 1), Difference between the pulse wave value 2 related to the pulse wave signal 2001 and the pulse wave value 2 related to the pulse wave signal 2002 (characteristic amount 2), The difference between the pulse wave value 3 related to the pulse wave signal 2001 and the pulse wave value 3 related to the pulse wave signal 2002 (characteristic amount 3), Difference between the pulse wave value 4 related to the pulse wave signal 2001 and the pulse wave value 4 related to the pulse wave signal 2002 (feature amount 4), The ratio of the pulse wave value 5 related to the pulse wave signal 2001 to the pulse wave value 5 related to the pulse wave signal 2002 (feature amount 5), A difference between the pulse wave value 6 related to the pulse wave signal 2001 and the pulse wave value 6 related to the pulse wave signal 2002 (feature amount 6).
  • characteristic 1 The ratio of the pulse wave value 1 related to the pulse wave signal 2001 to the
  • the difference may be an absolute value of the difference.
  • the difference to be detected may be a difference, such as a ratio and a difference.
  • the feature amount calculated by the blood pressure estimation unit 702 is not limited to the above-described example.
  • the ratio is, for example, (pulse wave value 1 related to the pulse wave signal 2001) / (pulse wave value 1 related to the pulse wave signal 2002) or (pulse wave signal 2002). Pulse wave value 1) / (pulse wave value 1 related to pulse wave signal 2001).
  • the ratio is, for example, (pulse wave value 5 related to the pulse wave signal 2001) / (pulse wave value 5 related to the pulse wave signal 2002) or (pulse wave value 5 related to the pulse wave signal 2002) /. It is assumed that (pulse wave value 5 related to pulse wave signal 2001) is expressed.
  • the blood pressure estimation unit 702 estimates the blood pressure based on the calculated feature amount (step S803).
  • the feature amount changes according to the pressure applied when measuring the pulse wave.
  • the feature quantity 2 and the pressure have a relationship as shown in FIG.
  • FIG. 10 is a diagram illustrating an example of the relationship between the feature amount and the pressure.
  • the horizontal axis in FIG. 10 represents the pressure indicated by the pressure signal 2003, and the higher the position on the right side, the higher the pressure.
  • the vertical axis in FIG. 10 represents the feature amount 2, and the higher the position is, the greater the feature amount 2 is.
  • the feature amount 2 starts to increase from the vicinity where the pressure is the diastolic blood pressure, and becomes the maximum (or substantially maximum) in the vicinity where the pressure is the systolic blood pressure.
  • the blood pressure estimation unit 702 calculates the pressure with the maximum difference (or near the maximum) in the feature amount as the systolic blood pressure, the difference in the feature amount is lower than a specific second value, and the pressure is The pressure when lower than the systolic blood pressure is calculated as the diastolic blood pressure.
  • the blood pressure estimation device 701 according to the second embodiment includes the same configuration as that of the first embodiment, the second embodiment can enjoy the same effects as those of the first embodiment. That is, according to the blood pressure estimation device 701 according to the second embodiment, the blood pressure can be estimated with high accuracy.
  • the movement of the person being measured, the vibration from the outside, the noise in the surroundings, etc. are added to the pulse wave signal as a noise signal.
  • measurement signals including noise signals are S 1 and S 2
  • pulse wave signals related to the measurement subject are P 1 and P 2 .
  • a 1 and a 2 are sufficiently close to 1 (that is, the multiplication noise is sufficiently small), or by extracting a feature quantity that is not affected by the multiplication noise, a 1 and a 2 can be ignored, and noise Can be reduced.
  • m a 1 ⁇ a 2 (Formula 5).
  • a 1 and a 2 can be ignored to reduce noise. Is possible.
  • Multiplication noise and addition noise are added independently to a plurality of pulse wave signals measured by a plurality of pulse wave measuring units close to the installation position. In this case, even if the values of k and m are not fixed, the noise signal component can be reduced by calculating the difference.
  • the blood pressure estimation device 701 according to the second embodiment, the blood pressure can be estimated with high accuracy.
  • FIG. 11 is a diagram conceptually showing the positional relationship between the cuff 1005 and the three pulse wave measurement units.
  • FIG. 11 also shows a specific part and a blood flow in the specific part.
  • the blood pressure measurement device 1007 does not include a specific part and blood flow in the specific part.
  • the blood pressure measurement device 1007 includes a pulse wave measurement unit 1001, a pulse wave measurement unit 1002, a pulse wave measurement unit 1003, and a cuff 1005.
  • the cuff 1005 may have a compression bag 1006.
  • the pulse wave measurement unit 1001, the pulse wave measurement unit 1002, and the pulse wave measurement unit 1003, at least two pulse wave measurement units sandwich the pressure center (or substantially the center) in the short direction in the cuff 1005. It is in.
  • the pulse wave measuring unit 1001, the pulse wave measuring unit 1002, and the pulse wave measuring unit 1003 each measure a pulse wave at a specific part.
  • measurement signals including noise are S 1 , S 2 , S 3
  • pulse wave signals are P 1 , P 2 , P 3 .
  • k 1 is defined according to Equation 10.
  • Expression 14 represents that the influence of the multiplication noise can be ignored when a 1 is sufficiently close to a 2 and a 3 after canceling the influence of the addition noises b 1 , b 2 , and b 3 . That is, this represents that noise can be reduced.
  • Equation 14 represents that the effects of these noises can be reduced by calculating the difference even if the values of k 1 and k 2 are not fixed.
  • the blood pressure estimation apparatus 701 can reduce the influence of noise as described above by estimating blood pressure based on three or more pulse wave signals.
  • FIG. 12 is a diagram conceptually showing the positional relationship between the cuff and the four pulse wave measurement units.
  • FIG. 12 also shows a specific part and a blood flow in the specific part.
  • the blood pressure measurement device 1008 does not include a specific part and blood flow in the specific part.
  • the blood pressure measurement device 1008 includes a pulse wave measurement unit 1001, a pulse wave measurement unit 1002, a pulse wave measurement unit 1003, a pulse wave measurement unit 1004, and a cuff 1005.
  • the cuff 1005 may have a compression bag 1006.
  • the pulse wave measuring unit 1001, the pulse wave measuring unit 1002, the pulse wave measuring unit 1003, and the pulse wave measuring unit 1004 each measure a pulse wave at a specific part.
  • the blood pressure estimation device 701 estimates the blood pressure based on the pulse wave measurement unit 1001, the pulse wave measurement unit 1002, the pulse wave measurement unit 1003, and the pulse wave measurement unit 1004 in the same manner as the above-described processing.
  • the blood pressure estimation apparatus can reduce the influence of noise based on the same reason as described above by estimating the blood pressure based on four or more pulse wave signals. .
  • FIG. 13 is a block diagram showing a configuration of a blood pressure measurement device 1201 according to the third embodiment of the present invention.
  • FIG. 14 is a flowchart showing the flow of processing in the blood pressure measurement device 1201 according to the third embodiment.
  • the blood pressure measurement device 1201 includes a cuff 401, a pulse wave measurement unit 402, a pulse wave measurement unit 403, a pressure measurement unit 407, a pressure control unit 1203, an input unit 405, a display unit 406, and a blood pressure estimation device 1202. And have.
  • the pressure control unit 1203 executes control to apply the internal pressure of the cuff 401 in response to the start of measurement (step S1301).
  • the pressure measurement unit 407 measures the internal pressure of the cuff 401 and transmits the measured pressure as the pressure signal 2003 to the blood pressure estimation device 1202.
  • the pulse wave measurement unit 402 and the pulse wave measurement unit 403 measure a pulse wave at a specific site, and use the measured pulse wave as a pulse wave signal (that is, the pulse wave signal 2001 and the pulse wave signal 2002). Transmit to the estimation device 1202.
  • the blood pressure estimation device 1202 receives the pressure signal 2003 and the pulse wave signal, and calculates a feature amount based on the received pressure signal 2003 and the pulse wave signal. Next, the blood pressure estimation device 1202 determines whether or not the calculated feature value is equal to or greater than a predetermined value (step S1302).
  • the blood pressure estimation apparatus 1202 determines that the feature amount is equal to or greater than a predetermined value (YES in step S1302), the blood pressure estimation device 1202 calculates the pressure in the pressure signal 2003 as a diastolic blood pressure (step S1303).
  • blood pressure estimation apparatus 1202 transmits a control signal for applying pressure to pressure control unit 1203.
