WO2017086294A1 - 血圧推定装置、情報処理装置、血圧推定方法、及び、血圧推定プログラム - Google Patents

Abstract

血圧推定装置（１）は、生体の心拍の周期の長さである周期長を表す第１パラメータを検出する検出部（１０）と、弾性変形する複数の容器が環状に連結された流路を流れる流体によって、上記生体の循環器系を流れる血液を表す数理モデルにおける、上記複数の容器のうちの少なくとも１つの容器の容積の時間に対する変化を、上記検出された第１パラメータに基づいて決定し、上記決定された変化と、上記数理モデルと、に基づいて、上記血液が有する圧力を推定する処理部（２０）と、を備える。

Description

血圧推定装置、情報処理装置、血圧推定方法、及び、血圧推定プログラム

　本発明は、血圧推定装置、情報処理装置、血圧推定方法、及び、血圧推定プログラムに関する。

　生体の循環器系を流れる血液が有する圧力（換言すると、血圧）を推定する血圧推定装置が知られている（例えば、特許文献１を参照）。血圧推定装置は、指の表面における２つの位置にて動脈径を検出するとともに、当該２つの位置の間の生体の電気インピーダンスを検出する。更に、血圧推定装置は、検出された動脈径及び電気インピーダンスと、カルマンフィルタと、に基づいて血圧を推定する。

特表２００３－５００１４８号公報

　ところで、動脈径及び電気インピーダンスは、高い精度にて検出されにくい。このため、上記血圧推定装置において、血圧を高い精度にて推定できないことがあった。

　本発明の目的の一つは、血圧を高い精度にて推定することにある。

　一つの側面では、血圧推定装置は、
　生体の心拍の周期の長さである周期長を表す第１パラメータを検出する検出部と、
　弾性変形する複数の容器が環状に連結された流路を流れる流体によって、上記生体の循環器系を流れる血液を表す数理モデルにおける、上記複数の容器のうちの少なくとも１つの容器の容積の時間に対する変化を、上記検出された第１パラメータに基づいて決定し、上記決定された変化と、上記数理モデルと、に基づいて、上記血液が有する圧力を推定する処理部と、
　を備える。

　他の一つの側面では、情報処理装置は、
　弾性変形する複数の容器が環状に連結された流路を流れる流体によって、生体の循環器系を流れる血液を表す数理モデルにおける、上記複数の容器のうちの少なくとも１つの容器の容積の時間に対する変化を、検出された、上記生体の心拍の周期の長さである周期長を表す第１パラメータに基づいて決定する決定部と、
　上記決定された変化と、上記数理モデルと、に基づいて、上記血液が有する圧力を推定する推定部と、
　を備える。

　他の一つの側面では、血圧推定方法は、
　弾性変形する複数の容器が環状に連結された流路を流れる流体によって、生体の循環器系を流れる血液を表す数理モデルにおける、上記複数の容器のうちの少なくとも１つの容器の容積の時間に対する変化を、検出された、上記生体の心拍の周期の長さである周期長を表す第１パラメータに基づいて決定し、
　上記決定された変化と、上記数理モデルと、に基づいて、上記血液が有する圧力を推定する。

　他の一つの側面では、血圧推定プログラムは、
　弾性変形する複数の容器が環状に連結された流路を流れる流体によって、生体の循環器系を流れる血液を表す数理モデルにおける、上記複数の容器のうちの少なくとも１つの容器の容積の時間に対する変化を、検出された、上記生体の心拍の周期の長さである周期長を表す第１パラメータに基づいて決定し、
　上記決定された変化と、上記数理モデルと、に基づいて、上記血液が有する圧力を推定する、処理をコンピュータに実行させる。

　血圧を高い精度にて推定できる。

第１実施形態の血圧推定装置の構成を表すブロック図である。 図１の処理部の構成を表すブロック図である。 図１の処理部が用いる数理モデルを表す説明図である。 図１の処理部が記憶する基準無負荷容積の時間に対する変化を表すグラフである。 図１の処理部が記憶する基準目標抵抗の脈拍数比に対する変化を表すグラフである。 図１の処理部が記憶する基準目標抵抗比の脈拍数比に対する変化を表すグラフである。 図１の処理部の機能を表すブロック図である。 図１の処理部が実行する処理を表すフローチャートである。 図１の処理部が実行する処理を表すフローチャートである。 図１の処理部が実行する処理を表すフローチャートである。 図１の検出部により検出された脈拍数の時間に対する変化の一例を表すグラフである。 図１の処理部により推定された血圧の時間に対する変化の一例を表すグラフである。 図１の処理部により決定された抵抗の時間に対する変化の一例を表すグラフである。 図１の処理部により推定された最高血圧と、図１の検出部により検出された脈拍数と、の関係の一例を表すグラフである。 図１の検出部により検出された脈拍数の時間に対する変化の一例を表すグラフである。 図１の処理部により推定された血圧の時間に対する変化の一例を表すグラフである。 図１の処理部により決定された抵抗の時間に対する変化の一例を表すグラフである。 図１の処理部により推定された最高血圧と、図１の検出部により検出された脈拍数と、の関係の一例を表すグラフである。 第１実施形態の第１変形例の処理部が記憶する目標振幅の脈拍数比に対する変化を表すグラフである。 第１実施形態の第１変形例の処理部により推定された血圧の時間に対する変化の一例を表すグラフである。 第１実施形態の第１変形例の処理部により決定された抵抗の時間に対する変化の一例を表すグラフである。 第１実施形態の第１変形例の処理部により推定された最高血圧と、第１実施形態の第１変形例の検出部により検出された脈拍数と、の関係の一例を表すグラフである。 第１実施形態の第１変形例の処理部により推定された血圧の時間に対する変化の一例を表すグラフである。 第１実施形態の第１変形例の処理部により決定された抵抗の時間に対する変化の一例を表すグラフである。 第１実施形態の第１変形例の処理部により推定された最高血圧と、第１実施形態の第１変形例の検出部により検出された脈拍数と、の関係の一例を表すグラフである。 第１実施形態の第２変形例の処理部により推定された血圧の時間に対する変化の一例を表すグラフである。 第１実施形態の第２変形例の処理部により決定された抵抗の時間に対する変化の一例を表すグラフである。 第１実施形態の第２変形例の処理部により推定された最高血圧と、第１実施形態の第２変形例の検出部により検出された脈拍数と、の関係の一例を表すグラフである。 第１実施形態の第２変形例の処理部により推定された血圧と、比較例としての血圧測定装置により測定された血圧と、の関係の一例を表すグラフである。 第１実施形態の第３変形例の処理部により推定された血圧の時間に対する変化の一例を表すグラフである。 第１実施形態の第３変形例の処理部により決定された抵抗の時間に対する変化の一例を表すグラフである。 第１実施形態の第３変形例の処理部により推定された最高血圧と、第１実施形態の第３変形例の検出部により検出された脈拍数と、の関係の一例を表すグラフである。 第１実施形態の第３変形例の処理部により推定された血圧の時間に対する変化の一例を表すグラフである。 第１実施形態の第３変形例の処理部により決定された抵抗の時間に対する変化の一例を表すグラフである。 第１実施形態の第３変形例の処理部により推定された最高血圧と、第１実施形態の第３変形例の検出部により検出された脈拍数と、の関係の一例を表すグラフである。 第１実施形態の第４変形例の処理部により推定された血圧の時間に対する変化の一例を表すグラフである。 第１実施形態の第４変形例の処理部により決定された抵抗の時間に対する変化の一例を表すグラフである。 第１実施形態の第４変形例の処理部により推定された最高血圧と、第１実施形態の第４変形例の検出部により検出された脈拍数と、の関係の一例を表すグラフである。 第１実施形態の第４変形例の処理部により推定された血圧の時間に対する変化の一例を表すグラフである。 第１実施形態の第４変形例の処理部により決定された抵抗の時間に対する変化の一例を表すグラフである。 第１実施形態の第４変形例の処理部により推定された最高血圧と、第１実施形態の第４変形例の検出部により検出された脈拍数と、の関係の一例を表すグラフである。

　以下、本発明の、血圧推定装置、情報処理装置、血圧推定方法、及び、血圧推定プログラム、に関する各実施形態について図１乃至図４１を参照しながら説明する。

＜第１実施形態＞
（構成）
　図１に表されるように、第１実施形態の血圧推定装置１は、検出部１０と、処理部２０と、を備える。本例では、血圧推定装置１は、腕時計型である。なお、血圧推定装置１は、腕時計型と異なる型（例えば、絆創膏型等）であってもよい。

　検出部１０は、生体の心拍（換言すると、脈拍）の周期の長さである周期長を表す第１パラメータを検出する。本例では、生体は、人間の生体である。なお、生体は、人間以外の動物の生体であってもよい。

　本例では、第１パラメータは、脈拍数である。脈拍数は、所定の単位時間（本例では、１分）あたりの生体の脈拍の数である。本例では、脈拍数は、１回の脈拍の周期長により単位時間を除することにより算出される。なお、周期長は、単位時間を脈拍数により除することにより算出されてもよい。なお、第１パラメータは、周期長であってもよい。

　更に、検出部１０は、生体の心拍の大きさを表す第２パラメータを検出する。本例では、第２パラメータは、動脈における血液の量を表す信号の、１回の脈拍における最小値及び最大値の差である。なお、第２パラメータは、動脈の幅、動脈の断面積、動脈における血液の量、動脈における血液の流量、動脈における血液の流速、又は、これらの少なくとも１つを表す信号の、１回の脈拍における最小値及び最大値の差であってもよい。第２パラメータは、脈拍振幅と表されてもよい。

