血压测定方法、血压测定装置、血压测定程序和存储该程序的存储介质与流程

本发明的一个方面涉及血压测定方法、血压测定装置、血压测定程序和存储该程序的存储介质。

背景技术：

目前，作为减轻被试验者的负担的非侵害的血压测定方法，已知有通过解析脉搏而求出血压值的方法。例如，在专利文献1所记载的血压测定方法中，求出对容积脉搏进行二阶微分后的加速度脉搏，根据加速度脉搏中的两个特征点彼此的时间间隔，推算舒张期血压的值。另外，例如在专利文献2所记载的血压测定方法中，由容积脉搏、对容积脉搏进行一阶微分后的速度脉搏和对容积脉搏进行二阶微分后的加速度脉搏的各个的波形，运算与血压关联的各种特征量，根据运算后的各种特征量，运算舒张期血压或收缩期血压的值。

作为非侵害的血压测定方法，也已知有不仅求出规定时期中的血压值，而且求出经时变化的一系列的血压值的方法。例如，在专利文献3所记载的血压测定方法中，进行红外光向体内的波传输，取得来自体内的反射波的频率，进行基于该频率的校准，由此测定血压。具体而言，该校准通过使来自体内的反射波的频率的最大频率和最小频率与预先利用袖带压迫法等测定的最高血压(收缩期血压)和最低血压(舒张期血压)相对应，作为与频率相关的一次函数对血压值进行近似而进行。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：日本特开2006－6897号公报

专利文献2：日本特开平11－155826号公报

专利文献3：日本特开2001－187032号公报

技术实现要素：

发明所要解决的课题

在上述专利文献1和2所记载的血压测定方法中，只能测定舒张期血压或收缩期血压这样的规定时期中的血压值，无法求出经时变化的一系列的血压值。

在上述专利文献3所记载的血压测定方法中，虽然可以通过校准求出经时变化的一系列的血压值，但根据被试验者的运动状态(例如安静时、运动后等)，来自体内的反射波的频率会产生差异，因此，必须对被试验者的每种运动状态进行校准，从而是繁琐的。

本发明的一个方面的课题在于，提供一种能够精度高且简便地求出经时变化的一系列的血压值的血压测定方法和血压测定装置。

解决课题的技术手段

为了解决上述课题，本发明人等精心研究，结果新发现了以下的事实。

基于容积脉搏的时间波形能够作为与表示血压的时间变化的血压波形相似的波形而取得，在基于容积脉搏的时间波形中，出现与血压波形中的重搏切迹(dicroticnotch)点相对应的dn点。所谓血压波形中的重搏切迹点，是由于因血流量的减少而使心脏的动脉瓣关闭所产生的血压的变化点，该变化点的血压值不依赖于被试验者的运动状态而大致一定。因此，本发明人等发现了，通过将血压波形中的重搏切迹点的血压值作为基准值，以时间波形中的dn点的时间波形值成为该基准值的方式对时间波形进行修正，能够取得相当于血压波形的波形。

根据上述事实，本发明的一个方式是一种取得血压的时间变化的方法，其包括：取得基于容积脉搏的时间波形的脉搏取得步骤；在时间波形中，检测与表示血压的时间变化的血压波形中的重搏切迹点相对应的dn点的dn点检测步骤；和以dn点的时间波形值成为规定的血压值的方式对时间波形进行修正，取得血压的时间变化的波形修正步骤。

在上述方式所涉及的血压测定方法中，在时间波形中，检测与血压波形中的重搏切迹点相对应的dn点，以该dn点的时间波形值成为规定的血压值的方式对时间波形进行修正。因此，例如通过将预先测定的血压波形中的重搏切迹点的血压值作为基准值，以时间波形中的dn点的时间波形值成为该基准值的方式对时间波形进行修正，能够取得相当于血压波形的波形。由此，能够精度高且简便地求出经时变化的一系列的血压值。

本发明的其他方式是一种取得血压的时间变化的装置，其具有：脉搏取得部，其取得基于容积脉搏的时间波形；和波形修正部，其在时间波形中，检测与表示血压的时间变化的血压波形中的重搏切迹点相对应的dn点，以dn点的时间波形值成为规定的血压值的方式对时间波形进行修正，取得血压的时间变化。

