本發(fā)明的一個方面涉及血壓測定方法、血壓測定裝置、血壓測定程序和存儲該程序的存儲介質(zhì)。

背景技術(shù)：

目前，作為減輕被試驗者的負擔的非侵害的血壓測定方法，已知有通過解析脈搏而求出血壓值的方法。例如，在專利文獻1所記載的血壓測定方法中，求出對容積脈搏進行二階微分后的加速度脈搏，根據(jù)加速度脈搏中的兩個特征點彼此的時間間隔，推算舒張期血壓的值。另外，例如在專利文獻2所記載的血壓測定方法中，由容積脈搏、對容積脈搏進行一階微分后的速度脈搏和對容積脈搏進行二階微分后的加速度脈搏的各個的波形，運算與血壓關(guān)聯(lián)的各種特征量，根據(jù)運算后的各種特征量，運算舒張期血壓或收縮期血壓的值。

作為非侵害的血壓測定方法，也已知有不僅求出規(guī)定時期中的血壓值，而且求出經(jīng)時變化的一系列的血壓值的方法。例如，在專利文獻3所記載的血壓測定方法中，進行紅外光向體內(nèi)的波傳輸，取得來自體內(nèi)的反射波的頻率，進行基于該頻率的校準，由此測定血壓。具體而言，該校準通過使來自體內(nèi)的反射波的頻率的最大頻率和最小頻率與預(yù)先利用袖帶壓迫法等測定的最高血壓(收縮期血壓)和最低血壓(舒張期血壓)相對應(yīng)，作為與頻率相關(guān)的一次函數(shù)對血壓值進行近似而進行。

現(xiàn)有技術(shù)文獻

專利文獻

專利文獻1：日本特開2006－6897號公報

專利文獻2：日本特開平11－155826號公報

專利文獻3：日本特開2001－187032號公報

技術(shù)實現(xiàn)要素：

發(fā)明所要解決的課題

在上述專利文獻1和2所記載的血壓測定方法中，只能測定舒張期血壓或收縮期血壓這樣的規(guī)定時期中的血壓值，無法求出經(jīng)時變化的一系列的血壓值。

在上述專利文獻3所記載的血壓測定方法中，雖然可以通過校準求出經(jīng)時變化的一系列的血壓值，但根據(jù)被試驗者的運動狀態(tài)(例如安靜時、運動后等)，來自體內(nèi)的反射波的頻率會產(chǎn)生差異，因此，必須對被試驗者的每種運動狀態(tài)進行校準，從而是繁瑣的。

本發(fā)明的一個方面的課題在于，提供一種能夠精度高且簡便地求出經(jīng)時變化的一系列的血壓值的血壓測定方法和血壓測定裝置。

解決課題的技術(shù)手段

為了解決上述課題，本發(fā)明人等精心研究，結(jié)果新發(fā)現(xiàn)了以下的事實。

基于容積脈搏的時間波形能夠作為與表示血壓的時間變化的血壓波形相似的波形而取得，在基于容積脈搏的時間波形中，出現(xiàn)與血壓波形中的重搏切跡(dicroticnotch)點相對應(yīng)的dn點。所謂血壓波形中的重搏切跡點，是由于因血流量的減少而使心臟的動脈瓣關(guān)閉所產(chǎn)生的血壓的變化點，該變化點的血壓值不依賴于被試驗者的運動狀態(tài)而大致一定。因此，本發(fā)明人等發(fā)現(xiàn)了，通過將血壓波形中的重搏切跡點的血壓值作為基準值，以時間波形中的dn點的時間波形值成為該基準值的方式對時間波形進行修正，能夠取得相當于血壓波形的波形。

根據(jù)上述事實，本發(fā)明的一個方式是一種取得血壓的時間變化的方法，其包括：取得基于容積脈搏的時間波形的脈搏取得步驟；在時間波形中，檢測與表示血壓的時間變化的血壓波形中的重搏切跡點相對應(yīng)的dn點的dn點檢測步驟；和以dn點的時間波形值成為規(guī)定的血壓值的方式對時間波形進行修正，取得血壓的時間變化的波形修正步驟。

在上述方式所涉及的血壓測定方法中，在時間波形中，檢測與血壓波形中的重搏切跡點相對應(yīng)的dn點，以該dn點的時間波形值成為規(guī)定的血壓值的方式對時間波形進行修正。因此，例如通過將預(yù)先測定的血壓波形中的重搏切跡點的血壓值作為基準值，以時間波形中的dn點的時間波形值成為該基準值的方式對時間波形進行修正，能夠取得相當于血壓波形的波形。由此，能夠精度高且簡便地求出經(jīng)時變化的一系列的血壓值。

本發(fā)明的其他方式是一種取得血壓的時間變化的裝置，其具有：脈搏取得部，其取得基于容積脈搏的時間波形；和波形修正部，其在時間波形中，檢測與表示血壓的時間變化的血壓波形中的重搏切跡點相對應(yīng)的dn點，以dn點的時間波形值成為規(guī)定的血壓值的方式對時間波形進行修正，取得血壓的時間變化。

另外，本發(fā)明的其他方式是一種用于在計算機中執(zhí)行取得血壓的時間變化的血壓測定的程序，其包括：取得基于容積脈搏的時間波形的脈搏取得處理；在時間波形中，檢測與表示血壓的時間變化的血壓波形中的重搏切跡點相對應(yīng)的dn點的dn點檢測處理；和以dn點的時間波形值成為規(guī)定的血壓值的方式對時間波形進行修正，取得血壓的時間變化的波形修正處理。另外，本發(fā)明的其他方式是一種存儲該血壓測定程序的計算機可讀取的存儲介質(zhì)。

在以上的血壓測定裝置、血壓測定程序和存儲介質(zhì)中，發(fā)揮與上述的血壓測定方法相同的作用和效果。

發(fā)明的效果

根據(jù)本發(fā)明的一個方面，可以提供能夠精度高且簡便地求出經(jīng)時變化的一系列的血壓值的血壓測定方法、血壓測定裝置、血壓測定程序和存儲該程序的存儲介質(zhì)。