　本例では、検出部１０は、生体の動脈に光を照射するとともに、当該光が当該生体によって反射された光の強度を検出し、検出された強度の時間に対する変化に基づいて、脈拍数及び脈拍振幅を検出する。例えば、検出部１０は、検出された強度の変化において連続する２つのピーク間の時間に基づいて脈拍数を検出する。また、例えば、検出部１０は、検出された強度の変化において連続する２つのピーク間における、強度の最小値及び強度の最大値の差に基づいて脈拍振幅を検出する。

　なお、検出部１０は、動脈の近傍（例えば、手首等）において生体の表面を押圧する部材を備えるとともに、当該部材が当該表面から受ける圧力を検出することにより、脈拍数及び脈拍振幅を検出してもよい。この場合、検出部１０は、圧電素子を用いることにより、圧力の検出を行なってよい。

　また、検出部１０は、心臓の近傍において生体の表面に取り付けられた電極を備えるとともに、当該電極を介して当該表面における電位を検出することにより、第１パラメータ及び第２パラメータを検出してもよい。この場合、検出部１０は、絆創膏型であってよい。

　図２に表されるように、処理部２０は、バスＢＵを介して互いに接続された、処理装置２１、記憶装置２２、入力装置２３、及び、出力装置２４を備える。処理部２０は、情報処理装置の一例である。

　処理装置２１は、記憶装置２２に記憶されたプログラムを実行することにより、処理部２０を構成する各要素を制御する。これにより、処理部２０は、後述する機能を実現する。本例では、処理装置２１は、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ　Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ　Ｕｎｉｔ）を含む。なお、処理装置２１は、ＣＰＵに代えて、又は、ＣＰＵに加えて、ＭＰＵ（Ｍｉｃｒｏ　Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ　Ｕｎｉｔ）、又は、ＤＳＰ（Ｄｉｇｉｔａｌ　Ｓｉｇｎａｌ　Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ）を含んでもよい。また、処理装置２１は、ＬＳＩ（Ｌａｒｇｅ　Ｓｃａｌｅ　Ｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ）により構成されてもよい。

　記憶装置２２は、情報を読み書き可能に記憶する。本例では、記憶装置２２は、ＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ　Ａｃｃｅｓｓ　Ｍｅｍｏｒｙ）、半導体メモリ、及び、有機メモリの少なくとも１つを備える。なお、記憶装置２２は、ＨＤＤ（Ｈａｒｄ　Ｄｉｓｋ　Ｄｒｉｖｅ）、及び、ＳＳＤ（Ｓｏｌｉｄ　Ｓｔａｔｅ　Ｄｒｉｖｅ）の少なくとも１つを備えていてもよい。また、記憶装置２２は、フレキシブルディスク、光ディスク、光磁気ディスク、又は、半導体メモリ等の記録媒体と、記録媒体から情報を読み取り可能な読取装置と、を備えていてもよい。

　入力装置２３は、血圧推定装置１の外部から情報を入力する。本例では、入力装置２３は、キー式のボタンを備える。なお、入力装置２３は、マイクロフォンを備えてもよい。
　出力装置２４は、血圧推定装置１の外部に情報を出力する。本例では、出力装置２４は、ディスプレイを備える。なお、出力装置２４は、スピーカを備えてもよい。
　なお、処理部２０は、入力装置２３及び出力装置２４の両方を構成するタッチパネル式のディスプレイを備えてもよい。

（機能）
　処理部２０は、検出部１０により検出された脈拍数及び脈拍振幅と、数理モデルと、に基づいて、生体の循環器系を流れる血液が有する圧力（換言すると、血圧）を推定する。
　ここで、数理モデルについて説明する。本例では、数理モデルは、弾性変形する複数の容器が環状に連結された流路を流れる流体によって、生体の循環器系を流れる血液を表す。

　本例では、図３に表されるように、数理モデルにおける流路は、第１乃至第８の容器ＦＶ１～ＦＶ８と、第１乃至第８の連通管ＦＣ１～ＦＣ８と、により形成される。なお、流路は、９個以上の容器により形成されてもよい。例えば、流路は、９個以上の容器と、容器と同じ数の連通管と、により形成されてもよい。

　第１乃至第８の容器ＦＶ１～ＦＶ８は、環状に連結される。本例では、第１乃至第７の容器ＦＶ１～ＦＶ７と、第２乃至第８の容器ＦＶ２～ＦＶ８と、は、第２乃至第８の連通管ＦＣ２～ＦＣ８により、それぞれ連結される。第８の容器ＦＶ８と第１の容器ＦＶ１とは、第１の連通管ＦＣ１により連結される。

　流路において、流体は、第１乃至第７の容器ＦＶ１～ＦＶ７から、第２乃至第８の容器ＦＶ２～ＦＶ８へ、それぞれ流れる。更に、流路において、流体は、第８の容器ＦＶ８から第１の容器ＦＶ１へ流れる。

　本例では、第１乃至第８の容器ＦＶ１～ＦＶ８は、左心房、左心室、大動脈及び大動脈よりも下流側の動脈、大静脈及び大静脈よりも上流側の静脈、右心房、右心室、肺動脈、並びに、肺静脈をそれぞれ表す。
　各容器ＦＶ１～ＦＶ８は、弾性変形する球殻である。第１乃至第８の容器ＦＶ１～ＦＶ８のうちの、第ｉの容器ＦＶｉにおける流体の圧力Ｐ_ｉの時間ｔに関する微分ｄＰ_ｉ／ｄｔは、数式１により表される。ｉは、１から８の各整数を表す。

　Ｑ_ｉは、第ｉの容器ＦＶｉに流入する流量を表す。Ｑ_ｉ＋１は、第ｉの容器ＦＶｉから流出する流量を表す。Ｖ_ｉは、第ｉの容器ＦＶｉにおける流体の圧力Ｐ_ｉが０である場合における第ｉの容器ＦＶｉの容積（換言すると、無負荷容積）を表す。Ｅ_ｉは、第ｉの容器ＦＶｉに関連付けられた所定の係数を表す。係数Ｅ_ｉは、第ｉの容器ＦＶｉの容積の時間に対する変化に対する、第ｉの容器ＦＶｉにおける流体の圧力Ｐ_ｉの時間に対する変化の比を表すパラメータであると捉えられてよい。また、係数Ｅ_ｉは、第ｉの容器ＦＶｉから単位時間あたりに流出する流体の量、及び、第ｉの容器ＦＶｉの無負荷容積Ｖ_ｉの時間に対する変化を、第ｉの容器ＦＶｉに単位時間あたりに流入する流体の量から減じた量に対する、第ｉの容器ＦＶｉにおける流体の圧力Ｐ_ｉの時間に対する変化の比を表すパラメータであると捉えられてもよい。

　第１乃至第８の容器ＦＶ１～ＦＶ８のうちの、第２及び第６の容器ＦＶ２，ＦＶ６以外の容器ＦＶ１，ＦＶ３～ＦＶ５，ＦＶ７，ＦＶ８の無負荷容積Ｖ_１，Ｖ_３～Ｖ_５，Ｖ_７，Ｖ_８は、時間に対して変化しない。一方、第２及び第６の容器ＦＶ２，ＦＶ６の無負荷容積Ｖ_２，Ｖ_６は、数式２に表されるように、時間に対して変化する。第２及び第６の容器ＦＶ２，ＦＶ６の無負荷容積Ｖ_２，Ｖ_６の時間に対する変化は、左心室及び右心室の拍動を表すと捉えられてよい。

　ａは、検出部１０により検出された脈拍振幅を表す。ｂは、検出部１０により検出された脈拍数を表す。τは、１回の脈拍の周期における、当該周期が開始する時点からの時間（換言すると、周期内時間）を表す。

　ｆ_ｉは、無負荷容積Ｖ_ｉを表す。無負荷容積ｆ_ｉは、脈拍振幅ａ、脈拍数ｂ、及び、時間τに応じて予め定められた値を有する。本例では、無負荷容積ｆ_ｉは、数式３により表される。このように、本例では、第２及び第６の容器ＦＶ２，ＦＶ６の無負荷容積ｆ_２，ｆ_６は、脈拍振幅ａ、及び、脈拍数ｂに基づいて決定される。

　ｆ_ｉ，０は、脈拍振幅ａが基準値ａ_０である場合における無負荷容積ｆ_ｉの基準値（換言すると、基準無負荷容積）を表す。基準無負荷容積ｆ_ｉ，０は、１回の脈拍の周期における、当該周期が開始する時点からの時間τと、脈拍数ｂの基準値ｂ_０に対する比（換言すると、脈拍数比）ｂ／ｂ_０と、に応じて予め定められた値を有する。本例では、第２及び第６の容器ＦＶ２，ＦＶ６に対する基準無負荷容積ｆ_２，０，ｆ_６，０は、図４の曲線ＶＬ，ＶＲによりそれぞれ表される。

　数式４により表されるように、第８の容器ＦＶ８から流出する流量Ｑ_９は、第１の容器ＦＶ１に流入する流量Ｑ_１と等しい。また、第１乃至第８の容器ＦＶ１～ＦＶ８へ流入する流量Ｑ_ｉは、それぞれ、第１乃至第８の連通管ＦＣ１～ＦＣ８における流量であると捉えられてもよい。

　各連通管ＦＣ１～ＦＣ８における流量Ｑ_ｉは、数式５により表される。

　関数Ｃは、数式６により表されるように、第ｉの連通管ＦＣｉに連結された上流側の容器の圧力Ｐ_ｉ－１が、第ｉの連通管ＦＣｉに連結された下流側の容器の圧力Ｐ_ｉよりも小さい場合に、０を表す。更に、関数Ｃは、数式６により表されるように、第ｉの連通管ＦＣｉに連結された上流側の容器の圧力Ｐ_ｉ－１が、第ｉの連通管ＦＣｉに連結された下流側の容器の圧力Ｐ_ｉ以上である場合に、１を表す。関数Ｃは、流体が逆流することを防止する弁（換言すると、逆止弁）を表すと捉えられてもよい。

