WO2015122193A1 - 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
signal
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公康 田光
勝巳 阿部
友嗣 大野
久保　雅洋
浩 今井
エリスィン アルトゥンタシ
杤久保　修
Original Assignee
日本電気株式会社
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    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
    • A61B5/02108—Measuring pressure in heart or blood vessels from analysis of pulse wave characteristics
    • A—HUMAN NECESSITIES
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    • A61B5/022—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers
    • A61B5/02225—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers using the oscillometric method
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    • A61B5/7271—Specific aspects of physiological measurement analysis
    • A61B5/7278—Artificial waveform generation or derivation, e.g. synthesising signals from measured signals

Definitions

  • the present invention relates to a blood pressure estimation device for estimating blood pressure.
  • a pressure part such as a cuff is attached to a specific part of the living body, and the pressure part measures the blood pressure by compressing the artery and its surroundings.
  • This method is widely used.
  • blood pressure measuring devices that measure blood pressure noninvasively include devices such as a blood pressure measuring device based on a microphone method that detects a Korotkoff sound using a microphone, and a blood pressure measuring device based on an oscillometric method. There is.
  • systolic blood pressure which is the blood pressure in the process of contracting the heart, by stopping the blood flow through the artery at a specific site (measurement site). Therefore, the compression part needs to apply pressure higher than systolic blood pressure (systolic blood pressure value, systolic blood pressure, systolic blood pressure, hereinafter also referred to as “SBP”) to the artery.
  • SBP systolic blood pressure value, systolic blood pressure, systolic blood pressure, hereinafter also referred to as “SBP”
  • Patent Literature 1 or Patent Literature 2 discloses a blood pressure measurement device that reduces pressure.
  • Patent Document 1 discloses a blood pressure measurement device that can measure blood pressure without using a compression unit.
  • the blood pressure measurement device calculates a feature quantity related to blood pressure based on a pulse wave measured in a non-compressed state, and estimates blood pressure based on the correlation between the calculated feature quantity and the blood pressure value.
  • Patent Document 2 discloses a blood pressure measurement device that measures systolic blood pressure based on the peak value of a pulse wave using a cuff. This blood pressure measurement apparatus estimates systolic blood pressure by coefficient-converting the peak value of a pulse wave measured at a cuff pressure lower than systolic blood pressure.
  • the correlation between the feature quantity and blood pressure is affected by various factors such as the elasticity of the artery and the diameter of the artery. That is, even a correlation calculated in a certain situation is not necessarily a correlation that holds in a different situation. Since the blood pressure measurement device disclosed in Patent Document 1 estimates blood pressure based on a specific correlation, the blood pressure is not always accurate.
  • the blood pressure measurement device disclosed in Patent Document 2 estimates blood pressure based on the assumption that the degree to which the volume of the artery measured using the cuff changes is similar to the degree to which the pressure in the artery changes. This assumption is valid if the extensibility of the artery is constant (or substantially constant) like the spring. However, as the pressure increases, the extensibility of the arteries decreases. For this reason, the above assumption does not hold as the pressure in the artery increases.
  • the peak value fluctuates according to the joint state between the cuff and the artery, so that it is significantly affected by body movements etc. in the subject. For this reason, it is difficult to measure the peak value with high reproducibility. Therefore, the systolic blood pressure cannot be accurately estimated based on the peak value.
  • a main object of the present invention is to provide a blood pressure estimation device that estimates blood pressure with high accuracy.
  • a blood pressure estimation device includes: Based on a pressure signal in a specific period and a pulse wave signal measured due to the pressure related to the pressure signal in the specific period, a plurality of timings at which the pulse wave signal satisfies a predetermined condition, A pulse wave calculating means for calculating a period representing a difference in timing, a pressure value of the pressure signal in the period, and calculating pulse wave information that associates the period with the pressure value; Blood pressure estimating means for estimating blood pressure related to the pulse wave signal based on the pulse wave information.
  • a blood pressure estimation method includes: Using the information processing apparatus, the pulse wave signal satisfies a predetermined condition based on a pressure signal in a specific period and a pulse wave signal measured due to the pressure related to the pressure signal in the specific period. Calculating a timing to satisfy, a period representing a difference between the timings, a pressure value of the pressure signal in the period, calculating pulse wave information associating the period with the pressure value, and based on the pulse wave information The blood pressure related to the pulse wave signal is estimated.
  • 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 flow of processing in the blood pressure estimation apparatus 101 according to the first embodiment.
  • the blood pressure estimation apparatus 101 includes a pulse wave calculation unit 102 and a blood pressure estimation unit 103.
  • the blood pressure estimation apparatus 101 includes a pressure signal 2003 representing a pressure in a specific period, and one or more pulse wave signals (for example, a pulse wave signal 2001) measured when the pressure is applied in the specific period with respect to the measurement subject. ) Is received (step S201).
  • a pressure signal 2003 representing a pressure in a specific period
  • one or more pulse wave signals for example, a pulse wave signal 2001
  • FIG. 3 is a diagram conceptually illustrating an example of the pressure signal 2003 and the pulse wave signal.
  • the horizontal axis in FIG. 3 represents time, and the right side represents time progress.
  • the vertical axis in the upper diagram of FIG. 3 represents the intensity of the pressure signal, and the higher the value is, the stronger the pressure signal is.
  • the vertical axis in the lower diagram of FIG. 3 represents the intensity of the pulse wave signal.
  • the intensity of the pulse wave signal increases as it is closer to the upper end or the lower end, and the intensity of the pulse wave signal decreases as it is closer to the center between the upper end and the lower end.
  • the specific period is a period in which the heart beats (heartbeat) a plurality of times.
  • the shape of the cuff is a rectangle (rectangular shape) in an unfolded state as illustrated in FIG. 8 described later.
  • the longitudinal direction is assumed to be a direction in which the cuff is wound around a specific part.
  • the short direction is a direction orthogonal (or substantially orthogonal) to the longitudinal direction.
  • the entire cuff applies pressure to a specific part in a pressurized state.
  • upstream represents an interval between the center or heart and the center in the lateral direction in the artery.
  • downstream represents between the center in the short-side direction and the peripheral side (for example, a hand or a leg) in the artery.
  • the cuff mode is not limited to the above-described mode.
  • the example shown in FIG. 3 represents a pulse wave signal 2001 measured when pressure is applied at a constant (or substantially constant) rate in a specific period.
  • the pulse wave signal 2001 is a pulse wave signal measured on the upstream side, for example.
  • the pulse wave signal 2001 may be a pulse wave signal measured on the downstream side, or may be a pulse wave signal measured at the center (or substantially the center) of the region to which pressure is applied.
  • one or more pulse wave signals are one (that is, pulse wave signal 2001). Two or more pulse wave signals may be received by the blood pressure estimation apparatus 101 according to the present embodiment.
  • the pulse wave calculation unit 102 calculates pulse wave information based on the received pressure signal 2003 and the pulse wave signal 2001 (step S202). For example, the pulse wave calculation unit 102 calculates a timing at which the pulse wave signal 2001 satisfies a predetermined condition, calculates a period indicating a difference between a plurality of timings, and further calculates a value of the pressure signal 2003 (that is, the period) Pressure value). The pulse wave calculation unit 102 calculates a timing and a period and a pressure value in the period for a plurality of predetermined conditions.
  • the pulse wave calculation unit 102 may obtain the pressure value during the period by averaging the pressure signal 2003 during the period, or obtain the pressure value based on the pressure associated with the pressure signal 2003 at a certain timing within the period. May be.
  • the method by which the pulse wave calculation unit 102 calculates the pressure value is not limited to the example described above.
  • the predetermined condition includes a case where the pulse wave signal 2001 is minimum (or near the minimum) in one heartbeat and a case where the pulse wave signal 2001 is maximum (or near the maximum) in one heartbeat.
  • the timing at which a difference signal indicating a difference between pulse wave signals satisfies a predetermined condition may be calculated.
  • 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 the slope (determined by calculating the differential, difference, etc.) relating to the target for calculating the maximum value (for example, the above-described pulse wave signal 2001).
  • the value may be calculated based on being less than a predetermined value.
  • the specific range is not limited to the above-described example.
  • the vicinity near the minimum can be defined as a value when the distance is within a specific range from the minimum.
  • the specific range may be a predetermined value, or the magnitude of the slope (determined by calculating the differential, the difference, etc.) relating to the target (for example, the pulse wave signal 2001 described above) for calculating the minimum value.
  • the value may be calculated based on being less than a predetermined value.
  • the specific range is not limited to the above-described example.
  • the timing at which the pulse wave signal 2001 is minimum (or near the minimum) in one heartbeat is represented as “first timing”.