附圖說明

圖1是表示具有作為本發(fā)明的一個方面的第一實施方式所涉及的血壓測定裝置的計算機的血壓測定系統(tǒng)的概略構(gòu)成圖。

圖2是圖1中的計算機的功能方塊圖。

圖3是對利用脈搏取得部取得脈搏波形的方法進行說明的圖。

圖4是對血壓波形與脈搏波形的對應(yīng)關(guān)系進行說明的圖。

圖5是將主動脈瓣在物理上進行模型化的概念圖。

圖6是對利用波形修正部進行的脈搏波形的修正方法中的第一修正處理進行說明的圖。

圖7是對利用波形修正部進行的脈搏波形的修正方法中的第二修正處理進行說明的圖。

圖8是圖1中的計算機的硬件構(gòu)成圖。

圖9是表示第一實施方式所涉及的血壓測定方法的流程圖。

圖10是表示圖9所示的波形修正步驟的詳細順序的流程圖。

圖11是表示本發(fā)明的一個方面的第二實施方式所涉及的血壓測定裝置的概略構(gòu)成圖。

圖12是表示變形例所涉及的血壓測定系統(tǒng)的概略構(gòu)成圖。

圖13是表示利用有創(chuàng)式導管血壓計測量的血壓波形的圖表。

圖14是表示圖13所示的血壓波形的功率譜(powerspectrum)的圖表。

圖15是表示因麻醉藥而導致的食蟹猴的血壓變動的圖表。

圖16是表示最高最低血壓比與基于血壓波形的譜(spectrum)強度的比的相關(guān)性的圖表。

圖17是表示因生物體搖晃而導致的血壓波形的功率譜的擴大的圖表。

圖18是表示圖17所示的功率譜的譜強度的有效寬度的圖。

具體實施方式

以下，參照附圖，對本發(fā)明的一個方面的實施方式進行詳細的說明。其中，在說明中，對相同元件或具有相同功能的元件使用相同符號，并省略重復(fù)的說明。

(第一實施方式)

圖1是表示具有本發(fā)明的一個方面的第一實施方式所涉及的血壓測定裝置的血壓測定系統(tǒng)的概略構(gòu)成圖。如圖1所示，血壓測定系統(tǒng)1具有脈搏測量裝置10和計算機20(血壓測定裝置)。

脈搏測量裝置10例如使用稱為所謂nirs(nearinfra-redspectroscopy)的近紅外分光法，測量作為被試驗者(測定血壓的對象)的生物體的容積脈搏。所謂容積脈搏，是從生物體的表面測量在生物體的規(guī)定位置發(fā)生的血流量的經(jīng)時變化并作為波形而捕捉的。脈搏測量裝置10具有探測器11和測量部12。探測器11安裝于作為被試驗者的生物體h的表面(在本實施方式中，手掌)。探測器11具有光源和光檢測器，將來自光源的近紅外光從生物體h的表面向內(nèi)部照射，并且利用光檢測器對來自生物體h的內(nèi)部的反射光進行檢測。由此，求出光通過了生物體h的內(nèi)部時的吸光度。該吸光度根據(jù)生物體h的安裝了探測器11的位置上的血流量而發(fā)生變化，因此，該吸光度的經(jīng)時變化相當于容積脈搏。作為血流內(nèi)吸收光的成分，例如可以列舉紅細胞、或紅細胞所含的血紅蛋白、水分等。探測器11將表示檢測到的吸光度的信號輸出給測量部12。

測量部12通過纜線32與探測器11連接，對探測器11進行控制。測量部12接收表示探測器11中檢測到的吸光度的信號，經(jīng)時地測量該吸光度。由此，測量部12測量容積脈搏。測量部12利用無線通信即時地或每隔規(guī)定間隔地將表示所測量的容積脈搏的信息發(fā)送給計算機20。另外，測量部12也可以通過電纜等利用有線通信將該信息發(fā)送給計算機20。

計算機20接收從測量部12發(fā)送的表示容積脈搏的信息，根據(jù)所接收的該信息，對容積脈搏進行下述的波形的修正處理。然后，其結(jié)果，計算機20取得相當于表示血壓的時間變化的血壓波形的波形。以下，對計算機20的各功能進行詳細說明。

圖2是圖1中的計算機20的功能方塊圖。如圖2所示，計算機20具有脈搏取得部21、波形修正部22、血壓計算部23和顯示部24。

脈搏取得部21根據(jù)從上述的脈搏測量裝置10發(fā)送的表示容積脈搏的信息，取得基于容積脈搏的時間波形?；谌莘e脈搏的時間波形是作為容積脈搏的波形或?qū)θ莘e脈搏進行時間微分后的波形的容積脈搏波形。即，該時間波形可以是容積脈搏的波形其本身，也可以是對容積脈搏進行時間微分后的波形。另外，容積脈搏的時間微分可以進行多次。在以下的說明中，將對容積脈搏以時間進行一階微分后的波形作為基于容積脈搏的時間波形，單單稱為“脈搏波形”。另外，將時間波形的任意點的時間波形值(波形強度值)單單稱為“脈搏波形值”。

在此，參照圖3，對通過對容積脈搏以時間進行一階微分而取得脈搏波形的方法進行說明。圖3(a)是表示由脈搏測量裝置10測量的容積脈搏的圖表，橫軸表示時間，縱軸表示容積脈搏的波形強度。圖3(b)是表示脈搏波形的圖表，橫軸表示時間，縱軸表示脈搏波形的波形強度。如圖3所示，容積脈搏和脈搏波形具有依賴于表示血壓的時間變化的血壓波形(參照圖4(b))的形狀。特別是圖3(b)所示的脈搏波形具有與表示血壓的時間變化的血壓波形非常相似的形狀。關(guān)于該血壓波形與脈搏波形的詳細對應(yīng)關(guān)系，以后在波形修正部22的說明中敘述。脈搏取得部21將所取得的脈搏波形輸出給波形修正部22和顯示部24。