　数式７により表されるように、第１の連通管ＦＣ１に連結された上流側の容器の圧力Ｐ_０は、第８の連通管ＦＣ８に連結された下流側の容器の圧力Ｐ_８と等しい。

　Ｒ_ｉは、第ｉの連通管ＦＣｉに連結された上流側の容器から、第ｉの連通管ＦＣｉに連結された下流側の容器への流体の流れに対する抵抗を表す。抵抗Ｒ_ｉは、複数の容器ＦＶ１～ＦＶ８のうちの、互いに連結された一対の容器間の流体の流量に対する、当該一対の容器における流体が有する圧力の容器間の差の比であると捉えられてよい。

　第１乃至第８の連通管ＦＣ１～ＦＣ８のうちの、第４及び第８の連通管ＦＣ４，ＦＣ８以外の連通管ＦＣ１～ＦＣ３，ＦＣ５～ＦＣ７に対する抵抗Ｒ_１～Ｒ_３，Ｒ_５～Ｒ_７は、時間に対して変化しない。一方、第４及び第８の連通管ＦＣ４，ＦＣ８に対する抵抗Ｒ_４，Ｒ_８は、数式８に表されるように、時間に対して変化する。第４及び第８の連通管ＦＣ４，ＦＣ８に対する抵抗Ｒ_４，Ｒ_８は、末梢血管抵抗を表すと捉えられてよい。

　ｇ_ｉは、抵抗Ｒ_ｉの目標値（換言すると、目標抵抗）を表す。数式８に表されるように、抵抗Ｒ_ｉは、目標抵抗ｇ_ｉに遅延を伴って近づくと捉えられてよい。目標抵抗ｇ_ｉは、脈拍振幅ａ、及び、脈拍数ｂに応じて予め定められた値を有する。本例では、目標抵抗ｇ_ｉは、数式９により表される。

　ｇ_ｉ，０は、脈拍振幅ａが基準値ａ_０である場合における目標抵抗ｇ_ｉの基準値（換言すると、基準目標抵抗）を表す。基準目標抵抗ｇ_ｉ，０は、脈拍数比ｂ／ｂ_０に応じて予め定められた値を有する。本例では、基準目標抵抗ｇ_ｉ，０は、図５に表されるように、脈拍数比ｂ／ｂ_０が大きくなるにつれて減少する。

　γ_ｉは、目標抵抗ｇ_ｉの基準目標抵抗ｇ_ｉ，０に対する比（換言すると、基準目標抵抗比）を表す。基準目標抵抗比γ_ｉは、脈拍振幅ａの基準値ａ_０に対する比（換言すると、脈拍振幅比）ａ／ａ_０に応じて予め定められた値を有する。本例では、基準目標抵抗比γ_ｉは、図６に表されるように、脈拍振幅比ａ／ａ_０が大きくなるにつれて減少するとともに、脈拍振幅比ａ／ａ_０が１である場合に１である。

　Ｔ_ｉは、抵抗Ｒ_ｉの変化の時定数を表す。時定数Ｔ_ｉは、抵抗Ｒ_ｉの変化が目標抵抗ｇ_ｉの変化に対して遅延する程度を表すと捉えられてよい。
　このように、本例では、第４及び第８の連通管ＦＣ４，ＦＣ８に対する抵抗Ｒ_４，Ｒ_８は、脈拍振幅ａ、及び、脈拍数ｂに基づいて決定される。

　図７に表されるように、処理部２０の機能は、記憶部２０１と、決定部２０２と、推定部２０３と、を含む。

　処理部２０は、数式１乃至数式９に基づいて、時間（換言すると、時点）ｔにおける、第１乃至第８の容器ＦＶ１～ＦＶ８内の流体の圧力Ｐ_１（ｔ）～Ｐ_８（ｔ）から、時間ｔから所定のステップ時間Δｔが経過した後の時間ｔ＋Δｔにおける、第１乃至第８の容器ＦＶ１～ＦＶ８内の流体の圧力Ｐ_１（ｔ＋Δｔ）～Ｐ_８（ｔ＋Δｔ）を推定する処理を繰り返し実行する。

　記憶部２０１は、基準無負荷容積ｆ_ｉ，０、及び、基準目標抵抗ｇ_ｉ，０を予め記憶する。なお、処理部２０は、基準無負荷容積ｆ_ｉ，０の記憶に代えて、基準無負荷容積ｆ_ｉ，０を算出する関数を記憶していてもよい。同様に、処理部２０は、基準目標抵抗ｇ_ｉ，０の記憶に代えて、基準目標抵抗ｇ_ｉ，０を算出する関数を記憶していてもよい。
　本例では、記憶部２０１は、基準目標抵抗比γ_ｉを予め記憶する。なお、処理部２０は、基準目標抵抗比γ_ｉの記憶に代えて、基準目標抵抗比γ_ｉを算出する関数を記憶していてもよい。

　推定部２０３は、時間ｔ、圧力Ｐ_１～Ｐ_８、及び、抵抗Ｒ_１～Ｒ_８を、初期値ｔ_ｉｎｉ、初期値Ｐ_{１，ｉｎｉ}～Ｐ_{８，ｉｎｉ}、及び、初期値Ｒ_{１，ｉｎｉ}～Ｒ_{８，ｉｎｉ}にそれぞれ設定する。

　推定部２０３は、検出部１０により検出された脈拍数及び脈拍振幅に基づいて、時間ｔにおける脈拍数ｂ（ｔ）及び脈拍振幅ａ（ｔ）を取得する。本例では、推定部２０３は、検出部１０により脈拍数及び脈拍振幅が検出された時間と、時間ｔと、検出部１０により検出された脈拍数及び脈拍振幅と、に基づいて、補間（例えば、線形補間）を行なうことにより、時間ｔにおける脈拍数ｂ（ｔ）及び脈拍振幅ａ（ｔ）を取得する。

　なお、推定部２０３は、補間を行なわずに、時間ｔと最も近い時間にて検出部１０により検出された脈拍数及び脈拍振幅を、時間ｔにおける脈拍数ｂ（ｔ）及び脈拍振幅ａ（ｔ）として取得してもよい。

　決定部２０２は、記憶部２０１に記憶されている基準目標抵抗ｇ_ｉ，０と、数式９と、推定部２０３により取得された脈拍数ｂ（ｔ）及び脈拍振幅ａ（ｔ）と、に基づいて、目標抵抗ｇ_ｉを算出する。本例では、決定部２０２は、記憶部２０１に記憶されている基準目標抵抗ｇ_ｉ，０と、記憶部２０１に記憶されている基準目標抵抗比γ_ｉと、数式９と、推定部２０３により取得された脈拍数ｂ（ｔ）及び脈拍振幅ａ（ｔ）と、に基づいて、目標抵抗ｇ_ｉを算出する。目標抵抗ｇ_ｉの算出は、目標抵抗ｇ_ｉの決定の一例である。

　推定部２０３は、取得された脈拍数ｂ（ｔ）と、数式１０と、に基づいて、時間ｔにおける周期長τ_ｅを算出する。

　推定部２０３は、周期開始時間ｔ_０を時間ｔに設定する。周期開始時間ｔ_０は、脈拍毎の当該脈拍の周期が開始する時間である。
　推定部２０３は、時間ｔから、周期開始時間ｔ_０を減じることにより、周期内時間τを算出する。

　推定部２０３は、数式８に対する差分方程式である数式１１と、決定部２０２により算出された目標抵抗ｇ_ｉと、に基づいて、時間ｔからステップ時間Δｔが経過した後の時間ｔ＋Δｔにおける、第４及び第８の連通管ＦＣ４，ＦＣ８に対する抵抗Ｒ_４（ｔ＋Δｔ），Ｒ_８（ｔ＋Δｔ）を算出する。抵抗Ｒ_ｉの算出は、抵抗Ｒ_ｉの決定の一例である。

　決定部２０２は、記憶部２０１に記憶されている基準無負荷容積ｆ_ｉ，０と、数式３と、数式１２と、推定部２０３により取得された脈拍数ｂ（ｔ）及び脈拍振幅ａ（ｔ）と、推定部２０３により算出された周期内時間τ（ｔ）と、に基づいて、時間ｔにおける、第２及び第６の容器ＦＶ２，ＦＶ６の無負荷容積Ｖ_２，Ｖ_６の時間微分Φ_２（τ），Φ_６（τ）を算出する。無負荷容積Ｖ_ｉの時間微分Φ_ｉは、無負荷容積Ｖ_ｉの時間に対する変化の一例である。時間微分Φ_ｉの算出は、時間微分Φ_ｉの決定の一例である。

　なお、記憶部２０１は、基準無負荷容積ｆ_ｉ，０に代えて、又は、基準無負荷容積ｆ_ｉ，０に加えて、基準無負荷容積ｆ_ｉ，０の時間微分を記憶していてもよい。この場合、決定部２０２は、記憶部２０１に記憶されている基準無負荷容積ｆ_ｉ，０の時間微分と、推定部２０３により取得された脈拍数ｂ（ｔ）及び脈拍振幅ａ（ｔ）と、推定部２０３により算出された周期内時間τ（ｔ）と、に基づいて、時間ｔにおける、第２及び第６の容器ＦＶ２，ＦＶ６の無負荷容積Ｖ_２，Ｖ_６の時間微分Φ_２（τ），Φ_６（τ）を算出してよい。また、この場合、処理部２０は、基準無負荷容積ｆ_ｉ，０の時間微分の記憶に代えて、基準無負荷容積ｆ_ｉ，０の時間微分を算出する関数を記憶していてもよい。