  • the pressure control unit 1203 receives the control signal, and executes control to apply the internal pressure of the cuff 401 in accordance with the received control signal (step S1301).
  • the blood pressure estimation device 1202 transmits a control signal for applying pressure to the pressure control unit 1203 after calculating the diastolic blood pressure.
  • the pressure control unit 1203 receives the control signal, and executes control to apply the internal pressure of the cuff 401 in accordance with the received control signal (step S1304).
  • the blood pressure estimation device 1202 receives the pressure signal 2003 and the pulse wave signal after pressurization, and calculates a feature amount based on the received pressure signal 2003 and the pulse wave signal. Next, the blood pressure estimation apparatus 1202 determines whether or not the calculated feature amount is maximum (or near the maximum) (step S1305).
  • the blood pressure estimation device 1202 estimates that the pressure in the pressure signal 2003 is systolic blood pressure (step S1306). .
  • blood pressure estimation apparatus 1202 transmits a control signal for applying pressure to pressure control unit 1203.
  • the pressure control unit 1203 receives the control signal, and executes control to apply the internal pressure of the cuff 401 in accordance with the received control signal (step S1304).
  • the blood pressure estimation device 1202 transmits a second control signal for reducing the pressure to the pressure control unit 1203 after calculating the systolic blood pressure.
  • the pressure control unit 1203 receives the second control signal, and executes control to reduce the internal pressure of the cuff 401 in accordance with the received second control signal (step S1307).
  • the third embodiment can enjoy the same effects as those of the first embodiment. That is, according to the blood pressure measurement device 1201 according to the third embodiment, blood pressure can be measured with high accuracy.
  • the blood pressure measurement device 1201 estimates the systolic blood pressure by applying a pressure in the vicinity of the systolic blood pressure while increasing the internal pressure of the cuff 401.
  • a general blood pressure measurement apparatus pressurizes the blood pressure sufficiently higher than the systolic blood pressure, and then estimates the systolic blood pressure while reducing the internal pressure of the cuff 401.
  • the systolic blood pressure can be estimated at a lower pressure than a general blood pressure measurement device.
  • the blood pressure measurement device 1201 according to the present embodiment, it is possible to shorten the measurement time and further reduce the burden on the measurement subject.
  • FIG. 15 is a block diagram showing a configuration of a blood pressure measurement device 1401 according to the fourth embodiment of the present invention.
  • FIG. 16 is a flowchart showing the flow of processing in the blood pressure measurement device 1401 according to the fourth embodiment.
  • the blood pressure measurement device 1401 includes a cuff 401, a pulse wave measurement unit 402, a pulse wave measurement unit 403, a pressure measurement unit 407, a pressure control unit 1403, an input unit 405, a display unit 406, and a blood pressure estimation device 1402. And have.
  • the pressure control unit 1403 executes control to apply the internal pressure of the cuff 401 to a predetermined pressure (pressure sufficiently higher than general systolic blood pressure) in response to the measurement subject starting measurement ( Step S1501).
  • the pressure control unit 1403 executes control to reduce the pressure (step S1502).
  • the pressure measurement unit 407 measures the internal pressure of the cuff 401 and transmits the measured pressure as a pressure signal 2003 to the blood pressure estimation device 1402.
  • the pulse wave measurement unit 402 and the pulse wave measurement unit 403 measure the pulse wave at the specific part, and transmit the measured pulse wave to the blood pressure estimation device 1402 as a pulse wave signal.
  • the pulse wave measurement unit 402 and the pulse wave measurement unit 403 are vibration sensors that detect vibration caused by the pulse wave.
  • FIG. 17A is a diagram illustrating an example of the pressure measured by the pressure measurement unit 407.
  • FIG. 17B is a diagram illustrating an example of a pulse wave (hereinafter, referred to as “pulse wave signal A”) measured by the pulse wave measurement unit 402.
  • FIG. 17C is a diagram illustrating an example of a pulse wave (hereinafter, referred to as “pulse wave signal B”) measured by the pulse wave measurement unit 403.
  • or FIG. 17C represents time, and represents that time progresses, so that it is located on the right side.
  • shaft of FIG. 17A represents a pressure and represents that a pressure rises, so that it is located on the upper side.
  • the vertical axis of FIG. 17B and FIG. 17C represents the intensity of the pulse wave. The higher the position is, the lower the pulse wave intensity is, and the closer the value is to 0, the lower the pulse wave intensity is.
  • the blood pressure estimation device 1402 receives the pulse wave signal A and the pulse wave signal B, and performs a short-time Fourier transform on the received pulse wave signal.
  • the pulse wave at one heartbeat is Fourier transformed.
  • the blood pressure estimation device 1402 calculates a signal C shown in FIG. 18A by performing a Fourier transform on the pulse wave signal A.
  • the blood pressure estimation device 1402 calculates a signal D shown in FIG. 18B by performing a Fourier transform on the pulse wave signal B.
  • 18A and 18B are diagrams illustrating an example of a signal calculated by Fourier transforming a pulse wave.
  • FIG. 19 is a diagram illustrating an example of the relationship between the feature amount and the pressure.
  • the horizontal axis in FIG. 19 represents the pressure indicated by the pressure signal 2003, and the higher the position is on the right side, the higher is the pressure.
  • the vertical axis in FIG. 19 represents the feature quantity 6, and the higher the position is, the greater the feature quantity 6 is.
  • the feature amount 6 starts to increase from the vicinity where the pressure is the diastolic blood pressure, and becomes maximum in the vicinity where the pressure is the systolic blood pressure.
  • the blood pressure estimation device 1402 estimates the pressure at which the difference in feature amount is maximum (or approximately maximum) as systolic blood pressure (step S1503), and the difference in feature amount is lower than a specific second value, In addition, the pressure when the pressure is lower than the systolic blood pressure is estimated to be the diastolic blood pressure (step S1505). In this case, the pressure control unit 1403 continues control to reduce the pressure (step S1504).
  • the fourth embodiment can enjoy the same effects as those of the first embodiment. That is, according to the blood pressure measurement device 1401 according to the fourth embodiment, the blood pressure can be estimated with high accuracy.
  • the blood pressure measurement device 1401 estimates blood pressure by measuring the pulse wave in the decompression process after sufficiently pressurizing. As a result, according to the blood pressure measurement device 1401 according to the present embodiment, since the pulse wave can be measured in a wider range of pressure, the blood pressure can be estimated with higher accuracy.
  • the blood pressure measurement device 1401 does not necessarily have to estimate blood pressure only in the process of pressurizing and in the process of depressurizing as shown in the third and fourth embodiments.
  • the blood pressure measurement device 1401 may control the pressure based on the feature amount calculated by the blood pressure estimation device 1402.
  • the pressure control unit 1403 may perform control to apply the internal pressure of the cuff 401.
  • the pressure control unit 1403 may perform control to reduce the internal pressure of the cuff 401.
  • the blood pressure estimation device 1402 estimates the systolic blood pressure while the pressure control unit 1403 repeats pressurization and pressure reduction. Thereafter, the blood pressure measurement device 1401 estimates that the pressure at which the feature amount is equal to or less than a predetermined value is diastolic blood pressure while reducing the internal pressure of the cuff 401.
  • the systolic blood pressure can be searched by repeating the pressurizing process and the depressurizing process. Therefore, according to the blood pressure measurement device 1401, the blood pressure can be estimated with higher accuracy. it can.
  • the blood pressure measurement device 1401 may estimate blood pressure in the process of applying pressure, and may estimate blood pressure in the process of reducing pressure. In this case, the blood pressure measurement device 1401 estimates the blood pressure by, for example, averaging the two blood pressures.
  • the blood pressure measurement device 1401 may repeat the pressurizing process and the depressurizing process to estimate the blood pressure in each process. In this case, the blood pressure measurement device 1401 estimates the blood pressure by, for example, averaging the measured blood pressure.
  • the estimated blood pressure becomes a more accurate value by taking the average of the blood pressure calculated in the process of repeating pressurization and decompression. That is, according to the blood pressure measurement device 1401, blood pressure can be estimated with higher accuracy.
  • the blood pressure estimation device may be realized using at least two calculation processing devices physically or functionally.
  • the blood pressure estimation device may be realized as a dedicated device.