波形修正部22進行從脈搏取得部21輸出的脈搏波形的修正。具體而言，波形修正部22根據(jù)表示血壓的時間變化的血壓波形與脈搏波形的對應(yīng)關(guān)系，以血壓波形中的重搏切跡點作為基準，進行脈搏波形的修正。所謂血壓波形中的重搏切跡點，是由于因血流量的減少而使主動脈瓣關(guān)閉所產(chǎn)生的血壓的變化點。以下，將重搏切跡點單單稱為“切跡點”，參照圖4和圖5對該切跡點進行詳細說明。

首先，參照圖4對血壓波形與脈搏波形的對應(yīng)關(guān)系進行說明。圖4(a)是表示血壓波形的圖表，橫軸表示時間，縱軸表示血壓。圖4(b)是表示脈搏波形的圖表，橫軸表示時間，縱軸表示脈搏波形的波形強度。

如圖4所示，血壓波形與脈搏波形具有相互非常相似的形狀。如圖4(a)所示，血壓波形具有在舒張期成為最低的舒張期血壓pmin、在收縮期成為最高的收縮期血壓pmax、和作為由于主動脈瓣的關(guān)閉所產(chǎn)生的變化點的切跡點pdn。與之相對應(yīng)，如圖4(b)所示，脈搏波形具有與舒張期血壓pmin相對應(yīng)的最低點qmin、與收縮期血壓pmax相對應(yīng)的最高點qmax、和與切跡點pdn相對應(yīng)的dn點qdn。這樣，血壓波形和脈搏波形相互的形狀存在對應(yīng)關(guān)系，脈搏波形的形狀依賴于血壓波形的形狀。

接著，參照圖5對血壓波形中的切跡點pdn的物理意義進行說明。圖5是將主動脈瓣在物理上進行模型化的概念圖。如圖5所示，將主動脈瓣v作為施加規(guī)定的初始負荷的具有旋轉(zhuǎn)彈簧的閥在物理上進行模型化。主動脈瓣v位于從心臟的左心室向主動脈的血液的流出通路a中。血流量充分多時，主動脈瓣v因血流而打開。若血流量變成規(guī)定的初始負荷以下，則主動脈瓣v關(guān)閉，由此在血壓波形中產(chǎn)生切跡點pdn。因此，瓣關(guān)閉的瞬間的血壓值只依賴于規(guī)定的初始負荷的大小。因此，切跡點pdn的血壓值不依賴于被試驗者的運動狀態(tài)，可以假定為對每個被試驗者都是大致一定的值。

根據(jù)上述假定，波形修正部22例如將預(yù)先測定的切跡點pdn的血壓值作為基準值，以脈搏波形中的dn點qdn的脈搏波形值成為該基準值的方式對脈搏波形進行修正。具體而言，波形修正部22進行如下的包括第一修正處理和第二修正處理的脈搏波形的修正。以下，參照圖6和圖7對利用波形修正部22進行的脈搏波形的修正方法進行詳細敘述。

首先，參照圖6對第一修正處理進行說明。圖6(a)是表示第一修正處理前的脈搏波形的圖表，橫軸表示時間，縱軸表示波形強度。圖6(b)是表示第一修正處理后的脈搏波形的圖表，橫軸表示時間，縱軸表示波形強度。

在第一修正處理中，波形修正部22對由脈搏取得部21取得的脈搏波形中的最低點qmin和最高點qmax進行檢測。然后，波形修正部22計算出所檢測到的最低點qmin與最高點qmax之比，以該比成為規(guī)定值的方式，對由脈搏取得部21取得的脈搏波形加上加法系數(shù)。關(guān)于此處所謂的規(guī)定值，例如根據(jù)預(yù)先計算出或測定的被試驗者的血壓波形中的舒張期血壓pmin與收縮期血壓pmax之比，預(yù)先設(shè)定。另外，被試驗者的血壓波形中的舒張期血壓pmin與收縮期血壓pmax之比例如可以由預(yù)先統(tǒng)計的數(shù)據(jù)計算出，或者可以預(yù)先通過袖帶壓迫法等間接法或有創(chuàng)的方法等直接法進行測定，或者也可以通過對容積脈搏進行頻率解析而計算出。

在圖6中，表示被試驗者的血壓波形中的舒張期血壓pmin與收縮期血壓pmax之比為約1﹕1.5時的例子。在這種情況下，波形修正部22以脈搏波形中的最低點qmin與最高點qmax之比成為約1﹕1.5的方式，對脈搏波形所示的每個時間的波形強度分別加上加法系數(shù)。由此，在第一修正處理后的脈搏波形中，最低點qmin與最高點qmax之比成為約1﹕1.5。

接著，參照圖7對第二修正處理進行說明。圖7(a)是表示第二修正處理前的脈搏波形的圖表，橫軸表示時間，縱軸表示波形強度。圖7(b)是第二修正處理后的脈搏波形的圖表，橫軸表示時間，縱軸表示波形強度。

在第二修正處理中，波形修正部22對第一修正處理后的脈搏波形中的dn點qdn進行檢測。然后，波形修正部22以所檢測到的dn點qdn的脈搏波形值成為規(guī)定的血壓值的方式，對第一修正處理后的脈搏波形乘以乘法系數(shù)。關(guān)于此處所謂的規(guī)定的血壓值，根據(jù)預(yù)先計算出或測定的被試驗者的血壓波形中的切跡點pdn的血壓值，預(yù)先設(shè)定。另外，被試驗者的血壓波形中的切跡點pdn的血壓值例如可以預(yù)先由統(tǒng)計數(shù)據(jù)計算出，或者也可以預(yù)先通過袖帶壓迫法等間接法或有創(chuàng)的方法等直接法進行測定。

在圖7中，表示被試驗者的血壓波形中的切跡點pdn的血壓值為約90mmhg時的例子。在這種情況下，波形修正部22以第一修正處理后的脈搏波形中所檢測到的dn點qdn的脈搏波形值成為約90mmhg的方式，對脈搏波形所示的每個時間的一階微分吸光度分別乘以乘法系數(shù)。由此，在第二修正處理后的脈搏波形中，dn點qdn的脈搏波形值成為約90mmhg。