　上述したように、本例では、第１乃至第８の容器ＦＶ１～ＦＶ８のうちの、第２及び第６の容器ＦＶ２，ＦＶ６以外の容器ＦＶ１，ＦＶ３～ＦＶ５，ＦＶ７，ＦＶ８の無負荷容積Ｖ_１，Ｖ_３～Ｖ_５，Ｖ_７，Ｖ_８は、時間に対して変化しない。従って、第１乃至第８の容器ＦＶ１～ＦＶ８のうちの、第２及び第６の容器ＦＶ２，ＦＶ６以外の容器ＦＶ１，ＦＶ３～ＦＶ５，ＦＶ７，ＦＶ８の無負荷容積Ｖ_１，Ｖ_３～Ｖ_５，Ｖ_７，Ｖ_８の時間微分Φ_１（τ），Φ_３（τ）～Φ_５（τ），Φ_７（τ），Φ_８（τ）は、０である。

　推定部２０３は、数式１により表される微分方程式に、４次のルンゲ・クッタ法を適用することにより得られる、数式１３乃至数式２１に基づいて、時間ｔからステップ時間Δｔが経過した後の時間ｔ＋Δｔにおける、第１乃至第８の容器ＦＶ１～ＦＶ８内の流体の圧力Ｐ_１（ｔ＋Δｔ）～Ｐ_８（ｔ＋Δｔ）を算出する。圧力Ｐ_１（ｔ＋Δｔ）～Ｐ_８（ｔ＋Δｔ）の算出は、圧力Ｐ_１（ｔ＋Δｔ）～Ｐ_８（ｔ＋Δｔ）の推定の一例である。

　推定部２０３は、圧力Ｐ_１（ｔ＋Δｔ）～Ｐ_８（ｔ＋Δｔ）を推定した後、時間ｔを、時間ｔからステップ時間Δｔが経過した後の時間ｔ＋Δｔに更新する。
　推定部２０３は、周期内時間τ、抵抗Ｒ_４（ｔ＋Δｔ），Ｒ_８（ｔ＋Δｔ）、無負荷容積Ｖ_２，Ｖ_６の時間微分Φ_２（τ），Φ_６（τ）、及び、圧力Ｐ_１（ｔ＋Δｔ）～Ｐ_８（ｔ＋Δｔ）の算出と、時間ｔの更新と、を含む周期内処理を、周期内時間τが周期長τ_ｅ以下である間、繰り返し実行する。

　推定部２０３は、周期内時間τが周期長τ_ｅよりも大きくなった場合、脈拍数ｂ（ｔ）及び脈拍振幅ａ（ｔ）の取得、目標抵抗ｇ_ｉ及び周期長τ_ｅの算出、並びに、周期開始時間ｔ_０の設定、を再び行ない、その後、周期内処理を再び行なう。

　本例では、処理部２０は、時間ｔが更新される毎に、時間ｔと、当該時間ｔにおける圧力Ｐ_１（ｔ）～Ｐ_８（ｔ）と、を関連付けて記憶する。また、本例では、処理部２０は、所定の表示周期（例えば、５秒）が経過する毎に、算出された最新の血圧を出力装置２４を介して出力（例えば、ディスプレイに表示）する。本例では、処理部２０は、第３の容器ＦＶ３における流体の圧力Ｐ_３を血圧として出力する。

　なお、推定部２０３は、周期内時間τと、周期内時間τからステップ時間Δｔが経過した後の時間τ＋Δｔと、の間の期間における、第２及び第６の容器ＦＶ２，ＦＶ６の無負荷容積Ｖ_２，Ｖ_６の時間微分として一定の値（例えば、周期内時間τにおける時間微分Φ_ｉ（τ））を用いてもよい。

　また、推定部２０３は、数式１５、数式１７、数式１９、及び、数式２１に代えて、数式２２乃至数式２５をそれぞれ用いてもよい。この場合、推定部２０３は、数式２６に基づいて、時間ｔから、ステップ時間Δｔの半分Δｔ／２が経過した後の時間ｔ＋Δｔ／２における、第４及び第８の連通管ＦＣ４，ＦＣ８に対する抵抗Ｒ_４（ｔ＋Δｔ／２），Ｒ_８（ｔ＋Δｔ／２）を算出してよい。

（動作）
　次に、血圧推定装置１の動作について説明する。
　検出部１０は、所定の検出周期（例えば、１秒）が経過する毎に、脈拍数及び脈拍振幅を検出する。
　また、処理部２０は、図８に表される処理を実行する。以下、図８の処理について説明を加える。

　処理部２０は、時間ｔ、圧力Ｐ_１～Ｐ_８、及び、抵抗Ｒ_１～Ｒ_８を、初期値ｔ_ｉｎｉ、初期値Ｐ_{１，ｉｎｉ}～Ｐ_{８，ｉｎｉ}、及び、初期値Ｒ_{１，ｉｎｉ}～Ｒ_{８，ｉｎｉ}にそれぞれ設定する（図８のステップＳ１０１）。
　次いで、処理部２０は、検出部１０により検出された脈拍数及び脈拍振幅に基づいて、時間ｔにおける脈拍数ｂ（ｔ）及び脈拍振幅ａ（ｔ）を取得する（図８のステップＳ１０２）。

　そして、処理部２０は、記憶部２０１に記憶されている基準目標抵抗ｇ_ｉ，０と、ステップＳ１０２にて取得された脈拍数ｂ（ｔ）及び脈拍振幅ａ（ｔ）と、に基づいて、目標抵抗ｇ_ｉを算出する（図８のステップＳ１０３）。本例では、処理部２０は、記憶部２０１に記憶されている基準目標抵抗ｇ_ｉ，０と、記憶部２０１に記憶されている基準目標抵抗比γ_ｉと、ステップＳ１０２にて取得された脈拍数ｂ（ｔ）及び脈拍振幅ａ（ｔ）と、に基づいて、目標抵抗ｇ_ｉを算出する。

　次いで、処理部２０は、ステップＳ１０２にて取得された脈拍数ｂ（ｔ）に基づいて、時間ｔにおける周期長τ_ｅを算出するとともに、周期開始時間ｔ_０を時間ｔに設定する（図８のステップＳ１０４）。

　そして、処理部２０は、時間ｔから、ステップＳ１０４にて設定された周期開始時間ｔ_０を減じた値を、周期内時間τとして算出する（図８のステップＳ１０５）。次いで、処理部２０は、ステップＳ１０５にて算出された周期内時間τが、ステップＳ１０４にて算出された周期長τ_ｅ以下であるか否かを判定する（図８のステップＳ１０６）。

　先ず、周期内時間τが周期長τ_ｅ以下である場合について説明する。この場合、処理部２０は、「Ｙｅｓ」と判定し、図８のステップＳ１０７へ進む。そして、処理部２０は、時間ｔからステップ時間Δｔが経過した後の時間ｔ＋Δｔにおける、第１乃至第８の連通管ＦＣ１～ＦＣ８のうちの、第４及び第８の連通管ＦＣ４，ＦＣ８以外の連通管ＦＣ１～ＦＣ３，ＦＣ５～ＦＣ７に対する抵抗Ｒ_１（ｔ＋Δｔ）～Ｒ_３（ｔ＋Δｔ），Ｒ_５（ｔ＋Δｔ）～Ｒ_７（ｔ＋Δｔ）を、時間ｔにおける抵抗Ｒ_１（ｔ）～Ｒ_３（ｔ），Ｒ_５（ｔ）～Ｒ_７（ｔ）にそれぞれ設定する。

　更に、処理部２０は、時間ｔからステップ時間Δｔが経過した後の時間ｔ＋Δｔにおける、第４及び第８の連通管ＦＣ４，ＦＣ８に対する抵抗Ｒ_４（ｔ＋Δｔ），Ｒ_８（ｔ＋Δｔ）を、ステップＳ１０３にて算出された目標抵抗ｇ_ｉに基づいて算出する。加えて、処理部２０は、ステップＳ１０８にて、便宜上、用いられる抵抗Ｒ_９（ｔ＋Δｔ）を、第１の連通管ＦＣ１に対する抵抗Ｒ_１（ｔ＋Δｔ）に設定する。

　次いで、処理部２０は、時間ｔからステップ時間Δｔが経過した後の時間ｔ＋Δｔにおける、第１乃至第８の容器ＦＶ１～ＦＶ８内の流体の圧力Ｐ_１（ｔ＋Δｔ）～Ｐ_８（ｔ＋Δｔ）を算出する（図８のステップＳ１０８）。ステップＳ１０８の処理は、後述される。

　その後、処理部２０は、時間ｔを、時間ｔからステップ時間Δｔが経過した後の時間ｔ＋Δｔに更新する（図８のステップＳ１０９）。そして、処理部２０は、図８のステップＳ１０５へ戻り、周期内時間τが周期長τ_ｅよりも大きくなるまで、ステップＳ１０５からステップＳ１０９までの処理を繰り返し実行する。

　周期内時間τが周期長τ_ｅよりも大きくなった場合、処理部２０は、図８のステップＳ１０６にて「Ｎｏ」と判定し、図８のステップＳ１０２へ戻る。そして、処理部２０は、ステップＳ１０９にて更新された時間ｔに対して、再び、ステップＳ１０２以降の処理を実行する。本例では、処理部２０は、図８のステップＳ１０２に進んだ場合、検出部１０により脈拍数及び脈拍振幅が検出された時間のうちの最新の時間が、ステップＳ１０９にて更新された時間ｔよりも先の（将来の）時間となるまで待機する。

　図８のステップＳ１０８の処理について説明を加える。
　処理部２０は、図８のステップＳ１０８の処理として、図９及び図１０に表される処理を実行する。以下、図９及び図１０の処理について説明を加える。

　処理部２０は、第１乃至第８の容器ＦＶ１～ＦＶ８内の流体の圧力の暫定値である第１暫定圧力Ｐ_１，０～Ｐ_８，０を、時間ｔにおける、第１乃至第８の容器ＦＶ１～ＦＶ８内の流体の圧力Ｐ_１（ｔ）～Ｐ_８（ｔ）にそれぞれ設定する。