  • FIG. 20 is a diagram schematically illustrating a hardware configuration of a calculation processing device capable of realizing a pressure control unit in the blood pressure estimation device and the blood pressure measurement device according to the first to fourth embodiments.
  • the computer 20 includes a central processing unit (Central Processing Unit, hereinafter referred to as “CPU”) 21, a memory 22, a disk 23, a nonvolatile recording medium 24, an input device 25, an output device 26, and a communication interface (hereinafter referred to as “CPU”). 27) (represented as “communication IF”).
  • CPU Central Processing Unit
  • the nonvolatile recording medium 24 represents a computer-readable, for example, a compact disc (Compact Disc), a digital versatile disc (Digital_Versatile_Disc), or the like.
  • the non-volatile recording medium 24 represents a universal serial bus memory (USB memory), a solid state drive (Solid State Drive) or the like, and retains such a program without being supplied with power so that it can be carried.
  • the nonvolatile recording medium 24 is not limited to the above-described medium. Further, the program may be carried via the communication network via the communication IF 27 instead of the nonvolatile recording medium 24.
  • the CPU 21 copies a software program (computer program: hereinafter simply referred to as “program”) stored in the disk 23 to the memory 22 and executes arithmetic processing.
  • the CPU 21 reads data necessary for program execution from the memory 22.
  • the CPU 21 displays the output result on the output device 26.
  • the CPU 21 reads the program from the input device 25.
  • the CPU 21 stores the memory 22 corresponding to the function (processing) represented by each unit (or pressure control unit) of the blood pressure estimation apparatus shown in FIG. 1, FIG. 4, FIG. 8, FIG. 13, or FIG.
  • a blood pressure estimation program (FIG. 2, FIG. 9, FIG. 14, or FIG. 16) is interpreted and executed.
  • the CPU 21 sequentially executes the processes described in the above embodiments of the present invention.
  • the present invention can also be achieved by such a blood pressure estimation program. Furthermore, it can be understood that the present invention can also be realized by a computer-readable non-volatile recording medium in which the blood pressure estimation program is recorded.
  • a blood pressure estimation device comprising: a blood pressure estimation unit that estimates blood pressure based on pressure in a specific period and a plurality of pulse wave signals measured due to the pressure in the specific period.
  • the blood pressure estimation means calculates a pulse wave value representing the pulse wave signal when the pulse wave signal in the plurality of pulse wave signals satisfies a predetermined condition, and calculates the pulse wave for the plurality of pulse wave signals.
  • the blood pressure estimation device according to appendix 1, wherein the blood pressure is estimated based on a difference in values.
  • the pulse wave value is a phase when the pulse wave signal is converted into a frequency space,
  • the blood pressure estimation apparatus according to Supplementary Note 1 or Supplementary Note 2, wherein the difference is a difference in the phase between the plurality of pulse wave signals.
  • the pulse wave value is an amplitude when the pulse wave signal is converted into a frequency space,
  • the blood pressure estimation apparatus according to claim 1 or 2 wherein the difference is a ratio of the amplitudes among the plurality of pulse wave signals.
  • the pulse wave value is a timing at which the pulse wave signal becomes an extreme value or a substantially extreme value in one heartbeat,
  • the blood pressure estimation device according to claim 1 or 2, wherein the difference is a difference in timing between the plurality of pulse wave signals.
  • the pulse wave value is an amplitude when the pulse wave signal becomes an extreme value or a substantially extreme value in one heartbeat,
  • the blood pressure estimation apparatus according to claim 1 or 2 wherein the difference is a ratio of the amplitudes among the plurality of pulse wave signals.
  • Appendix 8 The blood pressure estimation device according to any one of appendix 1 to appendix 7, wherein the blood pressure estimation means estimates that the pressure when the difference is at or near the maximum is systolic blood pressure.
  • the blood pressure estimation means estimates that the pressure when the difference is at or near the maximum is lower than the pressure when the difference is equal to or less than a predetermined value is the diastolic blood pressure.
  • the blood pressure estimation device according to any one of 7.
  • the blood pressure estimation device is a blood pressure measurement device that estimates blood pressure in a process in which a cuff is pressurized.
  • a blood pressure measurement device comprising: pressure control means for controlling the internal pressure of the cuff according to the difference.