通過以上的處理，脈搏波形成為相當于血壓波形的波形。即，波形修正部22取得相當于血壓波形的波形。另外，波形修正部22也可以針對第二修正處理后的脈搏波形，由例如利用傅里葉變換得到的功率譜所具有的特定的頻率成分重新構(gòu)成該波形，由此降低動脈內(nèi)的反射波的影響。另外，例如也可以在將該功率譜中的低頻成分減少或除去后重新構(gòu)成該波形，由此降低生物體的生理影響等。波形修正部22將相當于血壓波形的波形輸出給血壓計算部23和顯示部24。

血壓計算部23根據(jù)從波形修正部22輸出的相當于血壓波形的波形(參照圖7(b))，計算出血壓值。血壓計算部23分別計算出各時間點的血壓值，或者計算出預(yù)先設(shè)定的時間點的血壓值。另外，血壓計算部23可以在多個周期內(nèi)對血壓值進行累計處理，也可以計算出每1個周期內(nèi)作為平均血壓的血壓值。

顯示部24將從脈搏取得部21輸出的脈搏波形(參照圖3(b))、從波形修正部22輸出的相當于血壓波形的波形(參照圖7(b))、和由血壓計算部23計算出的血壓值中的至少1個顯示于例如下述的計算機20的顯示器等。顯示部24也可以顯示進行傅里葉變換后的脈搏波形或相當于血壓波形的波形。另外，既可以實時地顯示現(xiàn)在的血壓值，也可以顯示每1個周期內(nèi)的最高·最低血壓值或平均血壓值。另外，也可以由脈搏取得部21求出脈搏數(shù)，與波形或血壓值同時顯示該脈搏數(shù)。

接著，對計算機20的硬件構(gòu)成進行說明。圖8表示圖1中的計算機20的硬件構(gòu)成。如圖8所示，計算機20在物理上包括作為處理器的cpu(centralprocessingunit)101、作為存儲介質(zhì)的ram(randomaccessmemory)102或rom(readonlymemory)103、無線通信模塊104、天線105、操作模塊106、和顯示器107等。這些各構(gòu)件相互電連接。通過在cpu101、ram102等硬件上讀入血壓測定程序，在cpu101的控制下，使無線通信模塊104、天線105、操作模塊106和顯示器107等動作，并且進行ram102中的數(shù)據(jù)的讀出和寫入，從而實現(xiàn)上述計算機20的各功能。以上是本實施方式所涉及的計算機20的構(gòu)成。

接著，參照圖9和圖10的流程圖對作為本實施方式所涉及的計算機20的動作方法(在計算機20中執(zhí)行的處理)的血壓測定方法依照每個處理進行說明。首先，參照圖9的流程圖對全部的處理順序的一個例子進行說明。圖9是表示第一實施方式所涉及的血壓測定方法的流程圖。

在這種情況下，作為本處理的前提，預(yù)先在計算機20中設(shè)定舒張期血壓pmin與收縮期血壓pmax之比、和切跡點pdn的血壓值。在脈搏測量裝置10與計算機20之間建立利用無線通信的連接時，根據(jù)從脈搏測量裝置10發(fā)送的表示容積脈搏的信息，由脈搏取得部21取得基于容積脈搏的脈搏波形(s1：脈搏取得步驟)。接著，由波形修正部22對所取得的脈搏波形進行修正(s2：波形修正步驟)。由此，取得相當于血壓波形的波形。另外，關(guān)于波形修正步驟的詳細的處理順序，以后參照圖10敘述。

接著，根據(jù)修正后的脈搏波形、即相當于血壓波形的波形，由血壓計算部23計算出血壓值(s3：血壓計算步驟)。接著，由顯示部24將脈搏取得步驟s1中取得的脈搏波形、波形修正步驟s2中取得的相當于血壓波形的波形(修正后的脈搏波形)、血壓計算步驟s3中計算出的血壓值中的至少1個顯示于計算機20的顯示器107(s4：顯示步驟)。通過以上處理，血壓測定方法結(jié)束。另外，血壓測定方法也可以不包括血壓計算步驟s3和顯示步驟s4。另外，顯示步驟s4也可以在脈搏取得步驟s1與波形修正步驟s2之間進行，或者在波形修正步驟s2與血壓計算出步驟s3之間進行。

接著，參照圖10的流程圖對波形修正步驟s2的詳細的處理順序進行說明。圖10是表示圖9所示的波形修正步驟s2的詳細順序的流程圖。

波形修正步驟s2的處理開始時，由波形修正部22進行以下的步驟s21～24的處理。首先，對脈搏波形中的最低點qmin和最高點qmax進行檢測(s21)。接著，計算出最低點qmin與最高點qmax之比，根據(jù)該比對脈搏波形進行修正(s22)。具體而言，以最低點qmin與最高點qmax之比成為預(yù)先在計算機20中設(shè)定的舒張期血壓pmin與收縮期血壓pmax之比的方式，對各時間的脈搏波形值分別加上加法系數(shù)。

接著，通過進行s21～s22的處理，對修正后的脈搏波形中的dn點qdn進行檢測(s23：dn點檢測步驟)。接著，根據(jù)脈搏波形中的dn點qdn的脈搏波形值對脈搏波形進行修正(s24)。具體而言，以dn點qdn的脈搏波形值成為預(yù)先在計算機20中設(shè)定的切跡點pdn的血壓值的方式，對各時間的脈搏波形值乘以乘法系數(shù)。通過以上處理，利用波形修正部22的波形修正的處理結(jié)束，取得相當于血壓波形的波形。另外，s21和s22的處理(第一修正處理)與s23和s24的處理(第二修正處理)也可以按相反的順序進行。即，也可以針對根據(jù)dn點qdn的脈搏波形值進行修正后的脈搏波形，以修正后的脈搏波形的最低點qmin與最高點qmax之比成為規(guī)定值的方式，對修正后的脈搏波形進一步進行修正。另外，s21中的最低點qmin和最高點qmax的檢測與s23中的dn點qdn的檢測也可以在s22和s24的處理之前集中進行。