　更に、処理部２０は、便宜上、用いられる第１暫定圧力Ｐ_０，０，Ｐ_９，０を、第１暫定圧力Ｐ_８，０，Ｐ_１，０にそれぞれ設定する。加えて、処理部２０は、第１暫定圧力Ｐ_０，０～Ｐ_９，０と、図８のステップＳ１０７にて算出された抵抗Ｒ_１（ｔ＋Δｔ）～Ｒ_９（ｔ＋Δｔ）と、周期内時間τにおける時間微分Φ_１（τ）～Φ_８（τ）と、に基づいて第１時間変化率Ｋ_１，１～Ｋ_８，１を算出する（図９のステップＳ２０１）。

　次いで、処理部２０は、第１乃至第８の容器ＦＶ１～ＦＶ８内の流体の圧力の暫定値である第２暫定圧力Ｐ_１，１～Ｐ_８，１を、時間ｔにおける、第１乃至第８の容器ＦＶ１～ＦＶ８内の流体の圧力Ｐ_１（ｔ）～Ｐ_８（ｔ）に、図９のステップＳ２０１にて算出された第１時間変化率Ｋ_１，１～Ｋ_８，１と、ステップ時間Δｔを２により除した値と、の積をそれぞれ加えた値にそれぞれ設定する。

　更に、処理部２０は、便宜上、用いられる第２暫定圧力Ｐ_０，１，Ｐ_９，１を、第２暫定圧力Ｐ_８，１，Ｐ_１，１にそれぞれ設定する。加えて、処理部２０は、第２暫定圧力Ｐ_０，１～Ｐ_９，１と、図８のステップＳ１０７にて算出された抵抗Ｒ_１（ｔ＋Δｔ）～Ｒ_９（ｔ＋Δｔ）と、周期内時間τよりもステップ時間Δｔの半分の時間だけ後の時間τ＋Δｔ／２における時間微分Φ_１（τ＋Δｔ／２）～Φ_８（τ＋Δｔ／２）と、に基づいて第２時間変化率Ｋ_１，２～Ｋ_８，２を算出する（図９のステップＳ２０２）。

　次いで、処理部２０は、第１乃至第８の容器ＦＶ１～ＦＶ８内の流体の圧力の暫定値である第３暫定圧力Ｐ_１，２～Ｐ_８，２を、時間ｔにおける、第１乃至第８の容器ＦＶ１～ＦＶ８内の流体の圧力Ｐ_１（ｔ）～Ｐ_８（ｔ）に、図９のステップＳ２０２にて算出された第２時間変化率Ｋ_１，２～Ｋ_８，２と、ステップ時間Δｔを２により除した値と、の積をそれぞれ加えた値にそれぞれ設定する。

　更に、処理部２０は、便宜上、用いられる第３暫定圧力Ｐ_０，２，Ｐ_９，２を、第３暫定圧力Ｐ_８，２，Ｐ_１，２にそれぞれ設定する。加えて、処理部２０は、第３暫定圧力Ｐ_０，２～Ｐ_９，２と、図８のステップＳ１０７にて算出された抵抗Ｒ_１（ｔ＋Δｔ）～Ｒ_９（ｔ＋Δｔ）と、周期内時間τよりもステップ時間Δｔの半分の時間だけ後の時間τ＋Δｔ／２における時間微分Φ_１（τ＋Δｔ／２）～Φ_８（τ＋Δｔ／２）と、に基づいて第３時間変化率Ｋ_１，３～Ｋ_８，３を算出する（図９のステップＳ２０３）。

　次いで、処理部２０は、第１乃至第８の容器ＦＶ１～ＦＶ８内の流体の圧力の暫定値である第４暫定圧力Ｐ_１，３～Ｐ_８，３を、時間ｔにおける、第１乃至第８の容器ＦＶ１～ＦＶ８内の流体の圧力Ｐ_１（ｔ）～Ｐ_８（ｔ）に、図９のステップＳ２０３にて算出された第３時間変化率Ｋ_１，３～Ｋ_８，３と、ステップ時間Δｔと、の積をそれぞれ加えた値にそれぞれ設定する。

　更に、処理部２０は、便宜上、用いられる第４暫定圧力Ｐ_０，３，Ｐ_９，３を、第４暫定圧力Ｐ_８，３，Ｐ_１，３にそれぞれ設定する。加えて、処理部２０は、第４暫定圧力Ｐ_０，３～Ｐ_９，３と、図８のステップＳ１０７にて算出された抵抗Ｒ_１（ｔ＋Δｔ）～Ｒ_９（ｔ＋Δｔ）と、周期内時間τよりもステップ時間Δｔだけ後の時間τ＋Δｔにおける時間微分Φ_１（τ＋Δｔ）～Φ_８（τ＋Δｔ）と、に基づいて第４時間変化率Ｋ_１，４～Ｋ_８，４を算出する（図１０のステップＳ２０４）。

　そして、処理部２０は、時間ｔにおける、第１乃至第８の容器ＦＶ１～ＦＶ８内の流体の圧力Ｐ_１（ｔ）～Ｐ_８（ｔ）と、ステップＳ２０１乃至ステップＳ２０４にてそれぞれ算出された第１乃至第４時間変化率Ｋ_１，１～Ｋ_８，１，Ｋ_１，２～Ｋ_８，２，Ｋ_１，３～Ｋ_８，３，Ｋ_１，４～Ｋ_８，４と、に基づいて、時間ｔからステップ時間Δｔが経過した後の時間ｔ＋Δｔにおける、第１乃至第８の容器ＦＶ１～ＦＶ８内の流体の圧力Ｐ_１（ｔ＋Δｔ）～Ｐ_８（ｔ＋Δｔ）を算出する（図１０のステップＳ２０５）。
　そして、処理部２０は、図９及び図１０の処理を終了する。

　以上、説明したように、第１実施形態の血圧推定装置１は、生体の心拍の周期の長さである周期長を表す第１パラメータ（本例では、脈拍数ｂ）を検出する。更に、血圧推定装置１は、弾性変形する複数の容器ＦＶ１～ＦＶ８が環状に連結された流路を流れる流体によって、生体の循環器系を流れる血液を表す数理モデルにおける、複数の容器ＦＶ１～ＦＶ８のうちの少なくとも１つの容器の無負荷容積の時間に対する変化（本例では、第２及び第６の容器ＦＶ２，ＦＶ６の無負荷容積Ｖ_２，Ｖ_６の時間微分Φ_２，Φ_６）を、検出された第１パラメータに基づいて決定する。加えて、血圧推定装置１は、決定された変化と、数理モデルと、に基づいて、生体の循環器系を流れる血液が有する圧力を推定する。

　周期長を表す第１パラメータは、動脈径よりも高い精度にて検出されやすい。更に、第１パラメータに基づいて決定された、第２及び第６の容器ＦＶ２，ＦＶ６の無負荷容積Ｖ_２，Ｖ_６の時間に対する変化を用いることにより、上記数理モデルは、生体における左心室及び右心室の挙動を高い精度にて表すことができる。この結果、上記数理モデルは、生体の循環器系を流れる血液の挙動を高い精度にて表すことができる。従って、血圧推定装置１は、当該血液が有する圧力Ｐ_ｉを高い精度にて推定できる。

　更に、第１実施形態の血圧推定装置１は、複数の容器ＦＶ１～ＦＶ８のうちの、互いに連結された一対の容器間の流体の流量に対する、当該一対の容器における流体が有する圧力の容器間の差の比である抵抗（本例では、第４及び第８の連通管ＦＣ４，ＦＣ８に対する抵抗Ｒ_４，Ｒ_８）を、検出された第１パラメータに基づいて決定する。加えて、血圧推定装置１は、決定された抵抗に基づいて、生体の循環器系を流れる血液が有する圧力を推定する。

　これによれば、抵抗Ｒ_４，Ｒ_８が一定に維持される場合よりも、上記数理モデルは、生体における末梢血管の挙動を高い精度にて表すことができる。これにより、上記数理モデルは、生体の循環器系を流れる血液の挙動を高い精度にて表すことができる。この結果、血圧推定装置１は、血液が有する圧力Ｐ_ｉを高い精度にて推定できる。

　更に、第１実施形態の血圧推定装置１は、抵抗（本例では、第４及び第８の連通管ＦＣ４，ＦＣ８に対する抵抗Ｒ_４，Ｒ_８）の目標値（本例では、目標抵抗ｇ_４，ｇ_８）を、検出された第１パラメータに基づいて決定する。加えて、血圧推定装置１は、抵抗が、決定された目標値に遅延を伴って近づくように抵抗の決定を行なう。

　これによれば、上記数理モデルは、生体における末梢血管の挙動をより一層高い精度にて表すことができる。これにより、上記数理モデルは、生体の循環器系を流れる血液の挙動を高い精度にて表すことができる。この結果、血圧推定装置１は、生体の循環器系を流れる血液が有する圧力Ｐ_ｉを高い精度にて推定できる。

　更に、第１実施形態の血圧推定装置１は、心拍の大きさを表す第２パラメータ（本例では、脈拍振幅ａ）を検出する。加えて、血圧推定装置１は、検出された第２パラメータに基づいて、抵抗（本例では、第４及び第８の連通管ＦＣ４，ＦＣ８に対する抵抗Ｒ_４，Ｒ_８）の目標値（本例では、目標抵抗ｇ_４，ｇ_８）の決定を行なう。

　ところで、心拍の大きさと、末梢血管における抵抗と、は強い相関を有する。従って、血圧推定装置１によれば、上記数理モデルは、生体における末梢血管の挙動をより一層高い精度にて表すことができる。これにより、上記数理モデルは、生体の循環器系を流れる血液の挙動を高い精度にて表すことができる。この結果、血圧推定装置１は、生体の循環器系を流れる血液が有する圧力Ｐ_ｉを高い精度にて推定できる。