  • the timing at which the pulse wave signal 2001 becomes maximum (or near the maximum) in one heartbeat is represented as “fourth timing”.
  • the first timing when the pressure difference obtained by subtracting the internal pressure of the artery from the pressure applied to the specific site becomes positive, an occlusion portion that inhibits blood flow occurs in the artery. Furthermore, a pulse wave is also generated due to blood colliding with the obstruction. The larger the pressure difference, the stronger the blockage. As the obstruction becomes stronger, blood tends to collide with the obstruction. As a result, the first timing is affected by the pressure difference. That is, the timing at which the first timing is generated changes according to the magnitude of the pressure difference.
  • the maximum pressure (or near the maximum) at which no obstruction occurs is the diastolic blood pressure.
  • the fourth timing is a timing at which the blood flow at the measurement site peaks due to the blood pumping out by the heart.
  • the diameter of the artery becomes maximum (or near the maximum).
  • the internal pressure of the artery becomes the highest (or substantially the highest).
  • the fourth timing is affected by arterial compliance, blood flow fluctuations, and the like. That is, the fourth timing changes according to the magnitude of the pressure difference.
  • the pulse wave calculation unit 102 calculates pulse wave information by associating the calculated period (hereinafter referred to as “pulse wave parameter”) with one pressure value among the plurality of pressure values.
  • the minimum pressure (or near the minimum) at which blood flow stops due to the occlusion is the systolic blood pressure.
  • the pulse wave information is information associating a pressure value with a pulse wave parameter as shown in FIG.
  • FIG. 4 is a diagram conceptually illustrating an example of pulse wave information.
  • the pulse wave information associates the pressure “70” with the pulse wave parameter “aa”. This indicates that the value of the pulse wave parameter is “aa” when the pressure “70” is applied to the specific part.
  • the pulse wave information does not necessarily need to relate the pressure in a certain period to the pulse wave parameter, and may be a parameter calculated by regression analysis of the relationship between the pressure and the pulse wave parameter. Further, the pulse wave information may not be the pulse wave parameter itself or the pressure itself, but may be a value calculated according to a predetermined procedure based on the pressure or the pulse wave signal 2001. That is, the pulse wave information is not limited to the above-described example.
  • the blood pressure estimation unit 103 estimates the blood pressure (blood pressure value) related to the pulse wave signal 2001 based on the pulse wave information calculated by the pulse wave calculation unit 102 (step S203).
  • blood pressure represents systolic blood pressure, diastolic blood pressure, or both.
  • Systolic blood pressure is the pressure at the time of pumping blood into an artery due to contraction of the heart.
  • diastolic blood pressure is a blood pressure in a case where blood is gently pumped into an artery when the heart is dilated.
  • the blood pressure estimation unit 103 preliminarily calculates the pulse wave signal based on the blood pressure information associated with the pulse wave information, the blood pressure value, and the pulse wave information calculated by the pulse wave calculation unit 102 as illustrated in FIG.
  • the blood pressure according to 2001 is estimated.
  • FIG. 5 is a diagram conceptually illustrating an example of blood pressure information.
  • the blood pressure includes diastolic blood pressure and systolic blood pressure.
  • the pulse wave information associates pressure at a certain timing with a pulse wave parameter calculated based on the pulse wave signal.
  • the blood pressure estimation device 101 may store the blood pressure information, or an external device may store the blood pressure information.
  • the blood pressure estimation unit 103 reads the blood pressure associated with the received specific pulse wave information (that is, information associated with the pulse wave parameter regarding the pulse wave signal 2001 and the pressure signal 2003) from the blood pressure information. That is, the blood pressure estimation unit 103 obtains a blood pressure associated with the received specific pulse wave information by referring to the blood pressure information.
  • the blood pressure estimation unit 103 searches the blood pressure information for pulse wave information that matches the specific pulse wave information. However, the similarity between the specific pulse wave information and the pulse wave information in the blood pressure information is calculated. Similar (or coincident) pulse wave information may be searched by calculating or the like. Also, there may be a plurality of blood pressure information associated with specific pulse wave information. Alternatively, the blood pressure estimation unit 103 may select pulse wave information having the maximum similarity (or near the maximum) and read the blood pressure associated with the selected pulse wave information.
  • the blood pressure estimation unit 103 does not necessarily calculate the similarity between all the pulse wave information in the blood pressure information and the specific pulse wave information, and is a part of the pulse wave information in the blood pressure information. There may be.
  • the blood pressure estimation apparatus 101 estimates blood pressure related to pulse wave information (hereinafter referred to as “first blood pressure” for convenience of explanation) based on the read blood pressure. For example, when the read blood pressure is one, the blood pressure estimation unit 103 estimates that the read blood pressure is the first blood pressure. When estimating the blood pressure to be read according to the similarity, the blood pressure estimation unit 103 estimates the first blood pressure by performing a process such as obtaining a weighted average value according to the similarity. Also good.
  • the blood pressure information includes pulse wave information in which a pressure value and a pulse wave are associated, and blood pressure.
  • the blood pressure information may be values measured in advance for a plurality of subjects.
  • the blood pressure information may exist for each person to be measured.
  • the blood pressure estimation apparatus 101 may synthesize new blood pressure information from the plurality of blood pressure information.
  • the combining method is, for example, a method of averaging a plurality of blood pressure information or a method of fitting using data of a plurality of blood pressure information and then using a nonlinear function.
  • the blood pressure information synthesized by the blood pressure estimation device 101 is preferably a combination of the same timing and parameters calculated by the same method.
  • the blood pressure information to be combined has a mutual similarity of a predetermined reference value or more.
  • the blood pressure estimation device 101 associates the blood pressure information with the pulse wave information associated with the specific pulse wave information or with the pulse wave information similar (or coincident with) the specific pulse wave information.
  • the obtained blood pressure is read, and the blood pressure related to specific pulse wave information is estimated based on the read blood pressure. Therefore, even when the pulse wave or the pressure includes noise, the blood pressure estimation apparatus 101 can estimate the blood pressure while reducing the influence of noise by reading the blood pressure from the blood pressure information.
  • 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 unit 103 may estimate the pressure when the difference signal is maximum (or near the maximum) as systolic blood pressure.
  • 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 blood volume to be pumped is high in the upstream and low in the downstream.
  • the difference signal relating to the pulse wave signal measured upstream and the pulse wave signal measured downstream is greatly different. Therefore, the blood pressure estimation unit 103 can estimate that the pressure when the difference signal is maximized (or near the maximum) is systolic blood pressure.
  • the blood pressure estimation unit 103 may estimate that the pressure when the difference signal is smaller than a specific value is the diastolic blood pressure.
  • the specific value is a value that is several percent to several tens of percent higher than the average value of the difference signals when no pressure is applied.
  • the specific value may be a value calculated based on diastolic blood pressure measured according to a technique such as the oscillometric method or the Korotkoff method.
  • the specific value is not limited to the example described above.
  • 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 upstream and the pulse wave signal measured downstream is small. Therefore, the blood pressure estimation unit 103 can estimate that the pressure when the difference signal is lower than the specific value and lower than the systolic blood pressure is the diastolic blood pressure.
  • the difference signal may be a difference or a ratio.
  • the blood pressure estimation unit 103 estimates the blood pressure according to the magnitude of the ratio.
  • the difference signal is not limited to the above-described example, as long as it is an index that can compare a plurality of pulse wave signals.
  • the blood pressure estimation device 101 estimates blood pressure based on the difference signal. For this reason, for example, even when a plurality of pulse wave signals include similar noise, the blood pressure estimation apparatus 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 range in which the pressure signal 2003 fluctuates includes the diastolic blood pressure and the systolic blood pressure.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating an example in which the range in which the pressure signal 2003 fluctuates does not include systolic blood pressure.
  • the upper diagram of FIG. 6 represents the pressure signal 2003.
  • the lower diagram in FIG. 6 represents the pulse wave signal 2001.
  • the horizontal axis in FIG. 6 represents time, and represents that the time progresses toward the right side.
  • the vertical axis in the upper diagram of FIG. 6 represents pressure, and the higher the value is, the higher the pressure is.
  • the vertical axis in the lower diagram of FIG. 6 represents the pulse wave, and the pulse wave is stronger toward the upper side or the lower side, and the pulse wave is weaker toward 0.
  • the pulse wave signal 2001 is measured until the pressure signal 2003 is stopped.
  • the blood pressure estimation device 101 estimates blood pressure based on the pulse wave signal 2001 measured until the pressure signal 2003 is stopped. be able to.
  • the blood pressure estimation device 101 calculates pulse wave information calculated by the pulse wave calculation unit 102 based on the received pulse wave signal 2001 and the pressure signal 2003.