  • the blood pressure measurement device according to appendix 10 or appendix 11, wherein the blood pressure is estimated based on the blood pressure.
  • the first pulse wave measuring means or the second pulse wave measuring means is a photoelectric sensor that detects reflected light when light is irradiated to a specific part or transmitted light when light is irradiated to a specific part.
  • the blood pressure measurement device according to any one of appendix 12 to appendix 14.
  • Appendix 16 The blood pressure measurement device according to any one of appendix 12 to appendix 15, wherein the first pulse wave measurement unit or the second pulse wave measurement unit is a pressure sensor that measures pressure.
  • the blood pressure measurement device according to any one of supplementary notes 10 to 16, wherein the blood pressure is estimated based on the blood pressure.
  • a blood pressure estimation method that estimates a blood pressure based on a pressure in a specific period and a difference between a plurality of pulse wave signals measured due to the pressure in the specific period using an information processing device.
  • Appendix 20 Records a blood pressure estimation program that causes a computer to realize a blood pressure estimation function that estimates blood pressure based on pressure in a specific period and differences in a plurality of pulse wave signals measured due to the pressure in the specific period Recording media to be used.

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Abstract

　高精度に血圧を推定することができる血圧推定装置等が開示される。血圧推定装置１０１は、特定の期間における圧力と、該特定の期間において、該圧力に起因して測定される複数の脈波信号の違いとに基づき、血圧を推定する血圧推定部１０２を有する。

Description

血圧推定装置、血圧推定方法、血圧測定装置、及び、記録媒体
　本発明は、血圧を推定する血圧推定装置等に関する。
　血圧を測定する方法としては、オシロメトリック法、及び、コロトコフ（Ｋｏｒｏｔｋｏｆｆ）法等が知られている。カフ（ｃｕｆｆ）における内圧を変えながら上腕部が加圧されるのに応じて、上腕部において測定される脈波における振幅は変化する。オシロメトリック法においては、該振幅に基づいて、心臓が収縮する過程における血圧（収縮期血圧）、及び、心臓が拡張する過程における血圧（拡張期血圧）を測定する。収縮期血圧は、最高血圧とも表され、以降においては、ＳＢＰとも表す。尚、ＳＢＰは、Ｓｙｓｔｏｌｉｃ＿ｂｌｏｏｄ＿ｐｒｅｓｓｕｒｅの略称である。また、拡張期血圧は、最低血圧とも表され、以降においては、ＤＢＰとも表す。尚、ＤＢＰは、Ｄｉａｓｔｏｌｉｃ＿ｂｌｏｏｄ＿ｐｒｅｓｓｕｒｅの略称である。
　コロトコフ法においては、カフの内圧を変えながら上腕部が加圧されるのに応じて、加圧された動脈からコロトコフ音（Ｋｏｒｏｔｋｏｆｆ　ｓｏｕｎｄｓ）が発生し、該コロトコフ音に基づき、血圧が測定される。コロトコフ法のうち、マイクロホン等の検出器がコロトコフ音を検出する方法は、特に、マイクロホン法とも呼ばれる。
　しかし、オシロメトリック法やコロトコフ法に基づく血圧測定装置は、被測定者の体動、外部振動、または、周囲の雑音等がある状況において、血圧の他に、該雑音等を検知する。この結果、血圧測定装置が測定する信号は、大きなノイズを含む。したがって、この場合に、血圧測定装置が測定する信号に基づき、収縮期血圧、及び、拡張期血圧を適正に測定することは困難である。すなわち、血圧測定装置を用いて、適正に血圧を測定するためには、被測定者を安静な状態に誘導することや、静かな環境を作ることが必要である。
　特許文献１に開示された血圧計（血圧測定装置）は、被測定者の血圧を測定する血圧測定手段と、該被測定者が呼吸する状態に基づき、該被測定者を安静な状態に誘導する安静状態誘導手段とを有する。該安静状態誘導手段は、被測定者にマイクロ波を照射する。
　該マイクロ波は、被測定者において反射する場合に、該被測定者が行う呼吸動作によりドップラシフトする。該安静状態誘導手段は、照射したマイクロ波と、反射したマイクロ波とに基づき、該被測定者に関する呼気実時間と吸気実時間とを算出し、これらの比、合計時間、または、継続時間に基づき、被測定者を安静な状態に誘導する。
　上述したように、被測定者が血圧計における測定部位（特定部位）へ接触すること、または、被測定者が体動するのに応じて、血圧測定装置は、ノイズを含む脈波（脈動）を測定する。
　特許文献２は、該ノイズを除去することができ、しかも、被測定者に対する負担も少ない、非観血式（Ｎｏｎ　Ｉｎｖａｓｉｖｅ）血圧測定装置を開示する。該血圧測定装置は、測定した脈波からノイズを除去する機能を有する。
　該血圧測定装置は、被測定者の体表における心拍を脈波として測定するカフと、該カフに対してそれぞれ同一の圧力条件となるように設定する複数の独立したエアブラダーと、該エアブラダーに対して脈波を検出する複数の圧力センサとを有する。該エアブラダーと、該圧力センサとは、相互に接続する。該血圧測定装置は、さらに、各圧力センサが測定した脈波に、分離マトリクス法、適応フィルタ法、または、その両者を適用することにより該脈波からノイズを除去する演算処理手段を有する。
　また、特許文献３が開示する自動血圧測定装置は、３つの膨張袋から算出する振幅比に基づいて、適正に最高血圧を測定する。特許文献４が開示する電子血圧計は、カフの内圧を減圧している間に脈波を抽出し、抽出した脈波の振幅を算出する。該電子血圧計は、算出した振幅が閾値以下であるか否かに基づいて、カフの内圧が不足であるか否かを判定する。特許文献５が開示する血圧測定装置は、複数の脈波センサを用いて脈波を計測し、計測した脈波のうち最も振幅が大きな脈波に関して、該脈波が開始される時点を算出する。該血圧測定装置は、算出した時点のカフの内圧を最高血圧として算出する。
特開２０１２－２０５６７３号公報 特開２００５－２８８００２号公報 特開２０１２－７１０５８号公報 特開２００８－１８８３０３号公報 特開昭６２－０３８１３７号公報
　まず、特許文献１が開示する血圧計は、被測定者を安静な状態に誘導するものの、被測定者が歩行中の場合、被測定者に精神的なストレスが発生する場合、または、測定する環境が騒がしく振動ノイズが発生する場合等に、ノイズを検知してしまう。このため、該血圧計は、適正に血圧を測定できない。
　さらに、特許文献２が開示する血圧測定装置は、複数のエアブラダー、及び、複数の圧力センサを有する。このため、該血圧測定装置は、複雑な構造を有する。さらに、該血圧測定装置においては、脈波を測定するエアブラダーと、センサとを、適切に配置することが難しい。また、演算処理手段が脈波からノイズを除去する場合であっても、該血圧測定装置は、特に脈拍と同じ周波数成分のノイズ等、除去しきれないノイズの影響を受けてしまうので、血圧を適正に測定できない可能性がある。
　また、特許文献３が開示する血圧測定装置は、カフに３つの膨張袋を有するので、構成が複雑である。さらに、該血圧測定装置は、被測定者の動作等に応じてカフにかかる圧力が少しでも変化する場合に、適正に血圧を測定することができない。特許文献４が開示する電子血圧装置は、抽出された１つの脈波に基づき、カフの内圧が不足しているか否かを判定するので、該脈波がノイズの影響を受ける場合に正しく動作しない可能性がある。また、特許文献５が開示する血圧測定装置は、振幅が最も大きな脈波に基づき血圧を算出するので、該脈波がノイズの影響を受ける場合に血圧を適正に測定できない可能性がある。
　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推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、本発明に係る血圧推定装置は
　特定の期間における圧力と、該特定の期間において、前記圧力に起因して測定される複数の脈波信号の違いとに基づき、血圧を推定する血圧推定手段
　を備える。
　また、本発明の他の見地として、本発明に係る血圧推定方法は、
　情報処理装置を用いて、特定の期間における圧力と、該特定の期間において、前記圧力に起因して測定される複数の脈波信号の違いとに基づき、血圧を推定する。
　さらに、同目的は、係る血圧推定プログラム、および、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。
　本発明に係る血圧推定装置等によれば、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。 血圧推定部が受信する脈波信号の一例を概念的に表す図である。 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付近の斜視図である。 特定部位にカフを装着する状態の一例を表す図である。 カフと脈波計測部との位置関係の一例を概念的に表す図である。 カフと脈波計測部との位置関係の一例を概念的に表す図である。 カフと脈波計測部との位置関係の一例を概念的に表す図である。 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。 特徴量と圧力との間における関係の一例を表す図である。 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。 第４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。 圧力計測部が測定する圧力の一例を表す図である。 脈波計測部が測定する脈波の一例を表す図である。 脈波計測部が測定する脈波の一例を表す図である。 脈波をフーリエ変換することにより算出する信号の一例を表す図である。 脈波をフーリエ変換することにより算出する信号の一例を表す図である。 特徴量と圧力との間の関係の一例を表す図である。 本発明の各実施形態に係る血圧推定装置または圧力制御部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が実行する処理とについて、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、血圧推定部１０２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複数の脈波信号とを受信する（ステップＳ２０１）。