　更に、第１実施形態の血圧推定装置１は、検出された第２パラメータに基づいて、複数の容器ＦＶ１～ＦＶ８のうちの少なくとも１つの容器の無負荷容積の時間に対する変化（本例では、第２及び第６の容器ＦＶ２，ＦＶ６の無負荷容積Ｖ_２，Ｖ_６の時間微分Φ_２，Φ_６）の決定を行なう。

　ところで、心拍の大きさと、左心室及び右心室の容積と、は強い相関を有する。従って、血圧推定装置１によれば、上記数理モデルは、生体における左心室及び右心室の挙動をより一層高い精度にて表すことができる。これにより、上記数理モデルは、生体の循環器系を流れる血液の挙動を高い精度にて表すことができる。この結果、血圧推定装置１は、生体の循環器系を流れる血液が有する圧力Ｐ_ｉを高い精度にて推定できる。

　更に、第１実施形態の血圧推定装置１において、複数の容器ＦＶ１～ＦＶ８は、左心房、左心室、大動脈及び大動脈よりも下流側の動脈、大静脈及び大静脈よりも上流側の静脈、右心房、右心室、肺動脈、並びに、肺静脈をそれぞれ表す。

　これによれば、上記数理モデルは、生体の循環器系を流れる血液の挙動を高い精度にて表すことができる。この結果、血圧推定装置１は、生体の循環器系を流れる血液が有する圧力Ｐ_ｉを高い精度にて推定できる。

　図１１における曲線Ｄ１１は、生体の安静時において血圧推定装置１により検出された脈拍数の一例を表す。図１２乃至図１４は、血圧推定装置１により検出された脈拍数が図１１に表されるように変化した場合における、血圧推定装置１による推定結果の一例を表す。

　図１２における円Ｄ１２，Ｄ１３，Ｄ１４は、比較例としての血圧測定装置により測定された最高血圧（換言すると、血圧の最高値）、最低血圧（換言すると、血圧の最低値）、及び、平均血圧（換言すると、血圧の平均値）をそれぞれ表す。本例では、血圧測定装置は、カフを用いることにより血圧を測定する。平均血圧は、最高血圧及び最低血圧を平均した値である。

　図１２における曲線Ｅ１２，Ｅ１３，Ｅ１４は、血圧推定装置１により推定された最高血圧、最低血圧、及び、平均血圧をそれぞれ表す。図１２に表されるように、第１実施形態の血圧推定装置１によれば、血圧を高い精度にて推定できる。

　図１３における曲線Ｅ１５，Ｅ１６は、第４の連通管ＦＣ４に対する抵抗Ｒ_４の目標値ｇ_４、及び、第４の連通管ＦＣ４に対する抵抗Ｒ_４をそれぞれ表す。
　図１４における四角Ｄ１８は、比較例としての血圧測定装置により測定された最高血圧を表す。図１４における円Ｅ１８は、血圧推定装置１により推定された最高血圧を表す。図１４に表されるように、第１実施形態の血圧推定装置１によれば、最高血圧と脈拍数との関係を高い精度にて推定できる。

　図１５における曲線Ｄ２１は、生体の運動時において血圧推定装置１により検出された脈拍数の一例を表す。図１６乃至図１８は、血圧推定装置１により検出された脈拍数が図１５に表されるように変化した場合における、血圧推定装置１による推定結果の一例を表す。

　図１６における円Ｄ２２，Ｄ２３，Ｄ２４は、比較例としての血圧測定装置により測定された最高血圧、最低血圧、及び、平均血圧をそれぞれ表す。本例では、血圧測定装置は、カフを用いることにより血圧を測定する。

　図１６における曲線Ｅ２２，Ｅ２３，Ｅ２４は、血圧推定装置１により推定された最高血圧、最低血圧、及び、平均血圧をそれぞれ表す。図１６に表されるように、第１実施形態の血圧推定装置１によれば、血圧を高い精度にて推定できる。

　図１７における曲線Ｅ２５，Ｅ２６は、第４の連通管ＦＣ４に対する抵抗Ｒ_４の目標値ｇ_４、及び、第４の連通管ＦＣ４に対する抵抗Ｒ_４をそれぞれ表す。
　図１８における四角Ｄ２８は、比較例としての血圧測定装置により測定された最高血圧を表す。図１８における円Ｅ２８は、血圧推定装置１により推定された最高血圧を表す。図１８に表されるように、第１実施形態の血圧推定装置１によれば、最高血圧と脈拍数との関係を高い精度にて推定できる。

　なお、血圧推定装置１は、検出部１０を構成する第１の装置と、処理部２０を構成する第２の装置と、を備えていてもよい。この場合、第１の装置と第２の装置とは、互いに通信可能に接続される。この場合、第２の装置は、携帯電話機、スマートフォン、パーソナル・コンピュータ、又は、サーバ装置であってよい。

　また、上述したように、血圧推定装置１は、脈拍数の検出と、脈拍数が検出された時間における血圧の推定と、を並列に行なう。ところで、血圧推定装置１は、所定の期間における脈拍数の検出が終了した後に、当該期間における血圧の推定を行なってもよい。

　また、上述したように、血圧推定装置１は、複数の互いに異なる時間のそれぞれと、当該時間における圧力と、を関連付けて記憶する。ところで、血圧推定装置１は、記憶されている複数の時間のそれぞれと、記憶されている、当該時間における圧力と、を関連付けて出力してもよい。例えば、血圧推定装置１は、圧力の時間に対する変化を表すグラフを出力してもよい。

　なお、処理部２０は、第４及び第８の連通管ＦＣ４，ＦＣ８に対する抵抗Ｒ_４，Ｒ_８を、初期値Ｒ_{４，ｉｎｉ}，Ｒ_{８，ｉｎｉ}にそれぞれ設定するとともに、時間に対して変化させずに血圧を推定してもよい。

　また、血圧推定装置１は、生体に対して予め測定された脈拍数及び血圧を表す情報が入力されるとともに、当該入力された情報に基づいて、基準目標抵抗ｇ_ｉ，０、抵抗の初期値Ｒ_{ｉ，ｉｎｉ}、及び、係数Ｅ_ｉの少なくとも１つを決定してもよい。

＜第１実施形態の第１変形例＞
　次に、第１実施形態の第１変形例の血圧推定装置について説明する。第１実施形態の第１変形例の血圧推定装置は、第１実施形態の血圧推定装置に対して、生体の心拍の大きさを表す第２パラメータを第１パラメータに基づいて推定する点において相違している。以下、相違点を中心として説明する。なお、第１実施形態の第１変形例の説明において、第１実施形態にて使用した符号と同じ符号を付したものは、同一又はほぼ同様のものである。

　本例では、処理部２０は、検出部１０により検出された脈拍数ｂと、数式２７と、に基づいて脈拍振幅ａを推定する。更に、処理部２０は、推定された脈拍振幅ａに基づいて、第２及び第６の容器ＦＶ２，ＦＶ６の無負荷容積ｆ_２，ｆ_６の決定、及び、第４及び第８の連通管ＦＣ４，ＦＣ８に対する目標抵抗ｇ_４，ｇ_８の算出を行なう。

　ｈは、脈拍振幅ａの目標値（換言すると、目標振幅）を表す。Ｔ_ａは、脈拍振幅ａの変化の時定数を表す。時定数Ｔ_ａは、脈拍振幅ａの変化が目標振幅ｈの変化に対して遅延する程度を表すと捉えられてよい。数式２７に表されるように、脈拍振幅ａは、目標振幅ｈに遅延を伴って近づくと捉えられてよい。目標振幅ｈは、脈拍数比ｂ／ｂ_０に応じて予め定められた値を有する。本例では、目標振幅ｈは、図１９により表されるように、脈拍数比ｂ／ｂ_０が大きくなるにつれて増加する。

　なお、血圧推定装置１は、生体に対して予め測定された脈拍数及び血圧を表す情報が入力されるとともに、当該入力された情報に基づいて、目標振幅ｈを決定してもよい。

　推定部２０３は、検出部１０により検出された脈拍数に基づいて、時間ｔにおける脈拍数ｂ（ｔ）を取得する。更に、推定部２０３は、数式２７に対する差分方程式である数式２８と、取得された脈拍数ｂ（ｔ）と、に基づいて、時間ｔからステップ時間Δｔが経過した後の時間ｔ＋Δｔにおける脈拍振幅ａ（ｔ＋Δｔ）を算出する。脈拍振幅ａの算出は、脈拍振幅ａの推定の一例である。

　本例では、検出部１０は、生体の心拍の大きさを表す第２パラメータを検出しなくてもよい。
　第１実施形態の第１変形例の血圧推定装置１によれば、第１実施形態の血圧推定装置１と同様の作用及び効果が奏される。

　図２０乃至図２２は、血圧推定装置１により検出された脈拍数が図１１に表されるように変化した場合における、血圧推定装置１による推定結果の一例を表す。

　図２０における円Ｄ３２，Ｄ３３，Ｄ３４は、比較例としての血圧測定装置により測定された最高血圧、最低血圧、及び、平均血圧をそれぞれ表す。本例では、血圧測定装置は、カフを用いることにより血圧を測定する。

　図２０における曲線Ｅ３２，Ｅ３３，Ｅ３４は、血圧推定装置１により推定された最高血圧、最低血圧、及び、平均血圧をそれぞれ表す。図２０に表されるように、第１実施形態の第１変形例の血圧推定装置１によれば、血圧を高い精度にて推定できる。

　図２１における曲線Ｅ３５，Ｅ３６は、第４の連通管ＦＣ４に対する抵抗Ｒ_４の目標値ｇ_４、及び、第４の連通管ＦＣ４に対する抵抗Ｒ_４をそれぞれ表す。
　図２２における四角Ｄ３８は、比較例としての血圧測定装置により測定された最高血圧を表す。図２２における円Ｅ３８は、血圧推定装置１により推定された最高血圧を表す。図２２に表されるように、第１実施形態の第１変形例の血圧推定装置１によれば、最高血圧と脈拍数との関係を高い精度にて推定できる。