以上，根據(jù)本實施方式所涉及的計算機20和使用計算機20的血壓測定方法，在脈搏波形中，對與血壓波形中的切跡點pdn相對應(yīng)的dn點qdn進行檢測，以該dn點qdn的脈搏波形值成為規(guī)定的血壓值的方式對脈搏波形進行修正。因此，例如通過將預(yù)先測定的血壓波形中的切跡點pdn的血壓值作為基準值，以脈搏波形中的dn點qdn的脈搏波形值成為該基準值的方式對脈搏波形進行修正，能夠取得相當于血壓波形的波形。由此，能夠精度高且簡便地求出經(jīng)時變化的一系列的血壓值。

根據(jù)本實施方式，脈搏取得步驟s1中取得的脈搏波形為對容積脈搏進行時間微分后的波形。因此，在該波形中dn點qdn變得更加清晰，因而能夠容易地對dn點qdn進行檢測。

另外，在脈搏取得步驟s1中取得的脈搏波形為容積脈搏的波形的情況下，可以將切跡點pdn的血壓值作為基準值，在容積脈搏的波形中，以dn點qdn的脈搏波形值成為該基準值的方式對容積脈搏的波形進行修正。由此，根據(jù)容積脈搏的波形，能夠取得相當于血壓波形的波形，并能夠精度高且簡便地求出經(jīng)時變化的一系列的血壓值。

根據(jù)本實施方式，在血壓計算步驟s3中，根據(jù)波形修正步驟s2中取得的相當于血壓波形的波形計算出血壓值，由此能夠分別求出各時間點的血壓值。

根據(jù)本實施方式，在波形修正步驟s2中，進行基于dn點qdn的脈搏波形值的修正的脈搏波形是以預(yù)先測定的舒張期血壓pmin與收縮期血壓pmax之比作為基準值，根據(jù)脈搏波形中的最低點qmin與最高點qmax之比進行修正后的脈搏波形。因此，在該脈搏波形中dn點變得更加清晰，因而能夠容易地對dn點進行檢測，并能夠更準確地取得相當于血壓波形的波形。

另外，在s21和s22的處理(第一修正處理)與s23和s24的處理(第二修正處理)按相反的順序進行的情況下，由于也將預(yù)先測定的舒張期血壓pmin與收縮期血壓pmax之比作為基準值，以根據(jù)dn點qdn的脈搏波形值進行修正后的脈搏波形中的最低點qmin與最高點qmax之比成為該基準值的方式進行修正，因此，也能夠更準確地取得相當于血壓波形的波形。

根據(jù)本實施方式，在顯示步驟s4中，顯示脈搏取得步驟s1中取得的脈搏波形、波形修正步驟s2中進行修正而取得的相當于血壓波形的波形、和血壓計算步驟s3中計算出的血壓值中的至少1個。因此，能夠使脈搏波形、相當于血壓波形的波形、或血壓值的信息可視化，并能夠使測定者看清這些信息。

(第二實施方式)

接著，參照圖11對第二實施方式所涉及的血壓測定裝置的構(gòu)成進行說明。圖11是表示本發(fā)明的一個方面的第二實施方式所涉及的血壓測定裝置的概略構(gòu)成圖。如圖11所示，在本實施方式中，智能手機等通信終端40作為血壓測定裝置發(fā)揮功能。智能手機等通信終端包含于具有處理器和存儲介質(zhì)等的計算機。通信終端40具有與第一實施方式所涉及的計算機20相同的功能。即，通信終端40與計算機20同樣具有作為脈搏取得部21、波形修正部22、血壓計算部23和顯示部24的功能。

就通信終端40與計算機20不同的方面而言，在于通信終端40也具有作為第一實施方式所涉及的脈搏測量裝置10的功能。即，通信終端40的脈搏取得部21具有向作為被試驗者的生物體h的內(nèi)部照射光的光源(光照射裝置)16、和對從光源16照射且透過了生物體h的內(nèi)部的光進行檢測的光檢測器17。光源16例如為通信終端40的閃光燈。光檢測器17例如為通信終端40的照相機。另外，通信終端40也可以與閃光燈或照相機分開，具有脈搏測量專用的光源16和光檢測器17。另外，平板電腦等也包含于具有處理器和存儲介質(zhì)等的計算機，也可以使用平板電腦等而代替通信終端40。

在本實施方式中，脈搏取得部21在將作為被試驗者的生物體h的表面(例如手指)放置于通信終端40的光源16和光檢測器17兩者的狀態(tài)下，將來自光源16的光從生物體h的表面向內(nèi)部照射。然后，脈搏取得部21利用光檢測器17對來自生物體h的反射光進行檢測。由此，脈搏取得部21取得容積脈搏。接著，脈搏取得部21根據(jù)自己取得的容積脈搏，與第一實施方式同樣取得脈搏波形。然后，與第一實施方式同樣對該脈搏波形進行修正，由此取得相當于血壓波形的波形。由此，在本實施方式中，也能夠精度高且簡便地求出經(jīng)時變化的一系列的血壓值。

另外，根據(jù)本實施方式，通信終端40的脈搏取得部21具有光源16和光檢測器17。因此，通過利用脈搏取得部21中的光檢測器17對從脈搏取得部21中的光源16照射且透過了生物體h的內(nèi)部的光進行檢測，能夠不與作為血壓測定裝置的通信終端40另外設(shè)置脈搏測量裝置10而能夠容易地取得脈搏波形。

以上，對本發(fā)明的一個方面的各種實施方式進行了說明，但本發(fā)明的一個方面并不限定于上述實施方式，在不改變各權(quán)利要求所記載的要旨的范圍內(nèi)可以進行變形，或者應(yīng)用于其他方面。

例如如圖12所示的變形例那樣，也可以使用將測量器和探測器一體化的脈搏測量裝置10a而代替上述第一實施方式所涉及的脈搏測量裝置10。脈搏測量裝置10a安裝于生物體h的表面，例如具有通信部13、處理部14、電源部15、光源16和光檢測器17。在該變形例所涉及的血壓測定裝置中，也能夠與上述實施方式同樣精度高且簡便地求出經(jīng)時變化的一系列的血壓值。