　以降、説明の便宜上、複数の脈波信号は、２つ（すなわち、脈波信号２００１、及び、脈波信号Ｂ）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、後述のように３つ以上であってもよい。
　次に、血圧推定部１０２は、圧力信号２００３と、脈波信号２００１及び脈波信号Ｂの違いとに基づき血圧（血圧値）を推定する（ステップＳ２０２）。
　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、心臓が動脈に血液を拍出する場合における血圧である。一方、拡張期血圧は、心臓が拡張している場合に、心臓が動脈に血液をゆるやかに送り出す場合における血圧である。
　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５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）、台形、または、矩形形状に近い形状であるとする。矩形形状に近い形状は、たとえば、短手方向または長手方向、またはその両方がテーパー状や弧である形状である。矩形形状に近い形状は、上述した形状に限定されない。長手方向は、カフを特定部位に巻く方向、すなわち、特定部位に巻いた状態での周方向であるとする。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、カフ全体、または、カフの一部が特定部位に圧力を加えるとする。この場合、「上流側」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。「下流側」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。
　たとえば、血圧推定部１０２は、図３に示す２つの脈波信号（説明の便宜上、「脈波信号ＡＡ」、及び、「脈波信号ＢＢ」と表す）を受信する。図３は、血圧推定部１０２が受信する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、右側に位置す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、上側に位置するほど圧力信号が強いことを表す。図３の中図、及び、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の例の場合、特定の期間は、たとえば、複数回、心臓が拍動する（心拍）期間である。
　たとえば、血圧推定部１０２は、脈波信号ＡＡと脈波信号ＢＢとの差、もしくは、差の絶対値が最大（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。
　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、上述した差）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。
　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、上流側において多く、下流側において少ない。この結果、上流側において測定される脈波信号と、下流側において測定される脈波信号とは、相互に異なる。したがって、血圧推定部１０２は、脈波信号ＡＡと脈波信号ＢＢとの差が最大（または最大付近）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１０２は、収縮期血圧よりも低く、脈波信号ＡＡと脈波信号ＢＢとの差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。
　たとえば、特定の値は、圧力を付加しない場合における、脈波信号ＡＡと脈波信号ＢＢとの差異の平均値から、最大値に対して数％乃至数十％高い値である。また、特定の値は、圧力を付加しない場合における、脈波信号ＡＡと、脈波信号ＢＢとの差異の平均値から数ｍｓ（ミリ秒）乃至数十ｍｓ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順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。
　尚、拡張期血圧を推定する推定手順は、上述した例に限定されない。たとえば、時間と、脈波信号ＡＡと脈波信号ＢＢとの間の差との関係から得られる近似曲線が、特定の値となる場合における圧力を拡張期血圧と推定する。近似曲線は、たとえば、圧力範囲毎に傾きと切片とが異なる複数の線形近似直線、または、収縮期血圧以下の圧力範囲に適用できる多項式近似曲線であるが、これらに限定されない。特定の値は、たとえば０ｍｓであるが、この値に限定されない。
　心臓は、拡張期において、ゆるやかに血液を動脈に送り出す。この場合、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、上流側にて測定される脈波信号と、下流側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１０２は、収縮期血圧よりも低く、かつ、脈波信号ＡＡと脈波信号ＢＢとの差が特定の値よりも小さい場合の圧力を、拡張期血圧であると推定することができる。
　尚、血圧推定部１０２は、検出すべき違いを、差を用いて算出する必要はなく、比等の値を用いて算出してもよい。この場合、血圧推定部１０２は、比の大小に応じて、血圧を推定する。検出すべき違いは、脈波信号ＡＡと、脈波信号ＢＢと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、脈波信号ＡＡと脈波信号ＢＢとの違いに基づき血圧を推定する。このため、たとえば、脈波信号ＡＡと脈波信号ＢＢと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、係る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、正確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。
　たとえば、血圧推定装置１０１は、図４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が測定する複数の脈波信号とを受信する。図４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、脈波計測部４０３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５に例示するように、カフ４０１と、脈波計測部４０２と、脈波計測部４０３とは一体を成す。図５は、装着されていないカフ４０１付近の斜視図である。
　まず、被測定者は、図６に示すように、上腕、脚部、または、手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。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。図６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。この場合、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。すなわち、脈波計測部４０２と、脈波計測部４０３とは、動脈の上流側と下流側との方向に位置する。
　脈波計測部４０２及び脈波計測部４０３は、たとえば、脈動が引き起こす振動を検出する振動センサ、特定部位に光（可視光や近赤外光等）を照射する場合の反射光、または特定部位に光を照射する場合の透過光を検出する光電センサ等である。脈波計測部４０２及び脈波計測部４０３は、相互に異なるセンサであってもよい。たとえば、脈波計測部４０２が、第一波長の光電センサであって、脈波計測部４０３が、第一波長と異なる第二波長の光電センサであってもよい。脈波計測部４０２及び脈波計測部４０３は、上述した例に限定されない。たとえば、脈波計測部４０２及び脈波計測部４０３としては、磁気センサや加速度センサを適用することができる。また、脈波計測部４０２及び脈波計測部４０３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、脈波計測部４０２及び脈波計測部４０３は、フィルタ回路等との組み合わせ、もしくは、デジタルフィルタの掛け合わせにより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。
　血圧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、または、カフ４０１における弁の動作を制御する。
　カフ４０１は、気体を封入する圧迫袋（空気袋）や、ゲルや液体を封入するゲル袋といった圧迫袋１００６を有してもよい。カフ４０１は、圧力制御部４０４が実行する制御に従い、特定部位に圧力を加える。
　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、脈波計測部４０２及び脈波計測部４０３を配置してもよい。図７Ａは、カフと脈波計測部との位置関係の一例を概念的に表す図である。最適な脈波センサの配置は、脈波計測部４０２、及び、脈波計測部４０３が圧迫袋１００６の両端にある場合である。すなわち、この配置は、脈波信号を取得しやすい圧迫部にあり、かつ、違いが大きい構成である。尚、説明の便宜上、図７Ａには、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４０８は、特定部位、及び、特定部位における血流等を含まない。
　図７Ｂは、図７Ａとは異なる、カフと脈波計測部との位置関係の一例を概念的に表す図である。図７Ｂに示す構成は、脈波計測部４０２及び脈波計測部４０３が計測する脈波信号の違いが最も大きくなるように、脈波計測部４０２及び脈波計測部４０３をカフの両端に配置する構成である。尚、説明の便宜上、図７Ｂ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４０８は、特定部位、及び、特定部位における血流等を含まない。
　図７Ｃは、カフと脈波計測部との位置関係の一例を概念的に表す図である。図７Ｃに示す構成は、圧迫部の中心（または略中心）に、脈波計測部４０２、及び、脈波計測部４０３を配置する構成である。該構成である場合、脈波計測部４０２、及び、脈波計測部４０３は、脈波信号を計測することが容易である。尚、説明の便宜上、図７Ｃ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４０８は、特定部位、及び、特定部位における血流等を含まない。