　図２３乃至図２５は、血圧推定装置１により検出された脈拍数が図１５に表されるように変化した場合における、血圧推定装置１による推定結果の一例を表す。

　図２３における円Ｄ４２，Ｄ４３，Ｄ４４は、比較例としての血圧測定装置により測定された最高血圧、最低血圧、及び、平均血圧をそれぞれ表す。本例では、血圧測定装置は、カフを用いることにより血圧を測定する。

　図２３における曲線Ｅ４２，Ｅ４３，Ｅ４４は、血圧推定装置１により推定された最高血圧、最低血圧、及び、平均血圧をそれぞれ表す。図２３に表されるように、第１実施形態の第１変形例の血圧推定装置１によれば、血圧を高い精度にて推定できる。

　図２４における曲線Ｅ４５，Ｅ４６は、第４の連通管ＦＣ４に対する抵抗Ｒ_４の目標値ｇ_４、及び、第４の連通管ＦＣ４に対する抵抗Ｒ_４をそれぞれ表す。
　図２５における四角Ｄ４８は、比較例としての血圧測定装置により測定された最高血圧を表す。図２５における円Ｅ４８は、血圧推定装置１により推定された最高血圧を表す。図２５に表されるように、第１実施形態の第１変形例の血圧推定装置１によれば、最高血圧と脈拍数との関係を高い精度にて推定できる。

＜第１実施形態の第２変形例＞
　次に、第１実施形態の第２変形例の血圧推定装置について説明する。第１実施形態の第２変形例の血圧推定装置は、第１実施形態の第１変形例の血圧推定装置に対して、所定の関数を用いて、基準目標抵抗ｇ_ｉ，０、基準目標抵抗比γ_ｉ、生体の安静時における第４の連通管ＦＣ４に対する抵抗Ｒ_４，０、及び、第４の容器ＦＶ４に関連付けられた係数Ｅ_４を算出する点において相違している。以下、相違点を中心として説明する。なお、第１実施形態の第２変形例の説明において、第１実施形態の第１変形例にて使用した符号と同じ符号を付したものは、同一又はほぼ同様のものである。

　処理部２０は、基準目標抵抗比γ_ｉの記憶に代えて、基準目標抵抗比γ_ｉを算出する関数を記憶する。本例では、処理部２０は、基準目標抵抗比γ_ｉを算出する関数として、数式２９により表される関数を記憶する。処理部２０は、数式２９に基づいて基準目標抵抗比γ_ｉを算出する。

　更に、処理部２０は、基準目標抵抗ｇ_ｉ，０の記憶に代えて、基準目標抵抗ｇ_ｉ，０を算出する関数を記憶する。本例では、処理部２０は、基準目標抵抗ｇ_ｉ，０を算出する関数として、数式３０により表される関数を記憶する。処理部２０は、数式３０に基づいて基準目標抵抗ｇ_ｉ，０を算出する。

　Ｒ_ｉ，０は、生体の安静時における第ｉの連通管ＦＣｉに対する抵抗を表す。本例では、処理部２０は、生体の安静時における第４の連通管ＦＣ４に対する抵抗Ｒ_４，０を、脈拍数ｂの基準値ｂ_０と、生体の安静時において測定された最高血圧Ｐ_ｓｍａｘと、生体の安静時において測定された最低血圧Ｐ_ｓｍｉｎと、所定の係数αと、数式３１と、に基づいて算出する。例えば、脈拍数ｂの基準値ｂ_０は、生体の安静時において測定された脈拍数である。なお、係数αは、血圧の推定が実行される毎に変更されてもよい。また、係数αは、生体に応じた値に設定されてもよい。

　本例では、処理部２０は、第４の容器ＦＶ４に関連付けられた係数Ｅ_４を、生体の安静時において測定された最高血圧Ｐ_ｓｍａｘと、生体の安静時において測定された最低血圧Ｐ_ｓｍｉｎと、所定の係数βと、数式３２と、に基づいて算出する。なお、係数βは、血圧の推定が実行される毎に変更されてもよい。また、係数βは、生体に応じた値に設定されてもよい。

　本例では、処理部２０は、第８の連通管ＦＣ８に対する抵抗Ｒ_８，０として、固定された値（換言すると、複数の異なる生体に対して共通する値）を用いる。なお、第８の連通管ＦＣ８に対する抵抗Ｒ_８，０は、血圧の推定が実行される毎に変更されてもよい。また、第８の連通管ＦＣ８に対する抵抗Ｒ_８，０は、生体に応じた値に設定されてもよい。

　また、本例では、処理部２０は、第ｊの容器ＦＶｊに関連付けられた係数Ｅ_ｊとして、固定された値を用いる。ｊは、１から８の整数のうちの４以外の各整数を表す。なお、第ｊの容器ＦＶｊに関連付けられた係数Ｅ_ｊは、血圧の推定が実行される毎に変更されてもよい。また、第ｊの容器ＦＶｊに関連付けられた係数Ｅ_ｊは、生体に応じた値に設定されてもよい。

　第１実施形態の第２変形例の血圧推定装置１によれば、第１実施形態の第１変形例の血圧推定装置１と同様の作用及び効果が奏される。

　図２６乃至図２９は、血圧推定装置１により検出された脈拍数が図１１に表されるように変化した場合における、血圧推定装置１による推定結果の一例を表す。

　図２６における円Ｄ９２，Ｄ９３，Ｄ９４は、比較例としての血圧測定装置により測定された最高血圧、最低血圧、及び、平均血圧をそれぞれ表す。本例では、血圧測定装置は、カフを用いることにより血圧を測定する。

　図２６における曲線Ｅ９２，Ｅ９３，Ｅ９４は、血圧推定装置１により推定された最高血圧、最低血圧、及び、平均血圧をそれぞれ表す。図２６に表されるように、第１実施形態の第２変形例の血圧推定装置１によれば、血圧を高い精度にて推定できる。

　図２７における曲線Ｅ９５，Ｅ９６は、第４の連通管ＦＣ４に対する抵抗Ｒ_４の目標値ｇ_４、及び、第４の連通管ＦＣ４に対する抵抗Ｒ_４をそれぞれ表す。
　図２８における四角Ｄ９８は、比較例としての血圧測定装置により測定された最高血圧を表す。図２８における円Ｅ９８は、血圧推定装置１により推定された最高血圧を表す。図２８に表されるように、第１実施形態の第２変形例の血圧推定装置１によれば、最高血圧と脈拍数との関係を高い精度にて推定できる。

　図２９において、血圧測定装置により測定された血圧は、測定血圧と表されるとともに、血圧推定装置１により推定された血圧は、推定血圧と表される。図２９における四角Ｆ９１は、比較例としての血圧測定装置により測定された最高血圧と、血圧推定装置１により推定された最高血圧と、の関係を表す。図２９における三角Ｆ９２は、比較例としての血圧測定装置により測定された最低血圧と、血圧推定装置１により推定された最低血圧と、の関係を表す。図２９における円Ｆ９３は、比較例としての血圧測定装置により測定された平均血圧と、血圧推定装置１により推定された平均血圧と、の関係を表す。図２９に表されるように、第１実施形態の第２変形例の血圧推定装置１によれば、最高血圧、最低血圧、及び、平均血圧を高い精度にて推定できる。

＜第１実施形態の第３変形例＞
　次に、第１実施形態の第３変形例の血圧推定装置について説明する。第１実施形態の第３変形例の血圧推定装置は、第１実施形態の血圧推定装置に対して、生体の心拍の大きさを表す第２パラメータに基づかずに血圧を推定する点において相違している。以下、相違点を中心として説明する。なお、第１実施形態の第３変形例の説明において、第１実施形態にて使用した符号と同じ符号を付したものは、同一又はほぼ同様のものである。

　処理部２０は、時間ｔにおける脈拍振幅ａ（ｔ）に代えて、脈拍振幅ａの基準値ａ_０を用いる。換言すると、本例では、第２及び第６の容器ＦＶ２，ＦＶ６の無負荷容積ｆ_２，ｆ_６は、数式３に代わる数式３３により表される。

　また、第４及び第８の連通管ＦＣ４，ＦＣ８に対する抵抗Ｒ_４，Ｒ_８の目標値ｇ_４，ｇ_８は、数式９に代わる数式３４により表される。

　本例では、検出部１０は、生体の心拍の大きさを表す第２パラメータを検出しなくてもよい。
　第１実施形態の第３変形例の血圧推定装置１によれば、第１実施形態の血圧推定装置１と同様の作用及び効果が奏される。

　図３０乃至図３２は、血圧推定装置１により検出された脈拍数が図１１に表されるように変化した場合における、血圧推定装置１による推定結果の一例を表す。

　図３０における円Ｄ５２，Ｄ５３，Ｄ５４は、比較例としての血圧測定装置により測定された最高血圧、最低血圧、及び、平均血圧をそれぞれ表す。本例では、血圧測定装置は、カフを用いることにより血圧を測定する。

　図３０における曲線Ｅ５２，Ｅ５３，Ｅ５４は、血圧推定装置１により推定された最高血圧、最低血圧、及び、平均血圧をそれぞれ表す。図３０に表されるように、第１実施形態の第３変形例の血圧推定装置１によれば、血圧を高い精度にて推定できる。

　図３１における曲線Ｅ５５，Ｅ５６は、第４の連通管ＦＣ４に対する抵抗Ｒ_４の目標値ｇ_４、及び、第４の連通管ＦＣ４に対する抵抗Ｒ_４をそれぞれ表す。
　図３２における四角Ｄ５８は、比較例としての血圧測定装置により測定された最高血圧を表す。図３２における円Ｅ５８は、血圧推定装置１により推定された最高血圧を表す。図３２に表されるように、第１実施形態の第３変形例の血圧推定装置１によれば、最高血圧と脈拍数との関係を高い精度にて推定できる。