另外，在上述實施方式中，將計算機20作為血壓測定裝置，但也可以將包含脈搏測量裝置10、10a的構(gòu)成作為血壓測定裝置。另外，作為被試驗者的生物體h的表面可以是手掌或手指以外，也可以是額或上臂、頭、耳垂等。

在上述方式所涉及的血壓測定方法中，時間波形也可以為容積脈搏的波形。在這種情況下，可以將重搏切跡點的血壓值作為基準值，在容積脈搏的波形中，以dn點的時間波形值成為該基準值的方式對容積脈搏的波形進行修正。由此，根據(jù)容積脈搏的波形，能夠取得相當于血壓波形的波形，并能夠精度高且簡便地求出經(jīng)時變化的一系列的血壓值。

在上述方式所涉及的血壓測定方法中，時間波形也可以為對容積脈搏進行時間微分后的波形。在這種情況下，在對容積脈搏進行時間微分后的波形中，dn點變得更加清晰，因此，能夠容易地對dn點進行檢測。

在上述方式所涉及的血壓測定方法中，時間波形也可以是相對于作為容積脈搏的波形或?qū)θ莘e脈搏進行時間微分后的波形的容積脈搏波形，以該容積脈搏波形的最低點與最高點之比成為規(guī)定值的方式，進行修正后的波形。在這種情況下，在該容積脈搏波形中，dn點變得更加清晰，能夠容易地對dn點進行檢測。

在上述方式所涉及的血壓測定方法中，也可以在波形修正步驟中，相對于修正后的時間波形，以修正后的時間波形的最低點與最高點之比成為規(guī)定值的方式，對修正后的時間波形進一步進行修正。在這種情況下，例如可以將預(yù)先測定的舒張期血壓與收縮期血壓之比作為基準值，以根據(jù)dn點進行修正后的時間波形中的最低點與最高點之比成為該基準值的方式，對修正后的時間波形進一步進行修正。由此，能夠更準確地取得相當于血壓波形的波形。

在上述方式所涉及的血壓測定方法中，也可以還包括根據(jù)修正后的時間波形，計算血壓值的血壓計算步驟。在這種情況下，在波形修正步驟中修正后的時間波形相當于血壓波形，因此，通過計算出基于相當于該血壓波形的波形的血壓值，能夠分別求出各時間點的血壓值。

在上述方式所涉及的血壓測定方法中，也可以還包括顯示時間波形、修正后的時間波形和血壓值中的至少1個的顯示步驟。在這種情況下，能夠使時間波形、修正后的時間波形、或血壓值的信息可視化，并能夠使測定者看清這些信息。

在上述方式所涉及的血壓測定裝置中，時間波形也可以為容積脈搏的波形。

在上述方式所涉及的血壓測定裝置中，時間波形也可以為對容積脈搏進行時間微分后的波形。

在上述方式所涉及的血壓測定裝置中，時間波形也可以是相對于作為容積脈搏的波形或?qū)θ莘e脈搏進行時間微分后的波形的容積脈搏波形，以該容積脈搏波形的最低點與最高點之比成為規(guī)定值的方式，進行修正后的波形。

在上述方式所涉及的血壓測定裝置中，波形修正部也可以相對于修正后的時間波形，以修正后的時間波形的最低點與最高點之比成為規(guī)定值的方式，對修正后的時間波形進一步進行修正。

在上述方式所涉及的血壓測定裝置中，也可以還具有根據(jù)修正后的時間波形，計算血壓值的血壓計算部。

在上述方式所涉及的血壓測定裝置中，也可以還具有顯示時間波形、修正后的時間波形和血壓值中的至少1個的顯示部。

另外，在本發(fā)明的其他方式所涉及的血壓測定裝置中，脈搏取得部也可以具有向生物體的內(nèi)部照射光的照射裝置、和對透過了生物體的內(nèi)部的光進行檢測的光檢測器。在這種情況下，通過利用脈搏取得部中的光檢測器對從脈搏取得部中的照射裝置照射且透過了生物體的內(nèi)部的光進行檢測，能夠不與血壓測定裝置另外設(shè)置脈搏測量裝置而能夠容易地取得時間波形。

另外，例如也可以通過在計算機20中對脈搏波形進行傅里葉變換而生成脈搏波形譜，根據(jù)該脈搏波形譜計算出與被試驗者的血壓波形中的舒張期血壓pmin和收縮期血壓pmax的比相對應(yīng)的最高最低血壓比ptmax:ptmin。詳細而言，根據(jù)脈搏波形譜p’f中與被試驗者的脈搏相對應(yīng)的頻率以上的脈搏波形譜p’f，計算出被試驗者的最高最低血壓比ptmax:ptmin。更具體而言，根據(jù)下述的數(shù)學式(1)計算出最高最低血壓比ptmax:ptmin。其中，數(shù)學式(1)表示本發(fā)明人反復(fù)精心研究，結(jié)果新發(fā)現(xiàn)的統(tǒng)計學上有效的對應(yīng)關(guān)系。關(guān)于該對應(yīng)關(guān)系和數(shù)學式(1)的詳細情況，以后敘述。另外，脈搏波形譜也可以由根據(jù)dn點qdn的脈搏波形值進行修正后的脈搏波形生成。

[數(shù)1]

其中，在數(shù)學式(1)中，n表示正的整數(shù)，f1表示與脈搏相對應(yīng)的頻率，fn表示與脈搏相對應(yīng)的頻率的n倍的頻率。

以下，將脈搏波形譜p’f中的與脈搏相對應(yīng)的頻率f1的波作為1倍波，將1倍波的頻率f1的n倍的頻率fn的波作為n倍波。所謂與脈搏相對應(yīng)的頻率f1，是與人體能夠取得的脈搏相對應(yīng)的頻率范圍，例如為0.5hz～3.7hz左右。另外，與脈搏相對應(yīng)的頻率f1因生物體的持續(xù)搖晃而在與人體能夠取得的脈搏相對應(yīng)的頻率范圍(0.5hz～3.7hz左右)內(nèi)發(fā)生變動，隨之頻率fn也發(fā)生變動。在上述數(shù)學式(1)中，p’f(f1)表示1倍波的譜強度，p’f(fn)表示n倍波的譜強度。所謂1倍波的譜強度，例如是1倍波的譜強度的峰值，所謂n倍波的譜強度，例如是n倍波的譜強度的峰值。