　カフと脈波計測部との位置関係は、上述した例に限らず、脈波信号や違いの計測容易さを考慮した構成にしてもよい。脈波計測部は、圧迫部の中心（または略中心）に近いほど、脈波を計測しやすく、圧迫部の中心（または略中心）から離れる（すなわち、カフの端に近づく）につれ、違いを計測しやすい。たとえば、該構成は、脈波計測部４０２を圧迫部の端、脈波計測部４０３をカフの端に配置する構成であってもよいし、脈波計測部４０２を圧迫部の端、脈波計測部４０３を圧迫部の中心付近に配置する構成であってもよい。また、該構成は、脈波計測部４０２をカフの端、脈波計測部４０３を圧迫部の端に配置する構成であってもよいし、脈波計測部４０２をカフの端、脈波計測部４０３を圧迫部の中心付近に配置する構成であってもよい。さらに、該構成は、脈波計測部４０２を圧迫部の中心付近、脈波計測部４０３を圧迫部の端に配置する構成であってもよいし、脈波計測部４０２を圧迫部の中心付近、脈波計測部４０３をカフの端に配置する構成であってもよい。
　次に、脈波計測部４０２及び脈波計測部４０３は、圧力制御部４０４が特定部位に圧力を加える制御を実行する間に、特定部位における脈波を測定する。
　脈波計測部４０２、及び、脈波計測部４０３は、測定した脈波を脈波信号（すなわち、脈波信号Ａ、及び、脈波信号Ｂ）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２００３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、及び、脈波計測部４０３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として送信する。
　Ａ／Ｄ変換の際に、信号に特定の周波数を抽出するフィルタ等を適用することにより、圧力（または、脈波）の一部を抽出してもよい。また、増幅器等を適用することにより、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、上述した処理を実行することにより、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、制御内容を表す制御信号を送信してもよい。
　表示部４０６は、血圧推定装置１０１が測定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と同様の構成を含むので、血圧推定装置１０１と同様の効果を享受することができる。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、血圧推定装置１０１と、脈波計測部４０２及び脈波計測部４０３等とが通信ネットワークを介して、脈波信号を送受信する態様であってもよい。また、入力部４０５及び表示部４０６が血圧測定装置４０８の外部にあり、血圧測定装置４０８と通信ネットワークを介して接続された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、脈波計測部４０２及び脈波計測部４０３は、撓骨動脈を介して脈波を検出してもよい。
　＜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８と図９とを参照しながら、第２の実施形態に係る血圧推定装置７０１が有する構成と、血圧推定装置７０１が実行する処理とについて説明する。図８は、本発明の第２の実施形態に係る血圧推定装置７０１が有する構成を示すブロック図である。図９は、第２の実施形態に係る血圧推定装置７０１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７０１は、血圧推定部７０２を有する。
　血圧推定部７０２は、脈波信号（脈波信号２００１、または、脈波信号２００２）に関する脈波値を算出する（ステップＳ８０１）。
　たとえば、脈波値は、以下に示す脈波値１乃至脈波値６である。すなわち、
　・脈波信号の極値（すなわち、極大値、極小値、または、その両者）、または、極値付近（略極値）のタイミング・・・（脈波値１）、
　・脈波信号の振幅値・・・（脈波値２）、
　・脈波信号が立ち上がる（上昇を開始する）タイミング・・・（脈波値３）、
　・脈波信号が立ち下がる（下降を開始する）タイミング・・・（脈波値４）、
　・脈波信号を周波数空間（周波数領域）に変換し、該周波数空間における振幅・・・（脈波値５）、
　・脈波信号を周波数空間に変換し、該周波数空間における位相・・・（脈波値６）。
　たとえば、極値付近は、極値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。
　血圧推定部７０２は、脈波信号のうち、１心拍に相当する領域において、脈波値１乃至脈波値４を算出する。たとえば、血圧推定部７０２は、脈波信号に含まれる特定の周期である脈波信号を抽出することにより、脈波値１乃至脈波値４を算出してもよい。脈波値１乃至脈波値４の特長は、解析が単純であり、解析時間が短いことである。
　一方、脈波値５及び脈波値６は、１心拍に相当する領域における脈波信号に含まれる複数の周波数成分に関する脈波値である。脈波値５及び脈波値６の特長は、多様な周波数が含まれる場合であっても、脈波値を算出することができることである。
　脈波信号、あるいは、脈波信号の微分、階差等、脈波信号から導出される信号が所定の条件を満たす場合を脈波値と定義すればよいので、脈波値は、上述した例に限定されない。
　また、脈波信号を周波数空間（周波数領域）に変換する方法は、たとえば、短時間フーリエ変換、ウェーブレット変換等である。短時間フーリエ変換、ウェーブレット変換等は、一般的な技術である。このため、本実施形態においては説明を省略する。
　次に、血圧推定部７０２は、脈波信号２００１及び脈波信号２００２について、ステップＳ８０１にて算出した脈波値に関する違いを、特徴量として算出する（ステップＳ８０２）。
　血圧推定部７０２は、違いとして、脈波値の差分、あるいは、脈波値の比を算出する。
　たとえば、血圧推定部７０２は、特徴量として、以下に示す特徴量１乃至特徴量６に例示する値を算出してもよい。すなわち、
　　・脈波信号２００１に関する脈波値１と、脈波信号２００２に関する脈波値１との比・・・（特徴量１）、
　　・脈波信号２００１に関する脈波値２と、脈波信号２００２に関する脈波値２との差・・・（特徴量２）、
　　・脈波信号２００１に関する脈波値３と、脈波信号２００２に関する脈波値３との差・・・（特徴量３）、
　　・脈波信号２００１に関する脈波値４と、脈波信号２００２に関する脈波値４との差・・・（特徴量４）、
　　・脈波信号２００１に関する脈波値５と、脈波信号２００２に関する脈波値５との比・・・（特徴量５）、
　　・脈波信号２００１に関する脈波値６と、脈波信号２００２に関する脈波値６との差・・・（特徴量６）。
　ここで差は、差の絶対値としてもよい。検出すべき違いは、比、及び、差等のように、差異を表せばよい。このため、血圧推定部７０２が算出する特徴量は、上述した例に限定されない。
　以降の説明において、説明の便宜上、特徴量１において、比は、たとえば、（脈波信号２００１に関する脈波値１）÷（脈波信号２００２に関する脈波値１）、または、（脈波信号２００２に関する脈波値１）÷（脈波信号２００１に関する脈波値１）にて表されるものとする。あるいは、特徴量５において、比は、たとえば、（脈波信号２００１に関する脈波値５）÷（脈波信号２００２に関する脈波値５）、または、（脈波信号２００２に関する脈波値５）÷（脈波信号２００１に関する脈波値５）にて表されるものとする。
　次に、血圧推定部７０２は、算出した特徴量に基づき、血圧を推定する（ステップＳ８０３）。
　特徴量は、脈波を測定する場合に加えられる圧力に応じて、変化する。たとえば、特徴量２と圧力とは、図１０に示すような関係がある。図１０は、特徴量と圧力との間における関係の一例を表す図である。図１０の横軸は、圧力信号２００３が示す圧力を表し、右側に位置するほど、圧力が高いことを表す。図１０の縦軸は、特徴量２を表し、上側に位置するほど、特徴量２が大きいことを表す。特徴量２は、圧力が拡張期血圧である付近から上昇を開始し、圧力が収縮期血圧である付近において、最大（または略最大）となる。
　特徴量１、及び、特徴量３乃至特徴量６に関しても、特徴量２と同様に、圧力と特徴量との関係がある。
　たとえば、血圧推定部７０２は、特徴量の違いが最大（または最大付近）である圧力を、収縮期血圧として算出するとともに、特徴量の違いが特定の第２値よりも低く、かつ、圧力が収縮期血圧よりも低い場合における圧力を、拡張期血圧として算出する。
　第２の実施形態に係る血圧推定装置７０１は、第１の実施形態と同様の構成を含むので、第２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２の実施形態に係る血圧推定装置７０１によれば、高精度に血圧を推定することができる。
　さて、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Ｓ１及びＳ２、被測定者に関する脈波信号をＰ１及びＰ２とする。
　この場合、計測信号、及び、脈波信号には、以下に示す式１及び式２に示す関係がある。すなわち、
　　　Ｓ１＝Ｐ１×ａ１＋ｂ１・・・（式１）、
　　　Ｓ２＝Ｐ２×ａ２＋ｂ２・・・（式２）、
（ただし、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）。
　ここで、ｋを、以下に示す式３に従い定義する。すなわち、
　　　ｋ＝ｂ１÷ｂ２・・・（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、
　　　Ｓ１－ｋ×Ｓ２＝Ｐ１×ａ１－Ｐ２×ｋ×ａ２・・・（式４）。
　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。
　ここで、ｍを、以下に示す式５に従い定義する。すなわち、
　　　ｍ＝ａ１÷ａ２・・・（式５）。
　上述した式１、式２、及び、式５から、以下に示す式６が成り立つ。すなわち、
　　　Ｓ１÷ｍ÷Ｓ２＝（Ｐ１＋ｂ１÷ａ１）÷（Ｐ２＋ｍ×ｂ２÷ａ１）・・・（式６）。
　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。
　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、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７０１によれば、高精度に血圧を推定することができる。
　また、図１１に示すように、血圧推定装置７０１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７０１は、上述した例と同様に血圧を推定することができる。図１１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１１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Ｓ１、Ｓ２、Ｓ３、脈波信号をＰ１、Ｐ２、Ｐ３とする。
　この場合、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、
　　　Ｓ１＝Ｐ１×ａ１＋ｂ１・・・（式７）、
　　　Ｓ２＝Ｐ２×ａ２＋ｂ２・・・（式８）、
　　　Ｓ３＝Ｐ３×ａ３＋ｂ３・・・（式９）、