  • the blood pressure estimation unit 103 extracts similar (or coincident) pulse wave information by comparing the pulse wave information with the pulse wave information (or part of the pulse wave information) in the blood pressure information.
  • the blood pressure associated with the similar (or coincident) pulse wave information is read.
  • the blood pressure estimation unit 103 estimates blood pressure related to the received pulse wave signal based on the read blood pressure.
  • the blood pressure estimation device 101 receives the pressure signal 2003 measured by the blood pressure measurement device 408 illustrated in FIG. 7 and the pulse wave signal 2001 measured by the blood pressure measurement device 408.
  • FIG. 7 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 pressure measurement unit 407, a pressure control unit 404, an input unit 405, a display unit 406, and a blood pressure estimation device 101.
  • FIG. 8 is a perspective view of the cuff 401 that is not attached.
  • the blood pressure measurement device 408 includes a plurality of pulse wave measurement units, but may be one.
  • the cuff 401 and the pulse wave measurement unit 402 are integrated, but the cuff 401 and the pulse wave measurement unit 402 may be connected via a pulse wave transmission unit.
  • the pulse wave transmission unit is, for example, a tube, and the pulse wave generated at a specific site is transmitted to the pulse wave measurement unit 402 when the internal pressure of the tube varies according to the variation of the internal pressure of the cuff 401.
  • the longitudinal direction is a direction in which the cuff 401 is wound around a specific part.
  • the short direction is a direction orthogonal (or substantially orthogonal) to the longitudinal direction.
  • FIG. 9 is a diagram illustrating an example of a state where the cuff 401 is attached to a specific part.
  • the measurement subject wears the cuff 401 by winding the longitudinal direction around a specific part.
  • the artery is parallel (or substantially parallel) to the lateral direction.
  • the pulse wave measuring unit 402 is, for example, a vibration sensor that detects vibration caused by a pulse wave, a reflected light that reflects irradiated light, or a photoelectric pulse wave sensor that detects transmitted light that passes through the irradiated light.
  • An ultrasonic sensor, an electric field sensor, a magnetic field sensor, an impedance sensor, or the like that detects reflection or transmission of the generated ultrasonic wave.
  • the pulse wave measurement unit 402 may be a pressure sensor.
  • 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. For this reason, the pulse wave signal resulting from a pulse wave can be extracted by extracting a signal with a short cycle from the pressure.
  • 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 measurement, refers to the internal pressure of the cuff 401 measured by the pressure measurement unit 407, and gas (eg, 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 the pump that sends the gas sealed in the cuff 401 and the valve in the cuff 401.
  • gas eg, air
  • the cuff 401 may have a compression bag (not shown) that encloses gas and liquid.
  • the cuff 401 applies pressure to a specific part by storing fluid or the like in the compression bag according to control performed by the pressure control unit 404.
  • a plurality of pulse wave measurement units may be arranged so as to sandwich the center of pressurization (or approximately the center) of the cuff 401 in the short direction.
  • the pulse wave measurement unit 402 measures the pulse wave at the specific site.
  • the pulse wave measurement unit 402 transmits the measured pulse wave as a pulse wave signal 2001 to the blood pressure estimation apparatus 101.
  • the pressure measurement unit 407 transmits the measured pressure as a pressure signal 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.
  • the pulse wave measuring unit 402 converts the measured pulse wave into a digital signal by discretizing, for example, and transmits the digital signal as the pulse wave signal 2001.
  • a part of the pressure (or pulse wave) may be extracted by using a filter or the like that extracts a specific frequency. Further, the pressure (or pulse wave) may be amplified to a predetermined amplitude.
  • the blood pressure estimation apparatus 101 estimates the blood pressure by performing the above-described processing. At this time, the blood pressure estimation apparatus 101 may transmit a control signal instructing the control content to the pressure control unit 404.
  • the display unit 406 displays the blood pressure calculated 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 measuring device 408 includes the blood pressure estimating device 101, the blood pressure can be estimated with high accuracy. 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 is configured such that the pulse wave measurement unit 402 and the like transmit and receive a pulse wave signal and the like to and from the blood pressure estimation device 101 via a communication network (for example, a wired communication network or a wireless communication network). There may be.
  • a communication network for example, a wired communication network or a wireless communication network.
  • the specific part may be the upper arm or the wrist.
  • the pulse wave measurement unit 402 may detect the pulse wave via the radial artery.
  • the cuff 401 only needs to have a function of applying pressure to the artery, and may be a mechanical component that changes the pressure to be applied, an artificial muscle, or the like.
  • FIG. 10 is a block diagram showing a configuration of a blood pressure estimation device 901 according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 11 is a flowchart showing a process flow in the blood pressure estimation apparatus 901 according to the second embodiment.
  • the blood pressure estimation device 901 includes a pulse wave calculation unit 902 and a blood pressure estimation unit 903.
  • the pulse wave calculation unit 902 calculates timing based on the pressure signal 2003 and the pulse wave signal 2001, and calculates pulse wave information based on the timing (step S901).
  • FIG. 12 is a cross-sectional view schematically showing a specific portion where the pressure signal 2003 and the pulse wave signal are measured.
  • pressure difference a value obtained by subtracting the internal pressure of the artery for measuring the pulse wave signal from the pressure signal 2003 is hereinafter referred to as “pressure difference”.
  • the cuff 401 applies pressure to the artery wall 1103 through the skin 1101 and the subcutaneous tissue 1102.
  • an occlusion 1105 that blocks the blood flow 1104 is formed in the artery.
  • the pressure signal 2003 When the pressure signal 2003 is lower than the diastolic blood pressure (state a shown in FIG. 12), the pressure difference is 0 or less. Therefore, the arterial wall 1103 is not deformed by the pressure in the pressure signal 2003. At this time, since the internal pressure of the artery changes according to the blood flow 1104 flowing through the artery, the inner diameter of the artery changes according to the change of the internal pressure of the artery. For this reason, the pulse wave signal is a pulse wave corresponding to the internal pressure of the artery without being affected by the pressure signal 2003.
  • the artery receives the pressure represented by the pressure signal 2003, whereby the artery wall 1103 The obstruction
  • the arterial wall 1103 is not only deformed due to the pressure signal 2003 but also deformed in the blood flow direction when the blood flow 1104 collides with the formed obstruction 1105.
  • the pressure difference increases, the arterial wall 1103 contracts and the vascular compliance decreases, so the speed of deformation in the direction of blood flow also changes.
  • the larger the pressure difference the easier it is for the larger occlusion 1105 to be formed, and the arterial wall 1103 is less likely to return to the normal state. Therefore, comparing the shape of the pulse wave when pressure is applied with the shape of the pulse wave when pressure is not applied, the shape of the pulse wave changes greatly as the pressure difference increases.
  • the occlusion portion 1105 occludes the blood flow 1104 in the artery.
  • the arterial wall 1103 mainly deforms in the blood flow direction due to the blood flow 1104 colliding with the blockage 1105.
  • the pressure signal 2003 is higher, the situation in which the occlusion portion 1105 blocks the blood flow in the artery does not change. Therefore, when the pressure signal 2003 is higher than the systolic blood pressure, blood flow in the artery wall 1103 Directional deformation does not change much. That is, even at a higher pressure, the shape of the pulse wave signal 2001 hardly changes from the shape of the pulse wave signal 2001 in the case of systolic blood pressure.
  • FIG. 13 is a diagram conceptually illustrating an example of the relationship between the pressure signal 2003 and the pulse wave parameter.
  • the pressure signal 2003 is equal to or lower than the diastolic blood pressure
  • the magnitude of the change from the pulse wave shape when the pressure is not applied is small, and is constant (or substantially constant) regardless of the pressure signal 2003.
  • the pressure signal 2003 is between the diastolic blood pressure and the systolic blood pressure
  • the larger the pressure signal 2003 the larger the change from the pulse wave shape when no pressure is applied.
  • the pressure signal 2003 is equal to or higher than the systolic blood pressure
  • the magnitude of the change from the pulse wave shape when no pressure is applied is large, and is constant (or substantially constant) regardless of the pressure signal 2003. It is.
  • FIG. 14 is a diagram conceptually illustrating an example of processing for extracting timing.
  • the timing is the pulse wave signal (that is, the pulse wave signal 2001 in this example), and when the pulse wave signal is continuous, the pulse wave signal is differentiated with respect to time (where n is 0). This is the time when the derived signal (which is an integer above) becomes zero.
  • the timing is a derived signal that is a result of applying an n-th order difference (where n is an integer equal to or greater than 0) to the pulse wave signal. Is the time closest to 0.
  • the horizontal axis of FIG. 14 represents time, and the right side represents time progress.
  • the vertical axis in FIG. 14 represents the signal, and the higher the value, the stronger the signal.