　図３３乃至図３５は、血圧推定装置１により検出された脈拍数が図１５に表されるように変化した場合における、血圧推定装置１による推定結果の一例を表す。

　図３３における円Ｄ６２，Ｄ６３，Ｄ６４は、比較例としての血圧測定装置により測定された最高血圧、最低血圧、及び、平均血圧をそれぞれ表す。本例では、血圧測定装置は、カフを用いることにより血圧を測定する。

　図３３における曲線Ｅ６２，Ｅ６３，Ｅ６４は、血圧推定装置１により推定された最高血圧、最低血圧、及び、平均血圧をそれぞれ表す。図３３に表されるように、第１実施形態の第３変形例の血圧推定装置１によれば、血圧を高い精度にて推定できる。

　図３４における曲線Ｅ６５，Ｅ６６は、第４の連通管ＦＣ４に対する抵抗Ｒ_４の目標値ｇ_４、及び、第４の連通管ＦＣ４に対する抵抗Ｒ_４をそれぞれ表す。
　図３５における四角Ｄ６８は、比較例としての血圧測定装置により測定された最高血圧を表す。図３５における円Ｅ６８は、血圧推定装置１により推定された最高血圧を表す。図３５に表されるように、第１実施形態の第３変形例の血圧推定装置１によれば、最高血圧と脈拍数との関係を高い精度にて推定できる。

＜第１実施形態の第４変形例＞
　次に、第１実施形態の第４変形例の血圧推定装置について説明する。第１実施形態の第４変形例の血圧推定装置は、第１実施形態の第３変形例の血圧推定装置に対して、抵抗を時間に対して変化させずに血圧を推定する点において相違している。以下、相違点を中心として説明する。なお、第１実施形態の第４変形例の説明において、第１実施形態にて使用した符号と同じ符号を付したものは、同一又はほぼ同様のものである。

　処理部２０は、第４及び第８の連通管ＦＣ４，ＦＣ８に対する抵抗Ｒ_４，Ｒ_８を、初期値Ｒ_{４，ｉｎｉ}，Ｒ_{８，ｉｎｉ}にそれぞれ設定するとともに、時間に対して変化させない。
　第１実施形態の第４変形例の血圧推定装置１によれば、第１実施形態の血圧推定装置１と同様の作用及び効果が奏される。

　図３６乃至図３８は、血圧推定装置１により検出された脈拍数が図１１に表されるように変化した場合における、血圧推定装置１による推定結果の一例を表す。

　図３６における円Ｄ７２，Ｄ７３，Ｄ７４は、比較例としての血圧測定装置により測定された最高血圧、最低血圧、及び、平均血圧をそれぞれ表す。本例では、血圧測定装置は、カフを用いることにより血圧を測定する。

　図３６における曲線Ｅ７２，Ｅ７３，Ｅ７４は、血圧推定装置１により推定された最高血圧、最低血圧、及び、平均血圧をそれぞれ表す。図３６に表されるように、第１実施形態の第４変形例の血圧推定装置１によれば、血圧を高い精度にて推定できる。

　図３７における曲線Ｅ７６は、第４の連通管ＦＣ４に対する抵抗Ｒ_４を表す。
　図３８における四角Ｄ７８は、比較例としての血圧測定装置により測定された最高血圧を表す。図３８における円Ｅ７８は、血圧推定装置１により推定された最高血圧を表す。図３８に表されるように、第１実施形態の第４変形例の血圧推定装置１によれば、最高血圧と脈拍数との関係を高い精度にて推定できる。

　図３９乃至図４１は、血圧推定装置１により検出された脈拍数が図１５に表されるように変化した場合における、血圧推定装置１による推定結果の一例を表す。

　図３９における円Ｄ８２，Ｄ８３，Ｄ８４は、比較例としての血圧測定装置により測定された最高血圧、最低血圧、及び、平均血圧をそれぞれ表す。本例では、血圧測定装置は、カフを用いることにより血圧を測定する。

　図３９における曲線Ｅ８２，Ｅ８３，Ｅ８４は、血圧推定装置１により推定された最高血圧、最低血圧、及び、平均血圧をそれぞれ表す。図３９に表されるように、第１実施形態の第４変形例の血圧推定装置１によれば、血圧を高い精度にて推定できる。

　図４０における曲線Ｅ８６は、第４の連通管ＦＣ４に対する抵抗Ｒ_４を表す。
　図４１における四角Ｄ８８は、比較例としての血圧測定装置により測定された最高血圧を表す。図４１における円Ｅ８８は、血圧推定装置１により推定された最高血圧を表す。図４１に表されるように、第１実施形態の第４変形例の血圧推定装置１によれば、最高血圧と脈拍数との関係を高い精度にて推定できる。

　なお、本発明は、上述した実施形態に限定されない。例えば、上述した実施形態に、本発明の趣旨を逸脱しない範囲内において当業者が理解し得る様々な変更が加えられてよい。例えば、本発明の趣旨を逸脱しない範囲内において、上述した実施形態の他の変形例として、上述した実施形態及び変形例の任意の組み合わせが採用されてもよい。

１　　　血圧推定装置
１０　　検出部
２０　　処理部
２１　　処理装置
２２　　記憶装置
２３　　入力装置
２４　　出力装置
２０１　記憶部
２０２　決定部
２０３　推定部
ＢＵ　　バス
ＦＣ１～ＦＣ８　連通管
ＦＶ１～ＦＶ８　容器

Claims (12)

1. 　生体の心拍の周期の長さである周期長を表す第１パラメータを検出する検出部と、
   　弾性変形する複数の容器が環状に連結された流路を流れる流体によって、前記生体の循環器系を流れる血液を表す数理モデルにおける、前記複数の容器のうちの少なくとも１つの容器の容積の時間に対する変化を、前記検出された第１パラメータに基づいて決定し、前記決定された変化と、前記数理モデルと、に基づいて、前記血液が有する圧力を推定する処理部と、
   　を備える、血圧推定装置。
2. 　請求項１に記載の血圧推定装置であって、
   　前記処理部は、前記複数の容器のうちの、互いに連結された一対の容器間の前記流体の流量に対する、当該一対の容器における前記流体が有する圧力の容器間の差の比である抵抗を、前記検出された第１パラメータに基づいて決定し、前記決定された抵抗に基づいて、前記血液が有する圧力を推定する、血圧推定装置。
3. 　請求項２に記載の血圧推定装置であって、
   　前記処理部は、前記抵抗の目標値を、前記検出された第１パラメータに基づいて決定し、前記抵抗が、前記決定された目標値に遅延を伴って近づくように前記抵抗の前記決定を行なう、血圧推定装置。
4. 　請求項３に記載の血圧推定装置であって、
   　前記検出部は、前記心拍の大きさを表す第２パラメータを検出し、
   　前記処理部は、前記検出された第２パラメータに基づいて前記目標値の前記決定を行なう、血圧推定装置。
5. 　請求項１乃至請求項４のいずれか一項に記載の血圧推定装置であって、
   　前記検出部は、前記心拍の大きさを表す第２パラメータを検出し、
   　前記処理部は、前記検出された第２パラメータに基づいて、前記容積の時間に対する変化の前記決定を行なう、血圧推定装置。
6. 　請求項３に記載の血圧推定装置であって、
   　前記処理部は、前記検出された第１パラメータに基づいて、前記心拍の大きさを表す第２パラメータを推定し、前記推定された第２パラメータに基づいて前記目標値の前記決定を行なう、血圧推定装置。
7. 　請求項１乃至請求項６のいずれか一項に記載の血圧推定装置であって、
   　前記処理部は、前記検出された第１パラメータに基づいて、前記心拍の大きさを表す第２パラメータを推定し、前記推定された第２パラメータに基づいて、前記容積の時間に対する変化の前記決定を行なう、血圧推定装置。
8. 　請求項６又は請求項７に記載の血圧推定装置であって、
   　前記処理部は、前記第２パラメータの目標値を、前記検出された第１パラメータに基づいて決定し、前記第２パラメータが、前記決定された目標値に遅延を伴って近づくように前記第２パラメータの前記推定を行なう、血圧推定装置。
9. 　請求項１乃至請求項８のいずれか一項に記載の血圧推定装置であって、
   　前記複数の容器は、左心房、左心室、大動脈及び大動脈よりも下流側の動脈、大静脈及び大静脈よりも上流側の静脈、右心房、右心室、肺動脈、並びに、肺静脈をそれぞれ表す８個の容器を含む、血圧推定装置。
10. 　弾性変形する複数の容器が環状に連結された流路を流れる流体によって、生体の循環器系を流れる血液を表す数理モデルにおける、前記複数の容器のうちの少なくとも１つの容器の容積の時間に対する変化を、検出された、前記生体の心拍の周期の長さである周期長を表す第１パラメータに基づいて決定する決定部と、
    　前記決定された変化と、前記数理モデルと、に基づいて、前記血液が有する圧力を推定する推定部と、
    　を備える、情報処理装置。
11. 　弾性変形する複数の容器が環状に連結された流路を流れる流体によって、生体の循環器系を流れる血液を表す数理モデルにおける、前記複数の容器のうちの少なくとも１つの容器の容積の時間に対する変化を、検出された、前記生体の心拍の周期の長さである周期長を表す第１パラメータに基づいて決定し、
    　前記決定された変化と、前記数理モデルと、に基づいて、前記血液が有する圧力を推定する、血圧推定方法。
12. 　弾性変形する複数の容器が環状に連結された流路を流れる流体によって、生体の循環器系を流れる血液を表す数理モデルにおける、前記複数の容器のうちの少なくとも１つの容器の容積の時間に対する変化を、検出された、前記生体の心拍の周期の長さである周期長を表す第１パラメータに基づいて決定し、
    　前記決定された変化と、前記数理モデルと、に基づいて、前記血液が有する圧力を推定する、処理をコンピュータに実行させる血圧推定プログラム。

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