　　　（ここで、ａ１、ａ２、及び、ａ３は、脈波信号に関する乗算ノイズ、ｂ１、ｂ２、及び、ｂ３は、脈波信号に関する加算ノイズである）。
　ここで、ｋ１を、式１０に従い定義する。また、ｋ２を、以下に示す式１１に従い定義する。すなわち、
　　　ｋ１＝ｂ１÷ｂ２・・・（式１０）、
　　　ｋ２＝ｂ１÷ｂ３・・・（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、以下に示す式１２及び式１３が成り立つ。すなわち、
　　　Ｓ１－ｋ１×Ｓ２＝Ｐ１×ａ１－Ｐ２×ｋ１×ａ２・・・（式１２）、
　　　Ｓ１－ｋ２×Ｓ３＝Ｐ１×ａ１－Ｐ３×ｋ２×ａ３・・・（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、
　　　（Ｓ１－ｋ１×Ｓ２）÷（Ｓ１－ｋ２×Ｓ３）＝（Ｐ１－Ｐ２×ｋ１×ａ２÷ａ１）÷（Ｐ１－Ｐ３×ｋ２×ａ３÷ａ１）・・・（式１４）。
　式１４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。
　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、したがって、式１４は、ｋ１、ｋ２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７０１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１２に示すように、血圧推定装置７０１を有する血圧測定装置１００８が、４つの脈波を測定する場合も、血圧推定装置７０１は、上述した例と同様に血圧を推定することができる。図１２は、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。
　尚、説明の便宜上、図１２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７０１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１３と図１４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が実行する処理とについて説明する。図１３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１４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、脈波計測部４０３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実行する（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。また、脈波計測部４０２及び脈波計測部４０３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（すなわち、脈波信号２００１、及び、脈波信号２００２）として、血圧推定装置１２０２に送信する。
　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、特徴量を算出する。次に、血圧推定装置１２０２は、算出した特徴量が、所定の値以上であるか否かを判定する（ステップＳ１３０２）。
　血圧推定装置１２０２は、該特徴量が所定の値以上であると判定する場合に（ステップＳ１３０２にてＹＥＳ）、該圧力信号２００３における圧力を拡張期血圧として算出する（ステップＳ１３０３）。血圧推定装置１２０２は、該特徴量が所定の値未満であると判定する場合に（ステップＳ１３０２にてＮＯ）、圧力制御部１２０３に圧力を加える制御信号を送信する。圧力制御部１２０３は、該制御信号を受信し、受信した制御信号に応じて、カフ４０１の内圧を加える制御を実行する（ステップＳ１３０１）。
　血圧推定装置１２０２は、拡張期血圧を算出した後に、圧力制御部１２０３に圧力を加える制御信号を送信する。圧力制御部１２０３は、該制御信号を受信し、受信した制御信号に応じて、カフ４０１の内圧を加える制御を実行する（ステップＳ１３０４）。
　次に、血圧推定装置１２０２は、加圧後における圧力信号２００３及び脈波信号を受信し、受信した圧力信号２００３及び脈波信号に基づき、特徴量を算出する。次に、血圧推定装置１２０２は、算出した特徴量が、最大（または最大付近）であるか否かを判定する（ステップＳ１３０５）。
　血圧推定装置１２０２は、該特徴量が最大（または最大付近）であると判定する場合に（ステップＳ１３０５にてＹＥＳ）、該圧力信号２００３における圧力を収縮期血圧であると推定する（ステップＳ１３０６）。血圧推定装置１２０２は、該特徴量が最大（または最大付近）でないと判定する場合に（ステップＳ１３０５にてＮＯ）、圧力制御部１２０３に圧力を加える制御信号を送信する。圧力制御部１２０３は、該制御信号を受信し、受信した制御信号に応じて、カフ４０１の内圧を加える制御を実行する（ステップＳ１３０４）。
　血圧推定装置１２０２は、収縮期血圧を算出した後に、圧力制御部１２０３に圧力を減らす第２制御信号を送信する。圧力制御部１２０３は、該第２制御信号を受信し、受信した第２制御信号に応じて、カフ４０１の内圧を減らす制御を実行する（ステップＳ１３０７）。
　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。
　血圧測定装置１２０１は、カフ４０１の内圧を高くしながら、収縮期血圧付近の圧力を加えることにより収縮期血圧を推定する。一方、一般的な血圧測定装置は、収縮期血圧よりも十分に高く加圧し、その後、カフ４０１の内圧を減圧しながら収縮期血圧を推定する。
　このため、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推定することができる。
　すなわち、本実施形態に係る血圧測定装置１２０１によれば、測定時間を短縮し、さらに、被測定者に与える負担を低くすることができる。
　＜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１５と図１６とを参照しながら、第４の実施形態に係る血圧測定装置１４０１が有する構成と、血圧測定装置１４０１が実行する処理とについて説明する。図１５は、本発明の第４の実施形態に係る血圧測定装置１４０１が有する構成を示すブロック図である。図１６は、第４の実施形態に係る血圧測定装置１４０１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１４０１は、カフ４０１と、脈波計測部４０２と、脈波計測部４０３と、圧力計測部４０７と、圧力制御部１４０３と、入力部４０５と、表示部４０６と、血圧推定装置１４０２とを有する。
　まず、圧力制御部１４０３は、被測定者が測定を開始するのに応じて、カフ４０１の内圧を所定の圧力（一般的な収縮期血圧よりも十分に高い圧力）まで加える制御を実行する（ステップＳ１５０１）。次に、圧力制御部１４０３は、該圧力を減らす制御を実行する（ステップＳ１５０２）。減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１４０２に送信する。また、脈波計測部４０２及び脈波計測部４０３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１４０２に送信する。
　本実施形態においては、脈波計測部４０２及び脈波計測部４０３は、脈波に起因する振動を検出する振動センサであるとする。
　圧力計測部４０７、脈波計測部４０２、及び、脈波計測部４０３は、それぞれ、図１７Ａ乃至図１７Ｃに示す、圧力、及び、脈波を測定する。図１７Ａは、圧力計測部４０７が測定する圧力の一例を表す図である。図１７Ｂは、脈波計測部４０２が測定する脈波（以降、「脈波信号Ａ」と表す）の一例を表す図である。図１７Ｃは、脈波計測部４０３が測定する脈波（以降、「脈波信号Ｂ」と表す）の一例を表す図である。また、図１７Ａ乃至図１７Ｃにおける各横軸は、時間を表し、右側に位置するほど時間が進むことを表す。図１７Ａの縦軸は、圧力を表し、上側に位置するほど、圧力が上がることを表す。図１７Ｂ及び図１７Ｃの縦軸は、脈波の強度を表し、上側、または、下側に位置するほど、脈波の強度が上がり、０に近いほど脈波の強度が下がることを表す。
　圧力制御部１４０３が、ステップＳ１５０１及びステップＳ１５０２における制御を実行するので、圧力は、時間とともに低下する（図１７Ａ）。
　血圧推定装置１４０２は、脈波信号Ａ及び脈波信号Ｂを受信し、受信した脈波信号を短時間フーリエ変換する。本実施形態においては、１心拍における脈波をフーリエ変換するとする。この場合、血圧推定装置１４０２は、脈波信号Ａをフーリエ変換することにより、図１８Ａに示す信号Ｃを算出する。同様に、血圧推定装置１４０２は、脈波信号Ｂをフーリエ変換することにより、図１８Ｂに示す信号Ｄを算出する。図１８Ａ及び図１８Ｂは、脈波をフーリエ変換することにより算出する信号の一例を表す図である。
　次に、血圧推定装置１４０２は、脈波値６に示す脈波値を算出し、算出した脈波値に基づき、図１９に示すような特徴量６を算出する。図１９は、特徴量と圧力との間の関係の一例を表す図である。図１９の横軸は、圧力信号２００３が示す圧力を表し、右側に位置するほど、圧力が高いことを表す。図１９の縦軸は、特徴量６を表し、上側に位置するほど、特徴量６が大きいことを表す。特徴量６は、圧力が拡張期血圧である付近から上昇を開始し、圧力が収縮期血圧である付近において、極大になる。
　血圧推定装置１４０２は、特徴量の違いが極大（または略極大）である圧力を、収縮期血圧であると推定する（ステップＳ１５０３）とともに、特徴量の違いが特定の第２値よりも低く、かつ、圧力が収縮期血圧よりも低い場合における圧力を、拡張期血圧であると推定する（ステップＳ１５０５）。この場合、圧力制御部１４０３は、該圧力を減らす制御を続ける（ステップＳ１５０４）。
　第４の実施形態に係る血圧測定装置１４０１は、第１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４の実施形態に係る血圧測定装置１４０１によれば、高精度に血圧を推定することができる。
　血圧測定装置１４０１は、十分に加圧した後に、減圧過程において脈波を測定することにより血圧を推定する。この結果、本実施形態に係る血圧測定装置１４０１によれば、より広い範囲の圧力において、脈波を測定できるので、さらに、高精度に血圧を推定することができる。
　尚、血圧測定装置１４０１は、必ずしも、第３の実施形態、及び、第４の実施形態に示したように、加圧する過程のみ、及び、減圧する過程のみにおいて、血圧を推定する必要はない。血圧測定装置１４０１は、血圧推定装置１４０２が算出する特徴量に基づいて、圧力を制御してもよい。
　たとえば、カフ４０１の内圧を減らすにつれ、特徴量が減少する場合には、該圧力が収縮期血圧よりも低いので、圧力制御部１４０３は、カフ４０１の内圧を加える制御を行ってもよい。また、カフ４０１の内圧を減らしても、特徴量が減少しない場合には、該圧力が収縮期血圧よりも高いので、圧力制御部１４０３は、カフ４０１の内圧を減らす制御を行ってもよい。この場合、圧力制御部１４０３が加圧と減圧を繰り返しながら、血圧推定装置１４０２は、収縮期血圧を推定する。その後、血圧測定装置１４０１は、カフ４０１の内圧を減らしながら、特徴量が所定の値以下になる圧力を、拡張期血圧であると推定する。
　上述した処理を実行する場合には、加圧する過程と減圧する過程とを繰り返すことにより、収縮期血圧を探索できるので、血圧測定装置１４０１によれば、さらに、高精度に血圧を推定することができる。