  • the four curves in FIG. 14 are, in order from the top, a pressure signal 2003, a pulse wave signal 2001, and a derived signal (hereinafter referred to as “first derived signal”) that is a result of first-order differentiation of the pulse wave signal 2001 with respect to time.
  • first derived signal a derived signal
  • a derived signal hereinafter referred to as a “second derived signal” that is a result of second-order differentiation of the pulse wave signal 2001 with respect to time.
  • the pulse wave calculation unit 902 calculates the timing at which the pulse wave signal 2001, the first derived signal, or the second derived signal becomes a specific value.
  • the pulse wave calculation unit 902 calculates the first timing 81 at which the pulse wave signal 2001 is minimum (or near the minimum) in one heartbeat (that is, one cycle). That is, at the first timing 81, the pulse wave signal starts to rise.
  • the pulse wave calculation unit 902 calculates the first timing 81 by calculating the timing at which the inclination of the pulse wave signal 2001 becomes equal to or greater than a predetermined inclination. That is, the pulse wave calculation unit 902 may calculate the timing at which the first derived signal becomes equal to or higher than the first threshold value.
  • the first threshold value is a value of 0 or more.
  • the pulse wave calculation unit 902 may calculate the timing at which the second derived signal becomes the second threshold when there are a plurality of timings at which the first derived signal becomes the first threshold or more in one cycle. By this processing, the pulse wave calculation unit 902 can calculate the first timing 81 more accurately.
  • the pulse wave calculation unit 902 calculates the second timing at which the slope of the pulse wave signal 2001 increases in one cycle.
  • the occlusion 1105 disappears from the artery. After the occlusion 1105 is formed at the first timing 81, the occlusion 1105 disappears due to the pressure difference becoming negative as the heart pumps blood. As the occluded portion 1105 disappears, deformation in the direction perpendicular to the blood flow 1104 increases as the heart pumps out blood, so that the rate at which the pulse wave signal 2001 changes increases.
  • the pulse wave calculation unit 902 may calculate the second timing 82 by calculating the timing at which the second derived signal exceeds the second threshold in one cycle.
  • the pulse wave calculation unit 902 may calculate the second timing 82 by calculating the timing at which the second derived signal becomes maximum (or near the maximum) in one cycle.
  • 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 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 pulse wave calculation unit 902 performs the third derivative signal obtained by third-order differentiation of the pulse wave signal with respect to time, or the pulse wave signal with respect to time.
  • the second timing 82 may be calculated by referring to a fourth derivative signal that is fourth-order differentiated. That is, the method for calculating the second timing 82 is not limited to the above-described example.
  • the pulse wave calculation unit 902 calculates the third timing 83 at which the first derived signal becomes maximum (or near the maximum) in one cycle. That is, at the third timing 83, the speed at which the artery expands is maximum (or near the maximum).
  • this timing is the third timing 83.
  • the arterial compliance decreases due to the pressure related to the pressure signal 2003.
  • the third timing 83 is affected by factors such as a decrease in blood flow due to the blocking portion 1105 formed while the pressure difference is positive. That is, the third timing 83 changes according to the pressure difference.
  • the pulse wave calculation unit 902 calculates the fourth timing 84 at which the difference becomes maximum (or near the maximum).
  • the pulse wave calculation unit 902 may calculate the fourth timing 84 based on, for example, the timing when the first derived signal becomes 0 (or substantially 0), the timing when the second derived signal is convex downward, and the like. That is, the method for calculating the fourth timing 84 is not limited to the above-described example.
  • the pulse wave calculation unit 902 calculates the fifth timing 85 at which the first derived signal is minimum (or near the minimum) in one cycle. That is, at the fifth timing 85, the speed at which the artery contracts is maximum (or near the maximum).
  • the internal pressure of the artery decreases. As the internal pressure of the artery decreases, the artery contracts. Over time, the rate at which the arteries contract is maximized (or near the maximum).
  • the fifth timing 85 is affected by arterial compliance and the like, similar to the third timing 83. That is, the fifth timing 85 is determined according to a pressure difference or the like.
  • the pulse wave calculation unit 902 calculates a sixth timing 86 at which the second derived signal exceeds a predetermined threshold in one cycle.
  • the pulse wave calculation unit 902 may calculate the timing at which the second derived signal becomes maximum (or near the maximum) as the sixth timing 86 in one cycle.
  • the occlusion portion 1105 is formed in the artery. Since the heart is past the peak at which it pumps blood, the internal pressure of the artery decreases. When the pressure difference becomes negative, the occlusion 1105 is formed in the artery. Due to the occurrence of the occlusion portion 1105, the speed at which the pulse wave signal changes is less affected by the internal pressure of the artery. As a result, the rate at which the rate at which the pulse wave signal changes decreases rapidly.
  • the pulse wave calculation unit 902 has a timing at which the third derived signal becomes maximum (or near the maximum)
  • the sixth timing 86 may be calculated by calculating the timing at which the fourth derived signal becomes maximum (or near the maximum). That is, the method for calculating the sixth timing 86 is not limited to the above-described example.
  • the calculation method is not limited to the above-described example.
  • pulse wave calculation unit 902 calculates pulse wave information based on a plurality of pulse wave signals.
  • the pulse wave calculation unit 902 calculates a period at two timings by calculating a difference at two timings among the first timing 81 to the sixth timing 86, for example.
  • the pulse wave calculation unit 902 does not necessarily need to calculate a period for one heartbeat, and may calculate the period by calculating a difference between two timings over a plurality of heartbeats.
  • the pulse wave calculation unit 902 may calculate the difference in timing between the plurality of heartbeats with respect to one type of timing.
  • the method for calculating the period may be a method for calculating a difference between the timing described above and the reference timing.
  • the blood pressure estimation device 901 calculates the reference timing based on, for example, a waveform output from the electrocardiograph.
  • the reference timing is a timing that is generated in synchronization with the heartbeat period and is not affected by the obstruction 1105.
  • the reference timing is a timing that represents characteristics relating to R wave, Q wave, S wave, P wave, T wave, or the like in the electrocardiogram.
  • the pulse wave calculation unit 902 can calculate the period with higher accuracy.
  • the pulse wave calculation unit 902 may normalize the period described above.
  • the normalization method is, for example, a method of calculating a ratio between the obtained period and a heartbeat cycle (for example, a peak interval of a pulse wave, an RR interval of an electrocardiogram), or a combination of different feature points. For example, a method for obtaining a ratio between a plurality of periods.
  • the normalization method is not limited to the above-described example. Since normalization can correct the influence of different heartbeat periods on the pulse wave signal, the pulse wave calculation unit 902 further calculates an accurate period.
  • the pulse wave calculation unit 902 uses the pressure value of the pressure signal 2003 at a specific first timing or the pressure value of the pressure signal 2003 at a specific second timing as a pressure.
  • the pulse wave calculation unit 902 may calculate pressures at different heartbeats by extrapolating the pressure value of the pressure signal 2003 at a specific first timing, for example. That is, the method by which the pulse wave calculation unit 902 calculates the pressure is not limited to the above-described example.
  • FIG. 15 is a diagram conceptually showing features of pulse wave information.
  • the horizontal axis in FIG. 15 represents pressure, and the higher the right side, the higher the pressure.
  • the vertical axis in FIG. 15 represents the pulse wave parameter, and the longer the period, the longer the period.
  • the five curves in FIG. 15 define the specific first timing as the fourth timing 84 and the specific second timing at different timings (that is, the first timing 81 to the third timing 83 and the fifth timing.
  • the relationship between the pressure and the period when the timing 85 and the sixth timing 86) are defined.
  • the pressure is the value of the pressure signal 2003 at the fourth timing 84.
  • the first curve 1581 is a curve representing the relationship between the first timing 81 and the fourth timing 84.
  • the second curve 1582 is assumed to be a curve representing the relationship between the second timing 82 and the fourth timing 84.
  • the third curve 1583 is a curve representing the relationship between the third timing 83 and the fourth timing 84.
  • the fifth curve 1585 is assumed to be a curve representing the relationship between the fifth timing 85 and the fourth timing 84.
  • the sixth curve 1586 is a curve that represents the relationship between the sixth timing 86 and the fourth timing 84.
  • the pressure represents a value when the diastolic blood pressure is 0 and the systolic blood pressure is 100.
  • the diastolic blood pressure and the systolic blood pressure are values measured using an auscultatory method.
  • the curve representing the relationship between the period and the pressure has the characteristics illustrated in FIG.
  • the five curves differ from each other according to a specific second timing. This is because the specific first timing and the specific second timing change according to various factors such as an artery as described above, and do not change uniformly with respect to pressure.
  • the first timing 81, the fourth timing 84, and the fifth timing 85 change greatly in the vertical direction.