通過根據(jù)上述數(shù)學式計算出脈搏波形譜p'f中的1倍波以上的譜強度的各峰值的和與脈搏波形譜p'f中的1倍波的譜強度的峰值之比，計算出最高最低血壓比ptmax:ptmin。利用上述數(shù)學式(1)計算出最高最低血壓比ptmax:ptmin時，例如可以為n＝3。即，也可以至少使用從1倍波至3倍波的譜強度的峰值。另外，也可以為n＝6。即，也可以使用從1倍波至6倍波的譜強度的峰值。另外，更具體而言，在脈搏波形譜p’f中，高于30hz的頻率的成分為噪聲，因此，為了連這樣的噪聲都不反映在計算結(jié)果中，可以使用30hz以下的譜強度的峰值，也可以優(yōu)選使用20hz以下的譜強度的峰值。

另外，也可以根據(jù)1倍波組以上的各相對血壓波形譜的強度之和，計算出最高最低血壓比ptmax:ptmin。具體而言，也可以根據(jù)下述的數(shù)學式(2)計算出最高最低血壓比ptmax:ptmin。其中，數(shù)學式(2)表示本發(fā)明人反復(fù)精心研究，結(jié)果新發(fā)現(xiàn)的統(tǒng)計學上有效的對應(yīng)關(guān)系。關(guān)于該對應(yīng)關(guān)系和數(shù)學式(2)的詳細情況，以后敘述。

[數(shù)2]

其中，在數(shù)學式(2)中，n表示正的整數(shù)，f1表示與脈搏相對應(yīng)的頻率，fn表示與脈搏相對應(yīng)的頻率的n倍的頻率。

以下，將包含與脈搏相對應(yīng)的頻率f1并且與脈搏相對應(yīng)的頻率f1的規(guī)定的范圍的頻率的波組作為1倍波組。更具體而言，所謂1倍波組，例如是以1倍波的譜強度的峰值為中心的規(guī)定的有效寬度的范圍的譜。所謂1倍波組的譜強度，例如是規(guī)定的有效寬度中的譜強度的積分值。另外，將包含與脈搏相對應(yīng)的頻率f1的n倍的頻率fn并且n倍的頻率fn的規(guī)定的范圍的頻率的波組作為n倍波組。更具體而言，所謂n倍波組，例如是以n倍波的譜強度的峰值為中心的規(guī)定的有效寬度的范圍的譜。所謂n倍波組的譜強度，例如是規(guī)定的有效寬度中的譜強度的積分值。另外，關(guān)于規(guī)定的有效寬度的具體例，參照圖18以后敘述。

通過根據(jù)上述數(shù)學式(2)計算出脈搏波形譜p'f中的1倍波組以上的譜強度的各峰值的和與脈搏波形譜p'f中的1倍波組的譜強度的峰值之比，也可以計算出最高最低血壓比ptmax:ptmin。在上述的數(shù)學式(2)中，可以為n＝3。即，也可以至少使用從1倍波組至3倍波組的譜強度的積分值。另外，也可以為n＝6。即，也可以使用從1倍波組至6倍波組的譜強度的積分值。另外，更具體而言，在脈搏波形譜p’f中，高于30hz的頻率的成分為噪聲，因此，為了連這樣的噪聲都不反映在計算結(jié)果中，可以使用30hz以下的譜強度的積分值，也可以優(yōu)選使用20hz以下的譜強度的積分值。

接著，對本發(fā)明人發(fā)現(xiàn)的上述的數(shù)學式(1)所示的對應(yīng)關(guān)系進行詳細說明。

圖13是表示利用有創(chuàng)式導管血壓計測量的血壓波形的圖表。圖13的橫軸表示時間[s]，圖13的縱軸表示血壓[mmhg]。在圖13所示的圖表中，最高血壓值ptmax表示約130mmhg，最低血壓值ptmin表示約70mmhg。因此，最高血壓值ptmax與最低血壓值ptmin之比、即最高最低血壓比為約1.86。血壓波形主要由與脈搏相對應(yīng)的頻率f1的1倍波(主波)和大于其頻率f1的頻率fn的n倍波構(gòu)成，若對圖13所示的血壓波形進行傅里葉變換，則得到圖14所示那樣的功率譜。

圖14是表示對圖13所示的血壓波形進行傅里葉變換而得到的功率譜的圖表。利用1倍波的譜強度對該功率譜進行標準化，圖14的橫軸表示頻率[hz]，圖14的縱軸表示譜強度。本發(fā)明人們反復(fù)精心研究，結(jié)果新發(fā)現(xiàn)了，在圖14所示的功率譜中，1倍波以上的n倍波的譜強度的和與1倍波的譜強度之比(以下，也稱為“基于譜強度的比”)和由圖13所示的血壓波形得到的最高最低血壓比大致相等。具體而言，在圖14所示的功率譜中，1倍波以上的n倍波的譜強度之和為1.00+0.49+0.20+0.16＝1.85。因此，1倍波以上的n倍波的譜強度的和與1倍波的譜強度之比為1.85，和作為真正的血壓波形中的最高血壓值ptmax與最低血壓值ptmin之比的約1.86大致相等。該對應(yīng)關(guān)系可以由上述的數(shù)學式(1)表示。

本發(fā)明人們通過以下的實驗，確認上述的數(shù)學式(1)所示的對應(yīng)關(guān)系在統(tǒng)計學上是有效的。本發(fā)明人們在針對食蟹猴將有創(chuàng)式血壓計設(shè)置于腿動脈的狀態(tài)下，一邊將濃度不同的異氟烷麻醉藥投與食蟹猴而使血壓發(fā)生變動，一邊繼續(xù)測定表示食蟹猴的血壓變動的血壓波形。圖15表示因麻醉藥而導致的食蟹猴的血壓變動。圖15的橫軸表示時間，圖15的縱軸表示血壓。