　また、血圧測定装置１４０１は、加圧する過程において血圧を推定し、さらに、減圧する過程において血圧を推定してもよい。この場合、血圧測定装置１４０１は、該２つの血圧を平均すること等により、血圧を推定する。
　さらに、血圧測定装置１４０１は、加圧する過程と減圧する過程とを繰り返し、各過程において血圧を推定してもよい。この場合、血圧測定装置１４０１は、測定した血圧を平均すること等により、血圧を推定する。
　上述した処理を実行する場合には、加圧と減圧とを繰り返す過程において算出される血圧の平均を取ること等により、推定する血圧は、より正確な値になる。すなわち、血圧測定装置１４０１によれば、さらに、高精度に血圧を推定することができる。
　（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２０は、第１の実施形態乃至第４の実施形態に係る血圧推定装置及び血圧測定装置における圧力制御部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。
　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）等を表す。不揮発性記録媒体２４は、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）等を表しており、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、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４、図８、図１３、あるいは、図１５に示した血圧推定装置の各部（または、圧力制御部）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９、図１４、あるいは、図１６）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実行する。
　すなわち、このような場合、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。
　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。しかしながら、上述した各実施形態により例示的に説明した本発明は、以下には限られない。すなわち、
　（付記１）
　特定の期間における圧力と、該特定の期間において、前記圧力に起因して測定される複数の脈波信号の違いとに基づき、血圧を推定する血圧推定手段
　を備える血圧推定装置。
　（付記２）
　前記血圧推定手段は、前記複数の脈波信号における脈波信号が、所定の条件を満たす場合における前記脈波信号を表す脈波値を算出し、前記複数の脈波信号に関して算出する前記脈波値の違いに基づき前記血圧を推定する
　付記１に記載の血圧推定装置。
　（付記３）
　前記脈波値は、前記脈波信号を周波数空間に変換する場合における位相であり、
　前記違いは、前記複数の脈波信号間における前記位相の差である
　付記１または付記２に記載の血圧推定装置。
　（付記４）
　前記脈波値は、前記脈波信号を周波数空間に変換する場合における振幅であり、
　前記違いは、前記複数の脈波信号間における前記振幅の比である
　付記１または付記２に記載の血圧推定装置。
　（付記５）
　前記脈波値は、前記脈波信号が１心拍において極値または略極値となるタイミングであり、
　前記違いは、前記複数の脈波信号間における前記タイミングの差である
　付記１または付記２に記載の血圧推定装置。
　（付記６）
　前記脈波値は、前記脈波信号が１心拍において極値または略極値となる場合の振幅であり、
　前記違いは、前記複数の脈波信号間における前記振幅の比である
　付記１または付記２に記載の血圧推定装置。
　（付記８）
　血圧推定手段は、前記違い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
　付記１乃至付記７のいずれかに記載の血圧推定装置。
　（付記９）
　血圧推定手段は、前記違いが最大または最大付近となる場合における圧力よりも低く、さらに、前記違いが、所定の値以下となる場合における圧力を、拡張期血圧であると推定する
　付記１乃至付記７のいずれかに記載の血圧推定装置。
　（付記１０）
　付記１乃至付記９のいずれかに記載の血圧推定装置
　を備え、
　前記血圧推定装置は、カフが加圧する過程において、血圧を推定する
　血圧測定装置。
　（付記１１）
　付記１乃至付記９のいずれかに記載の血圧推定装置と、
　前記違いに応じて、カフの内圧を制御する圧力制御手段と
　を備える血圧測定装置。
　（付記１２）
　動脈の上流側において、特定の圧力に起因して、前記特定の期間における脈波を測定し、測定した前記脈波を前記脈波信号として前記血圧推定装置に送信する第１脈波計測手段と、
　前記動脈の下流側において、前記特定の圧力に起因して、前記特定の期間における前記脈波を測定し、測定した前記脈波を前記脈波信号として前記血圧推定装置に送信する第２脈波計測手段と
　をさらに備え、
　前記血圧推定装置は、前記第１脈波計測手段が送信する前記脈波信号と、前記第２脈波計測手段が送信する前記脈波信号とを受信し、受信した２つの前記脈波信号に基づき、前記血圧を推定する
　付記１０または付記１１に記載の血圧測定装置。
　（付記１３）
　前記第１脈波計測手段と、前記第２脈波計測手段とは、前記カフの短手方向の加圧中心または略中心を挟むように位置する
　付記１２に記載の血圧測定装置。
　（付記１４）
　前記第１脈波計測手段、または、前記第２脈波計測手段は、振動を検出する振動センサである
　付記１２または付記１３に記載の血圧測定装置。
　（付記１５）
　前記第１脈波計測手段、または、前記第２脈波計測手段は、特定部位に光を照射した際の反射光、または、特定部位に光を照射した際の透過光を検出する光電センサである
　付記１２乃至付記１４のいずれかに記載の血圧測定装置。
　（付記１６）
　前記第１脈波計測手段、または、前記第２脈波計測手段は、圧力を測定する圧力センサである
　付記１２乃至付記１５のいずれかに記載の血圧測定装置。
　（付記１７）
　動脈の上流側において、特定の圧力に起因して、前記特定の期間における脈波を測定し、測定した前記脈波を前記脈波信号として前記血圧推定装置に送信する第１脈波計測手段と、
　前記動脈の下流側において、前記特定の圧力に起因して、前記特定の期間における前記脈波を測定し、測定した前記脈波を前記脈波信号として前記血圧推定装置に送信する第２脈波計測手段と
　をさらに備え、
　前記血圧推定装置は、前記第１脈波計測手段が送信する前記脈波信号と、前記第２脈波計測手段が送信する前記脈波信号とを受信し、受信した２つの前記脈波信号に基づき、前記血圧を推定する
　付記１０乃至付記１６のいずれかに記載の血圧測定装置。
　（付記１９）
　情報処理装置を用いて、特定の期間における圧力と、該特定の期間において、前記圧力に起因して測定される複数の脈波信号の違いとに基づき、血圧を推定する血圧推定方法。
　（付記２０）
　特定の期間における圧力と、該特定の期間において、前記圧力に起因して測定される複数の脈波信号の違いとに基づき、血圧を推定する血圧推定機能
　をコンピュータに実現させる血圧推定プログラムを記録する記録媒体。
　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、本発明は、上述した実施形態には限定されない。すなわち、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、２０１４年２月１３日に出願された日本出願特願２０１４－０２５３７１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　　血圧推定部
　２００１　　脈波信号
　２００２　　脈波信号
　２００３　　圧力信号
　４０１　　カフ
　４０２　　脈波計測部
　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
　７０１　　血圧推定装置
　７０２　　血圧推定部
　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
　１４０１　　血圧測定装置
　１４０２　　血圧推定装置
　１４０３　　圧力制御部
　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

Claims (10)

  1. 　特定の期間における圧力と、該特定の期間において、前記圧力に起因して測定される複数の脈波信号の違いとに基づき、血圧を推定する血圧推定手段
    　を備える血圧推定装置。
  2. 　前記血圧推定手段は、前記複数の脈波信号における脈波信号が、所定の条件を満たす場合における前記脈波信号を表す脈波値を算出し、前記複数の脈波信号に関して算出する前記脈波値の違いに基づき前記血圧を推定する
    　請求項１に記載の血圧推定装置。
  3. 　前記脈波値は、前記脈波信号を周波数空間に変換する場合における位相であり、
    　前記違いは、前記複数の脈波信号間における前記位相の差である
    　請求項１または請求項２に記載の血圧推定装置。
  4. 　前記脈波値は、前記脈波信号を周波数空間に変換する場合における振幅であり、
    　前記違いは、前記複数の脈波信号間における前記振幅の比である
    　請求項１または請求項２に記載の血圧推定装置。
  5. 　前記脈波値は、前記脈波信号が１心拍において極値または略極値となるタイミングであり、
    　前記違いは、前記複数の脈波信号間における前記タイミングの差である
    　請求項１または請求項２に記載の血圧推定装置。
  6. 　前記脈波値は、前記脈波信号が１心拍において極値または略極値となる場合の振幅であり、
    　前記違いは、前記複数の脈波信号間における前記振幅の比である
    　請求項１または請求項２に記載の血圧推定装置。
  7. 　請求項１乃至請求項６のいずれかに記載の血圧推定装置と、
    　前記違いに応じて、カフの内圧を制御する圧力制御手段と
    　を備える血圧測定装置。
  8. 　動脈の上流側において、特定の圧力に起因して、前記特定の期間における脈波を測定し、測定した前記脈波を前記脈波信号として前記血圧推定装置に送信する第１脈波計測手段と、
    　前記動脈の下流側において、前記特定の圧力に起因して、前記特定の期間における前記脈波を測定し、測定した前記脈波を前記脈波信号として前記血圧推定装置に送信する第２脈波計測手段と
    　をさらに備え、
    　前記血圧推定装置は、前記第１脈波計測手段が送信する前記脈波信号と、前記第２脈波計測手段が送信する前記脈波信号とを受信し、受信した２つの前記脈波信号に基づき、前記血圧を推定する
    　請求項７に記載の血圧測定装置。
  9. 　情報処理装置を用いて、特定の期間における圧力と、該特定の期間において、前記圧力に起因して測定される複数の脈波信号の違いとに基づき、血圧を推定する血圧推定方法。
  10. 　特定の期間における圧力と、該特定の期間において、前記圧力に起因して測定される複数の脈波信号の違いとに基づき、血圧を推定する血圧推定機能
    　をコンピュータに実現させる血圧推定プログラムを記録する記録媒体。
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