  • the first timing 81, the fourth timing 84, and the fifth timing 85 do not change much.
  • the blood pressure estimation unit 103 estimates blood pressure based on this property. Further, the blood pressure estimation unit 103 may read blood pressure associated with the pulse wave information from the blood pressure information, and may estimate that the read blood pressure is blood pressure related to the pulse wave information.
  • the blood pressure estimation device 901 estimates blood pressure based on the pulse wave parameter indicating the timing difference described above. For this reason, even if the pulse wave signal includes noise, the noise can be eliminated by calculating the difference. As a result, the blood pressure estimation apparatus 901 according to the present embodiment can estimate blood pressure with high accuracy.
  • a general blood pressure measuring apparatus estimates blood pressure based on a pulse wave signal as described above. For this reason, when the pulse wave signal includes noise, the blood pressure measurement device cannot eliminate the noise, and thus cannot accurately estimate the blood pressure.
  • the blood pressure estimation device 901 determines the blood pressure in the same manner as the processing described above. Can be estimated.
  • FIG. 16 is a diagram conceptually illustrating an example of the relationship between the pressure signal 2003 and the pulse wave parameter when the pressure increases.
  • FIG. 17 is a diagram conceptually illustrating an example in which a curve representing a relationship between the pressure signal 2003 and the pulse wave parameter is estimated.
  • the horizontal axis in FIG. 16 represents pressure, and the right side represents higher pressure.
  • the vertical axis in FIG. 16 represents the value of the pulse wave parameter, and the higher the value is, the larger the pulse wave parameter is.
  • the horizontal axis in FIG. 17 represents pressure, and the right side represents higher pressure.
  • the vertical axis in FIG. 17 represents the value of the pulse wave parameter, and the higher the value is, the larger the pulse wave parameter is.
  • the pulse wave information does not necessarily have to be a table associating the pressure with the period.
  • the pulse wave information may be a curve that associates a pressure with a pulse wave parameter, or may be a parameter that represents the curve.
  • the pulse wave information may be a curve that is interpolated by extrapolating the value of the pulse wave parameter, or may be a function having pressure and a period as parameters. .
  • the pulse wave information may be normalized based on blood pressure or the like.
  • a method of extrapolating a curve is a method of fitting (applying) pulse wave information to a predetermined function according to the least square method, a method of fitting based on pattern matching, or the like. is there.
  • the blood pressure estimation unit 903 represents the pulse wave information using the curve by fitting the curve to the pulse wave information to which values are given discretely. As described above, the curve increases or decreases depending on when the pressure is lower than the diastolic blood pressure, when the pressure is between the diastolic blood pressure and the systolic blood pressure, and when the pressure is higher than the systolic blood pressure. . Therefore, the blood pressure estimation unit 903 can estimate the diastolic blood pressure and the systolic blood pressure based on the increase or decrease of the fitted curve.
  • the accuracy of fitting a curve to pulse wave information is improved, the accuracy of estimating blood pressure is improved.
  • the pressure in the pulse wave information includes values of systolic blood pressure or diastolic blood pressure
  • the blood pressure estimation unit 903 fits a curve to the pulse wave information with high accuracy. Therefore, the blood pressure estimation unit 903 estimates the blood pressure with high accuracy.
  • the blood pressure estimation unit 903 fits a curve to the pulse wave information with higher accuracy. To do. Therefore, the blood pressure estimation unit 903 further estimates the blood pressure with high accuracy.
  • the blood pressure estimation device 901 does not necessarily need to calculate pulse wave information based on the pulse wave signal 2001 at a pressure including pulse wave information including systolic blood pressure and diastolic blood pressure.
  • the blood pressure estimation device 901 calculates specific pulse wave information based on the pressure signal 2003 that does not necessarily include systolic blood pressure and diastolic blood pressure, and the pulse wave signal 2001 when the pressure signal 2003 is pressurized. .
  • the blood pressure estimation device 901 estimates blood pressure associated with pulse wave information similar (or coincident) with the specific pulse wave information as the first blood pressure in the blood pressure information.
  • the blood pressure estimation device 901 uses the blood pressure associated with the pulse wave information as the first blood pressure. May be estimated.
  • a blood pressure measurement device including the blood pressure estimation device 901 measures blood pressure, such as a process of stopping pressurization and a process of reducing pressure, as the blood pressure estimation device 901 can estimate the first blood pressure.
  • the processing to be performed may be terminated.
  • the upper limit of the pressure is not particularly limited, but may be set within a pressure range lower than the systolic blood pressure so as to relieve the physical burden associated with pressing the subject.
  • the blood pressure estimation unit 903 may estimate a blood pressure index value different from the diastolic blood pressure or the systolic blood pressure without fitting a curve.
  • the blood pressure index value is, for example, an average blood pressure value.
  • the blood pressure estimation unit 903 estimates the pressure at the timing when the envelope related to the amplitude in the pulse wave signal becomes maximum (or near the maximum) as the oscillometric method, as the average blood pressure value.
  • the blood pressure estimation device 901 may estimate blood pressure based on pulse wave information. Even if the pulse wave information is discrete information, the blood pressure estimation device 901 estimates the blood pressure related to the pulse wave signal by obtaining a curve fitting to the pulse wave information. Therefore, according to the blood pressure measurement device having the blood pressure estimation device 901 according to the present embodiment, it is possible to reduce the time for applying a load to the measurement subject, and further to reduce the physical burden associated with the measurement. it can.
  • the blood pressure estimation device 901 calculates a pulse wave parameter representing the above-described timing difference even when the pulse wave signal includes noise. Since the noise is reduced by calculating the pulse wave parameter, the blood pressure estimation device 901 according to the present embodiment can estimate the blood pressure with high accuracy without being affected by noise such as body movement. .
  • noise is reduced by calculating a difference signal.
  • Measured person movement, external vibration, ambient noise, 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 901 according to the second embodiment, the blood pressure can be estimated with high accuracy.
  • FIG. 18 is a diagram conceptually showing the positional relationship between the cuff 1005 and the three pulse wave measurement units.
  • FIG. 18 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 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 901 can reduce the influence of noise as described above by estimating the blood pressure based on three or more pulse wave signals.
  • FIG. 19 is a diagram conceptually showing the positional relationship between the cuff 1005 and the four pulse wave measurement units.
  • FIG. 19 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 901 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 device 901 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. it can.
  • FIG. 20 is a block diagram showing a configuration of a blood pressure measurement device 1201 according to the third embodiment of the present invention.
  • FIG. 21 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 pressure measurement unit 407, a pressure control unit 1203, an input unit 405, a display unit 406, and a blood pressure estimation device 1202.
  • the pressure control unit 1203 performs 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 (step S1302).
  • the pulse wave measuring unit 402 measures a pulse wave at a specific part, and transmits the measured pulse wave as a pulse wave signal to the blood pressure estimation device 1202 (step S1302).
  • the blood pressure estimation device 1202 receives the pressure signal 2003 and the pulse wave signal, and based on the received pressure signal 2003 and the pulse wave signal, calculates a timing and a period (pulse wave parameter) between a plurality of timings. Calculate (step S1303).
  • the blood pressure estimation device 1202 calculates specific pulse wave information by associating the pressure in the period with the pulse wave parameter (step S1304).
  • the blood pressure estimation device 1202 reads the blood pressure associated with the specific pulse wave information, and presents the blood pressure as the blood pressure related to the pulse wave signal (step S1305). Thereafter, the blood pressure measurement device 1201 reduces the internal pressure of the cuff 401 (step S1306).
  • the blood pressure measurement device 1201 measures the pulse wave after applying the internal pressure to the cuff, but may measure the pulse wave in the process of pressurization.
  • the blood pressure estimation device 1202 does not necessarily need to calculate all the pulse wave parameters when other pulse wave parameters can be estimated based on the calculated pulse wave parameters.
  • the blood pressure measurement device 1201 does not necessarily need to apply the internal pressure to near the systolic blood pressure. Therefore, according to the blood pressure measurement device 1201 according to the present embodiment, the systolic blood pressure can be determined at a pressure lower than that of a general blood pressure measurement device, so that the measurement time is further shortened and the burden on the measurement subject is further reduced. Can be lowered.
  • 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.
  • FIG. 22 is a block diagram showing a configuration of a blood pressure measurement device 2501 according to the fourth embodiment of the present invention.
  • the blood pressure measurement device 2501 further includes a determination unit 2502 and a correction unit 2503 in addition to the configuration of the third embodiment.
  • the determination unit 2502 determines whether or not the parameter affects the blood pressure estimated based on the parameter indicating the state relating to the measurement subject, the parameter indicating the surrounding environment, and the like.