然后，在所測定的血壓波形中提取不同時間段的多個數(shù)據(jù)，如圖16的圖表所示繪制由所提取的數(shù)據(jù)求出的最高血壓和最低血壓的比與基于對血壓波形進行傅里葉變換而取得的譜強度的比的關(guān)系，從而明確它們的相關(guān)性關(guān)系。圖16的橫軸表示通過對食蟹猴進行的實驗求出的最高最低血壓比，圖16的縱軸表示基于對血壓波形進行傅里葉變換而取得的譜強度的比。如圖16所示，可以確認基于對血壓波形進行傅里葉變換而取得的譜強度的比收斂于通過對食蟹猴進行的實驗求出的最高血壓與最低血壓之比的±5％的范圍內(nèi)。

以上，顯示了上述數(shù)學式(1)所示的對應(yīng)關(guān)系在統(tǒng)計學上是有效的。

其中，上述的數(shù)學式(1)所示的關(guān)聯(lián)性的精度依賴于傅里葉變換的頻率分辨率。考慮1次脈搏時，理想上不存在與脈搏相對應(yīng)的頻率的整數(shù)倍以外的頻率的波。然而，在考慮多次脈搏的情況下，因生物體搖晃而包含與脈搏相對應(yīng)的頻率的整數(shù)倍以外的頻率的波。

傅里葉變換的頻率分辨率在原理上依賴于變換前的時間波形的長度，但實際上測定的時間波形為有限的長度，因此，無法按頻率將時間波形的譜完全分離。在各整數(shù)倍波的譜中，包含其周圍的整數(shù)倍以外的波的譜。頻率分辨率越高，越可以除去整數(shù)倍以外的波，上述的數(shù)學式(1)所示的關(guān)聯(lián)性的精度提高。相反地，頻率分辨率越低，越受到整數(shù)倍以外的波的影響，精度下降。另外，雖然因傅里葉變換的頻率分辨率而存在精度的差異，但可以在統(tǒng)計學上有效地保持上述的數(shù)學式(1)所示的對應(yīng)關(guān)系。

圖17是表示因生物體搖晃而導致的血壓波形的功率譜的擴大的圖表。圖17的橫軸表示頻率[hz]，圖17的縱軸表示譜強度。圖17的圖表10a表示忽略生物體搖晃的理想的血壓波形的功率譜，圖17的圖表10b表示因生物體搖晃而包含整數(shù)倍以外的波的血壓波形的功率譜。表示因生物體搖晃而包含整數(shù)倍以外的波的血壓波形的功率譜的圖表10b與表示忽略生物體搖晃的理想的血壓波形的功率譜的圖表10a相比，各峰的頂部的寬度變大。

本發(fā)明人們發(fā)現(xiàn)了，在如此因生物體搖晃而包含整數(shù)倍以外的波的血壓波形的功率譜中，1倍波組以上的n倍波組的各譜強度的和與1倍波組的譜強度之比和最高血壓值ptmax與最低血壓值ptmin之比大致相等。即，發(fā)現(xiàn)了上述的數(shù)學式(2)所示的對應(yīng)關(guān)系成立。

通過上述的數(shù)學式(2)所示的對應(yīng)關(guān)系成立，如上所述，能夠由包含各峰值的規(guī)定的有效寬度中的譜強度的積分值求出最高最低血壓比。其中，所謂規(guī)定的有效寬度，例如圖18(a)所示，可以是作為n倍波的譜強度的峰值的半值的頻率寬度w1，例如圖18(b)所示，也可以是在相鄰的n倍波的頻率間的中心劃分的頻率寬度w2。另外，也可以考慮血壓比計算裝置的儀器特性或生物體搖晃等，適當設(shè)定最優(yōu)的頻率分辨率或譜組的有效寬度。

另外，本發(fā)明的一個方式所涉及的血壓測定程序具有主模塊、脈搏取得模塊、dn點檢測模塊、和波形修正模塊。

主模塊是對血壓測定處理進行統(tǒng)一控制的部分。脈搏取得模塊是進行脈搏取得處理的部分。通過執(zhí)行脈搏取得模塊而實現(xiàn)的功能與上述的計算機20的脈搏取得部21的功能相同。dn點檢測模塊是進行dn點檢測處理的部分，波形修正模塊是進行波形修正處理的部分。通過執(zhí)行dn點檢測模塊和波形修正模塊而實現(xiàn)的功能與上述的計算機20的波形修正部22的功能相同。

血壓測定程序例如由cd－rom、dvd或rom等的存儲介質(zhì)或者半導體存儲器提供。另外，血壓測定程序也可以作為與載波重疊的計算機數(shù)據(jù)信號，通過網(wǎng)絡(luò)提供。

另外，本發(fā)明的一個方式是用于在計算機中執(zhí)行取得血壓的時間變化的血壓測定的程序，可以將計算機作為取得基于容積脈搏的時間波形的脈搏取得部，在時間波形中檢測與表示血壓的時間變化的血壓波形中的重搏切跡點相對應(yīng)的dn點的dn點檢測部，以dn點的時間波形值成為規(guī)定的血壓值的方式對時間波形進行修正，取得血壓的時間變化的波形修正部而發(fā)揮功能。

產(chǎn)業(yè)上的可利用性

本發(fā)明的一個方面將血壓測定方法、血壓測定裝置、血壓測定程序和存儲該程序的存儲介質(zhì)作為使用方式，能夠精度高且簡便地求出經(jīng)時變化的一系列的血壓值。

符號的說明

16…光源(光照射裝置)；17…光檢測器；20…計算機(血壓測定裝置)；21…脈搏取得部；22…波形修正部；23…血壓計算部；40…通信終端(血壓測定裝置)；s1…脈搏取得步驟；s2…波形修正步驟；s23…dn點檢測步驟；s3…血壓計算步驟；s4…顯示步驟；pmin…舒張期血壓；pmax…收縮期血壓；pdn…重搏切跡點；qmin…最低點；qmax…最高點；qdn…dn點；h…生物體。