  • the determination unit 2502 determines that blood pressure is affected when a curve fitted to pulse wave information changes according to the parameter, for example.
  • the parameter representing the state related to the subject represents, for example, a parameter representing behavior information (for example, supine position, standing position, sitting position, etc.) relating to body position, activity amount, or vital information relating to body temperature, heart rate, etc. Parameters, etc.
  • the parameter representing the surrounding environment is, for example, a parameter related to the air temperature, the air temperature near the body surface, or the temperature.
  • the parameters representing the state of the person to be measured are a mechanical sensor such as an acceleration sensor, an angular velocity sensor, or an inclinometer installed on the person to be measured, and a general behavior analysis algorithm is applied to the value output by the installed sensor. It is a value calculated by this.
  • the parameter representing the surrounding environment is a value or the like output from the installed sensor when the temperature sensor is installed around the measurement subject.
  • the correction unit 2503 selects blood pressure information based on the parameter (hereinafter, referred to as “first parameter” for convenience of description) and pulse wave information.
  • the blood pressure information associates pulse wave information, blood pressure information, and the parameter.
  • the correction unit 2503 reads pulse wave information associated with a parameter representing behavior information (that is, a first parameter) from the blood pressure information. Thereafter, the blood pressure estimation device 1402 estimates blood pressure based on the pulse wave information read by the correction unit 2503.
  • the correction unit 2503 may correct the blood pressure information selected based on the pulse wave information based on the parameter. For example, when there is a high correlation between the parameter and the blood pressure, the correction unit 2503 corrects the blood pressure estimated by the blood pressure estimation device 1402 based on the correlation. For example, the correction unit 2503 estimates the blood pressure (represented as “first blood pressure”) based on the correlation between the parameter and the blood pressure, and the weighted average of the estimated first blood pressure and the blood pressure estimated by the blood pressure estimation device 1402 The blood pressure is corrected, for example, by executing a process for calculating.
  • the fourth embodiment can enjoy the same effects as those of the third embodiment. That is, according to the blood pressure measurement device 2501 according to the fourth embodiment, the blood pressure can be estimated with high accuracy.
  • the correction unit 2503 corrects the blood pressure based on the behavior information, the parameters representing the vital information, and the like.
  • the blood pressure measurement device 2501 can measure blood pressure with high accuracy regardless of the measurement environment.
  • the blood pressure measurement device 2501 measures the blood pressure, while the determination unit 2502 determines that the blood pressure is affected, the blood pressure measurement device 2501 The aspect which does not measure a blood pressure may be sufficient.
  • the blood pressure measurement device 2501 may prompt the remeasurement or display that the person to be measured needs to correct the posture.
  • the blood pressure measurement device 2501 may be configured to not start measurement until the determination unit 2502 determines that the blood pressure is not affected.
  • 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. 23 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. 7, FIG. 10, FIG. 20, or FIG.
  • a blood pressure estimation program (FIG. 2, FIG. 11, or FIG. 21) is interpreted and executed.
  • the CPU 21 sequentially performs the processes described in the above-described 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.
  • the blood pressure estimation means refers to the blood pressure information in which the pulse wave information and the blood pressure related to the pulse wave information are associated with each other, thereby calculating the blood pressure associated with the pulse wave information calculated by the pulse wave calculation means.
  • the blood pressure estimation device according to claim 1, wherein the blood pressure relating to the pulse wave signal is estimated based on the obtained blood pressure.
  • the blood pressure estimation means reads the blood pressure associated with the specific pulse wave information similar to or coincident with the pulse wave information from the blood pressure information associated with the specific pulse wave information and the blood pressure, The blood pressure estimation device according to claim 1, wherein blood pressure related to the pulse wave signal is estimated based on blood pressure.
  • the predetermined condition is whether or not the pulse wave signal is a feature point representing a characteristic related to the pulse wave signal,
  • the blood pressure estimation device according to any one of supplementary notes 1 to 3, wherein the pulse wave calculation unit calculates the pulse wave information when the predetermined condition is satisfied.
  • the predetermined condition is that the pulse wave signal or a derived signal representing an Nth-order difference or an N-th derivative (where N is an integer of 1 or more) relating to the pulse wave signal is a specific value.
  • the pulse wave calculation means calculates the pulse wave information when the pulse wave signal or the derived signal has the specific value based on the predetermined condition. Blood pressure estimation device.
  • the predetermined condition is a condition for combining a plurality of the first conditions,
  • the blood pressure estimation device according to any one of appendix 1 to appendix 5, wherein the pulse wave calculation unit calculates the pulse wave information when the predetermined condition is satisfied.
  • the blood pressure estimation device according to any one of supplementary notes 1 to 7, A pressure measuring unit for measuring the pressure signal; A pulse wave measurement unit for measuring the pulse wave signal; A correction unit, and
  • the blood pressure information is information that associates a parameter that represents a state related to the measured person or a parameter that represents a state related to the circumference of the measured person, the pulse wave information, and the blood pressure,
  • the correction unit reads the specific pulse wave information associated with the parameter and the blood pressure
  • the blood pressure estimation device estimates the blood pressure based on the pressure signal, the pulse wave signal, the specific pulse wave information read by the correction unit, and the blood pressure.
  • a pressure control unit for controlling the pressure represented by the pressure signal; The blood pressure measurement device according to claim 8, wherein the pressure control unit stops pressurization in response to the blood pressure estimation device estimating blood pressure related to the pulse wave signal.

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信号、及び、該特定の期間において圧力信号に係る圧力に起因して測定される脈波信号２００１に基づいて、脈波信号が所定の条件を満たす複数のタイミングと、タイミングの差分を表す期間と、期間における圧力信号の圧力値とを算出し、期間と、圧力値とを関連付ける脈波情報を算出する脈波算出部１０２と、脈波情報に基づき、脈波信号２００１に関する血圧を推定する血圧推定部１０３とを有する。

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。
　生体の血圧を非観血式（Ｎｏｎ　Ｉｎｖａｓｉｖｅ）に測定する方法として、カフ（ｃｕｆｆ）等の圧迫部を生体における特定部位に装着し、圧迫部が動脈及びその周辺を圧迫することにより血圧を測定する方法が広く用いられている。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、被測定者にとって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、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であっても、異なる状況において成り立つ相関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いて、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、圧力が上がるにつれ、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がるにつれて、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信号、及び、該特定の期間において前記圧力信号に係る圧力に起因して測定される脈波信号に基づいて、前記脈波信号が所定の条件を満たす複数のタイミングと、前記タイミングの差分を表す期間と、前記期間における前記圧力信号の圧力値とを算出し、前記期間と、前記圧力値とを関連付ける脈波情報を算出する脈波算出手段と、
　前記脈波情報に基づき、前記脈波信号に関する血圧を推定する血圧推定手段と
　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信号、及び、該特定の期間において前記圧力信号に係る圧力に起因して測定される脈波信号に基づいて、前記脈波信号が所定の条件を満たすタイミングと、前記タイミングの差分を表す期間と、前記期間における前記圧力信号の圧力値とを算出し、前記期間と、前記圧力値とを関連付ける脈波情報を算出し、前記脈波情報に基づき、前記脈波信号に関する血圧を推定する。
　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。 圧力信号、及び、脈波信号の一例を概念的に表す図である。 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、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に例示するように、展開した状態において長方形（矩形形状）であるとする。長手方向は、カフを特定部位に巻く方向であるとする。また、短手方向は、長手方向に直交（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、カフ全体が特定部位に圧力を加えるとする。この場合、「上流」とは、動脈において、中枢または心臓と、短手方向の中心との間を表すこととする。「下流」とは、動脈において、短手方向の中心と、末梢側（たとえば、手や足等）との間を表すこととする。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。
　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（または最小付近）となる場合や、脈波信号２００１が１心拍において最大（または最大付近）となる場合が含まれる。
　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、最大付近は、最大から特定の範囲以内にある場合における値として定義することができる。特定の範囲は、あらかじめ決められた値でもよいし、最大値を算出する対象（たとえば、上述した脈波信号２００１）に関する傾き（微分、階差等を算出することにより求められる）の大きさが、所定の値未満になること等に基づいて算出される値でもよい。特定の範囲は、上述した例に限定されない。
　同様に、最小付近は、最小から特定の範囲以内にある場合における値として定義することができる。特定の範囲は、あらかじめ決められた値でもよいし、最小値を算出する対象（たとえば、上述した脈波信号２００１）に関する傾き（微分、階差等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。
　ここで、説明の便宜上、脈波信号２００１が１心拍において最小（または最小付近）となるタイミングを「第１タイミング」と表す。また、脈波信号２００１が１心拍において最大（または最大付近）となるタイミングを「第４タイミング」と表す。
　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、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、第１タイミングにおいて、閉塞部が生じない最大（または最大付近）の圧力が、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（または最大付近）になる。さらに、第４タイミングにおいて、動脈の内圧は最高（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つの圧力値とを関連付けすることにより、脈波情報を算出する。
　この場合、第４タイミングにおいて、閉塞部により血流が止まる最小（または最小付近）の圧力が、収縮期血圧である。
　たとえば、脈波情報は、図４に示すように、圧力値と、脈波パラメタとを関連付ける情報である。図４は、脈波情報の一例を概念的に表す図である。たとえば、脈波情報は、圧力「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、脈波パラメタとを関連付けする必要はなく、圧力と、脈波パラメタとの関係を回帰分析する等により算出するパラメタであってもよい。また、脈波情報は、脈波パラメタそのもの、または、圧力そのものでなくともよく、圧力、あるいは、脈波信号２００１に基づき、所定の手順に従い算出される値であってもよい。すなわち、脈波情報は、上述した例に限定されない。
　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場合に、動脈に血液を緩やかに拍出する場合における血圧である。
　血圧推定部１０３は、図５に例示するような、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、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を関連付けする。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は、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。また、特定の脈波情報と関連付けされた血圧情報は複数であってもよい。あるいは、血圧推定部１０３は、類似度が最大（または最大付近）の脈波情報を選び、選んだ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、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。
　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、類似度に応じ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、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、非線形関数を用いてフィッティングする方法である。この場合、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同士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、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）する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、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、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、上流においては血量が多く、下流においては血量が少ない。この結果、上流にて測定される脈波信号と、下流にて測定される脈波信号とに関する相違信号は大きく異なる。したがって、血圧推定部１０３は、相違信号が最大（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場合における圧力を、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。
　心臓は、拡張期において、ゆるやかに血液を動脈に拍出する。この場合、動脈には、血液がゆるやかに流れるので、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の圧力を、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、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、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。
　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に例示するように、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、右側にな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、上側にな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を停止するまでの間に測定される。
　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に例示する血圧測定装置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、脈波伝達部を介してカフ４０１と脈波計測部４０２が接続していてもよい。脈波伝達部とは、たとえば、チューブであり、カフ４０１の内圧の変動に応じてチューブの内圧が変動することにより、特定部位で生じる脈波が脈波計測部４０２に伝達される。
　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に例示するように、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、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、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、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、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、特定部位にかける圧力を制御する。たとえば、圧力制御部４０４は、カフ４０１に封入する気体を送るポンプ、及び、カフ４０１における弁の動作を制御する。
　カフ４０１は、気体及び液体を封入する圧迫袋（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貯めることにより、特定部位に圧力を加える。
　脈波計測部が複数である場合、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、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２の実施形態を基本とする本発明の第１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、タイミングを算出し、該タイミングに基づき脈波情報を算出する（ステップＳ９０１）。
　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、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に示す状態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。このとき、該動脈を流れる血流１１０４に応じて動脈の内圧が変化するので、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、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、血管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、閉塞部１１０５は、動脈における血流１１０４を閉塞する。この場合、動脈壁１１０３には、血流１１０４が閉塞部１１０５に衝突することにより、主に、血流方向の変形が生じる。圧力信号２００３がさらに高い場合であっても、閉塞部１１０５が動脈における血流を閉塞する状況は変わらないので、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の脈波の形状、及び、圧力を加える場合の脈波信号２００１の形状間の変化の大きさと、圧力信号２００３との間には、図１３に表すような関係が存在する。図１３は、圧力信号２００３と、脈波パラメタとの関係の一例を概念的に表す図である。圧力信号２００３が拡張期血圧以下である場合に、圧力を加えない場合の脈波の形状からの変化の大きさは、少なく、さらに、圧力信号２００３に依らず一定（または略一定）である。圧力信号２００３が、拡張期血圧と、収縮期血圧との間である場合に、圧力信号２００３が大きいほど、圧力を加えない場合の脈波の形状からの変化の大きさは大きい。さらに、圧力信号２００３が、収縮期血圧以上である場合に、圧力を加えない場合の脈波の形状からの変化の大きさは、大きく、さらに、圧力信号２００３に依らず一定（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、この例では、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）、時間に関し脈波信号２００１を２次微分した結果である導出信号（以降、「第２導出信号」と表す）である。
　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（または最小付近）となる第１タイミング８１を算出する。すなわち、第１タイミング８１において、脈波信号は、上昇を開始する。
　たとえば、脈波算出部９０２は、脈波信号２００１の傾きが所定の傾き以上になるタイミングを算出することにより、第１タイミング８１を算出する。すなわち、脈波算出部９０２は、第１導出信号が第１閾値以上になるタイミングを算出してもよい。この場合、第１閾値は、０以上の値である。
　さらに、脈波算出部９０２は、１周期において、第１導出信号が第１閾値以上になるタイミングが複数存在する場合に、第２導出信号が第２閾値になるタイミングを算出してもよい。この処理により、脈波算出部９０２は、より正確に第１タイミング８１を算出することができる。
　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閾値を超えるタイミングを算出することにより、第２タイミング８２を算出してもよい。脈波算出部９０２は、１周期において、第２導出信号が極大（または極大付近）となるタイミングを算出することにより、第２タイミング８２を算出してもよい。
　たとえば、極大付近は、極大から特定の範囲以内にある場合における値として定義することができる。特定の範囲は、極値を算出する対象に関する傾き（微分、階差等を算出することにより求められる）の大きさが、所定の値未満になること等に基づいて算出される値でもよい。特定の範囲は、上述した例に限定されない。
　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（または最大付近）となる第３タイミング８３を算出する。すなわち、第３タイミング８３において、動脈が拡張する速度は、最大（または最大付近）である。
　圧力差が負となったのちに、さらに、心臓が血液を拍出するのに応じて、動脈は拡張する。動脈が破裂することがなければ、やがて、動脈の拡張は停止する。このため、動脈が拡張する速度は、最大（または最大付近）となる。すなわち、このタイミングが、第３タイミング８３である。
　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（または最大付近）となる第４タイミング８４を算出する。脈波算出部９０２は、たとえば、第１導出信号が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（または最小付近）となる第５タイミング８５を算出する。すなわち、第５タイミング８５において、動脈が収縮する速度は、最大（または最大付近）である。
　心臓が血液を拍出するピークを過ぎる場合に、動脈の内圧は減少する。動脈の内圧が減少するのに応じて、動脈は、収縮する。やがて、動脈が収縮する速度は最大（または最大付近）になる。
　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。または、脈波算出部９０２は、１周期において、第２導出信号が極大（または極大付近）となるタイミングを、第６タイミング８６として算出してもよい。
　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（または極大付近）となるタイミングが複数ある場合等に、脈波算出部９０２は、第３導出信号が極大（または極大付近）となるタイミングや、第４導出信号が極大（または極大付近）となるタイミング等を算出することにより、第６タイミング８６を算出してもよい。すなわち、第６タイミング８６を算出する方法は、上述した例に限定されない。
　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心拍において期間を算出する必要はなく、複数の心拍に亘る２つのタイミングにおける差を算出することにより、該期間を算出してもよい。脈波算出部９０２は、複数の心拍に亘る２つのタイミングにおける差を算出する場合、１種類のタイミングに関して、複数の心拍におけるタイミングの差を算出してもよい。
　また、期間を算出する方法は、上述したタイミングと、基準タイミングとの差を算出する方法であってもよい。この場合、血圧推定装置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同士の比を求める方法等である。正規化する方法は、上述した例に限定されない。正規化することによって、脈波信号において、異なる心拍周期が及ぼす影響を補正することができるので、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に例示するような特徴を有する。５本の曲線は、特定の第２タイミングに応じて、相互に異なる。この理由は、特定の第１タイミング、及び、特定の第２タイミングが、上述の通り、動脈等の様々な要因に応じて変化するとともに、圧力に対して一様に変化しないからである。
　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に例示するように、脈波情報は、必ずしも、圧力と期間とを関連付けるテーブルでなくともよい。たとえば、脈波情報は、圧力と、脈波パラメタとを関連付ける曲線であってもよいし、該曲線を表すパラメタであってもよい。また、脈波情報は、図１７に例示するように、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、血圧等に基づいて、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は、離散的に値が与えられる脈波情報に対し、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を表現する。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は、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、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を加圧する場合における脈波信号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、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和らげる程度に、収縮期血圧よりも低い圧力の範囲内に設定してもよい。
　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、平均血圧値である。この場合、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（または最大付近）となるタイミングにおける圧力を、平均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和らげることができる。
　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、式３、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＋ｋ×ｂ２÷ａ２）・・・（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、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、脈波パラメタとを関連付けすることにより、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、カフに内圧を加えた後に脈波を測定するとしたが、加圧する過程において脈波を測定してもよい。
　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、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、被測定者に与える負担を低くすることができる。
　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、たとえば、該パラメタに応じて、脈波情報にフィッティングする曲線が変化する場合に、血圧に影響を与えると判定する。
　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、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、測定する環境に依らず、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で、判定部２５０２が血圧に影響を与えると判定する場合に、血圧測定装置２５０１が血圧を測定しない態様であってもよい。または、判定部２５０２が血圧に影響を与えると判定する場合に、血圧測定装置２５０１が再測定を促す、または、被測定者が姿勢を正す必要があることを表示する態様であってもよい。または、血圧測定装置２５０１は、判定部２５０２が血圧に影響を与えないと判定するまで、測定を開始しない態様であってもよい。
　（ハードウェア構成例）
　上述した本発明の各実施形態における血圧推定装置を、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２３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７、図１０、図２０、あるいは、図２２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１１、あるいは、図２１）を解釈し実行する。ＣＰＵ２１は、上述した本発明の各実施形態において説明した処理を順次行う。
　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信号、及び、該特定の期間において前記圧力信号に係る圧力に起因して測定される脈波信号に基づいて、前記脈波信号が所定の条件を満たす複数のタイミングと、前記タイミングの差分を表す期間と、前記期間における前記圧力信号の圧力値とを算出し、前記期間と、前記圧力値とを関連付ける脈波情報を算出する脈波算出手段と、
　前記脈波情報に基づき、前記脈波信号に関する血圧を推定する血圧推定手段と
　を備える血圧推定装置。
　（付記２）
　前記血圧推定手段は、前記脈波情報と、前記脈波情報に関する血圧とが関連付けされた血圧情報を参照することにより、前記脈波算出手段が算出する前記脈波情報に関連付けされた前記血圧を求め、求めた前記血圧に基づき、前記脈波信号に関する血圧を推定する
　付記１に記載の血圧推定装置。
　（付記３）
　前記血圧推定手段は、特定の脈波情報と、血圧とが関連付けされた血圧情報から、前記脈波情報に類似または一致する前記特定の脈波情報に関連付けされた前記血圧を読み取り、読み取った前記血圧に基づき、前記脈波信号に関する血圧を推定する
　付記１に記載の血圧推定装置。
　（付記４）
　前記所定の条件は、前記脈波信号が前記脈波信号に関する特徴を表す特徴点となるか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おいて、前記脈波情報を算出する
　付記１乃至付記３のいずれかに記載の血圧推定装置。
　（付記５）
　前記所定の条件は、前記脈波信号、あるいは、前記脈波信号に係る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、前記脈波情報を算出する
　付記１乃至付記３のいずれかに記載の血圧推定装置。
　（付記６）
　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、前記脈波情報を算出する
　付記１乃至付記５のいずれかに記載の血圧推定装置。
　（付記７）
　前記脈波算出手段は、心拍が特定の特徴を表すタイミングと、前記複数のタイミングのうち１つのタイミングとにおける前記期間を算出する
　付記１乃至付記６のいずれかに記載の血圧推定装置。
　（付記８）
　付記１乃至付記７のいずれかに記載の血圧推定装置と、
　前記圧力信号を計測する圧力計測部と、
　前記脈波信号を測定する脈波計測部と、
　補正部と
　をさらに備え、
　前記血圧情報は、被測定者に関する状態を表すパラメタまたは該被測定者の周囲に関する状態を表すパラメタと、前記脈波情報と、前記血圧とを関連付けする情報であり、
　前記補正部は、前記パラメタに関連付けされた、前記特定の脈波情報と、前記血圧とを読み取り、
　前記血圧推定装置は、前記圧力信号と、前記脈波信号と、前記補正部が読み取る前記特定の脈波情報と、前記血圧とに基づき前記血圧を推定する
　血圧測定装置。
　（付記９）
　前記圧力信号が表す圧力を制御する圧力制御部
　をさらに備え、
　前記圧力制御部は、前記血圧推定装置が前記脈波信号に関する血圧を推定するのに応じて、加圧を停止する
　付記８に記載の血圧測定装置。
　（付記１０）
　情報処理装置を用いて、特定の期間における圧力信号と、該特定の期間において前記圧力信号に係る圧力に起因して測定される脈波信号に基づき、前記脈波信号が所定の条件を満たすタイミングと、前記タイミングの差分を表す期間と、前記期間における前記圧力信号の圧力値とを算出し、前記期間と、前記圧力値とを関連付ける脈波情報を算出し、前記脈波情報に基づき、前記脈波信号に関する血圧を推定する血圧推定方法。
　（付記１１）
　特定の期間における圧力信号と、該特定の期間において前記圧力信号に係る圧力に起因して測定される脈波信号に基づき、前記脈波信号が所定の条件を満たすタイミングと、前記タイミングの差分を表す期間と、前記期間における前記圧力信号の圧力値とを算出し、前記期間と、前記圧力値とを関連付ける脈波情報を算出する脈波算出機能と、
　前記脈波情報に基づき、前記脈波信号に関する血圧を推定する血圧推定機能と
　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２０１４－０２５３７３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　　流体袋
　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
　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信号、及び、該特定の期間において前記圧力信号に係る圧力に起因して測定される脈波信号に基づいて、前記脈波信号が所定の条件を満たす複数のタイミングと、前記タイミングの差分を表す期間と、前記期間における前記圧力信号の圧力値とを算出し、前記期間と、前記圧力値とを関連付ける脈波情報を算出する脈波算出手段と、
    　前記脈波情報に基づき、前記脈波信号に関する血圧を推定する血圧推定手段と
    　を備える血圧推定装置。
  2. 　前記血圧推定手段は、前記脈波情報と、前記脈波情報に関する血圧とが関連付けされた血圧情報を参照することにより、前記脈波算出手段が算出する前記脈波情報に関連付けされた前記血圧を求め、求めた前記血圧に基づき、前記脈波信号に関する血圧を推定する
    　請求項１に記載の血圧推定装置。
  3. 　前記血圧推定手段は、特定の脈波情報と、血圧とが関連付けされた血圧情報から、前記脈波情報に類似または一致する前記特定の脈波情報に関連付けされた前記血圧を読み取り、読み取った前記血圧に基づき、前記脈波信号に関する血圧を推定する
    　請求項１に記載の血圧推定装置。
  4. 　前記所定の条件は、前記脈波信号が前記脈波信号に関する特徴を表す特徴点となるか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おいて、前記脈波情報を算出する
    　請求項１乃至請求項３のいずれかに記載の血圧推定装置。
  5. 　前記所定の条件は、前記脈波信号、あるいは、前記脈波信号に係る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、前記脈波情報を算出する
    　請求項１乃至請求項３のいずれかに記載の血圧推定装置。
  6. 　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、前記脈波情報を算出する
    　請求項１乃至請求項５のいずれかに記載の血圧推定装置。
  7. 　前記脈波算出手段は、心拍が特定の特徴を表すタイミングと、前記複数のタイミングのうち１つのタイミングとにおける前記期間を算出する
    　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。
  8. 　請求項１乃至請求項７のいずれかに記載の血圧推定装置と、
    　前記圧力信号を計測する圧力計測部と、
    　前記脈波信号を測定する脈波計測部と、
    　補正部と
    　をさらに備え、
    　前記血圧情報は、被測定者に関する状態を表すパラメタまたは該被測定者の周囲に関する状態を表すパラメタと、前記脈波情報と、前記血圧とを関連付けする情報であり、
    　前記補正部は、第１パラメタと類似または一致するパラメタに関連付けされた、前記特定の脈波情報と前記血圧とを読み取り、
    　前記血圧推定装置は、前記圧力信号と、前記脈波信号と、前記補正部が読み取る前記特定の脈波情報と、前記血圧とに基づき前記血圧を推定する
    　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信号、及び、該特定の期間において前記圧力信号に係る圧力に起因して測定される脈波信号に基づいて、前記脈波信号が所定の条件を満たすタイミングと、前記タイミングの差分を表す期間と、前記期間における前記圧力信号の圧力値とを算出し、前記期間と、前記圧力値とを関連付ける脈波情報を算出し、前記脈波情報に基づき、前記脈波信号に関する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信号、及び、該特定の期間において前記圧力信号に係る圧力に起因して測定される脈波信号に基づいて、前記脈波信号が所定の条件を満たすタイミングと、前記タイミングの差分を表す期間と、前記期間における前記圧力信号の圧力値とを算出し、前記期間と、前記圧力値とを関連付ける脈波情報を算出する脈波算出機能と、
    　前記脈波情報に基づき、前記脈波信号に関する血圧を推定する血圧推定機能と
    　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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