另外，本发明的其他方式是一种用于在计算机中执行取得血压的时间变化的血压测定的程序，其包括：取得基于容积脉搏的时间波形的脉搏取得处理；在时间波形中，检测与表示血压的时间变化的血压波形中的重搏切迹点相对应的dn点的dn点检测处理；和以dn点的时间波形值成为规定的血压值的方式对时间波形进行修正，取得血压的时间变化的波形修正处理。另外，本发明的其他方式是一种存储该血压测定程序的计算机可读取的存储介质。

在以上的血压测定装置、血压测定程序和存储介质中，发挥与上述的血压测定方法相同的作用和效果。

发明的效果

根据本发明的一个方面，可以提供能够精度高且简便地求出经时变化的一系列的血压值的血压测定方法、血压测定装置、血压测定程序和存储该程序的存储介质。

附图说明

图1是表示具有作为本发明的一个方面的第一实施方式所涉及的血压测定装置的计算机的血压测定系统的概略构成图。

图2是图1中的计算机的功能方块图。

图3是对利用脉搏取得部取得脉搏波形的方法进行说明的图。

图4是对血压波形与脉搏波形的对应关系进行说明的图。

图5是将主动脉瓣在物理上进行模型化的概念图。

图6是对利用波形修正部进行的脉搏波形的修正方法中的第一修正处理进行说明的图。

图7是对利用波形修正部进行的脉搏波形的修正方法中的第二修正处理进行说明的图。

图8是图1中的计算机的硬件构成图。

图9是表示第一实施方式所涉及的血压测定方法的流程图。

图10是表示图9所示的波形修正步骤的详细顺序的流程图。

图11是表示本发明的一个方面的第二实施方式所涉及的血压测定装置的概略构成图。

图12是表示变形例所涉及的血压测定系统的概略构成图。

图13是表示利用有创式导管血压计测量的血压波形的图表。

图14是表示图13所示的血压波形的功率谱(powerspectrum)的图表。

图15是表示因麻醉药而导致的食蟹猴的血压变动的图表。

图16是表示最高最低血压比与基于血压波形的谱(spectrum)强度的比的相关性的图表。

图17是表示因生物体摇晃而导致的血压波形的功率谱的扩大的图表。

图18是表示图17所示的功率谱的谱强度的有效宽度的图。

具体实施方式

以下，参照附图，对本发明的一个方面的实施方式进行详细的说明。其中，在说明中，对相同元件或具有相同功能的元件使用相同符号，并省略重复的说明。

(第一实施方式)

图1是表示具有本发明的一个方面的第一实施方式所涉及的血压测定装置的血压测定系统的概略构成图。如图1所示，血压测定系统1具有脉搏测量装置10和计算机20(血压测定装置)。

脉搏测量装置10例如使用称为所谓nirs(nearinfra-redspectroscopy)的近红外分光法，测量作为被试验者(测定血压的对象)的生物体的容积脉搏。所谓容积脉搏，是从生物体的表面测量在生物体的规定位置发生的血流量的经时变化并作为波形而捕捉的。脉搏测量装置10具有探测器11和测量部12。探测器11安装于作为被试验者的生物体h的表面(在本实施方式中，手掌)。探测器11具有光源和光检测器，将来自光源的近红外光从生物体h的表面向内部照射，并且利用光检测器对来自生物体h的内部的反射光进行检测。由此，求出光通过了生物体h的内部时的吸光度。该吸光度根据生物体h的安装了探测器11的位置上的血流量而发生变化，因此，该吸光度的经时变化相当于容积脉搏。作为血流内吸收光的成分，例如可以列举红细胞、或红细胞所含的血红蛋白、水分等。探测器11将表示检测到的吸光度的信号输出给测量部12。

测量部12通过缆线32与探测器11连接，对探测器11进行控制。测量部12接收表示探测器11中检测到的吸光度的信号，经时地测量该吸光度。由此，测量部12测量容积脉搏。测量部12利用无线通信即时地或每隔规定间隔地将表示所测量的容积脉搏的信息发送给计算机20。另外，测量部12也可以通过电缆等利用有线通信将该信息发送给计算机20。

计算机20接收从测量部12发送的表示容积脉搏的信息，根据所接收的该信息，对容积脉搏进行下述的波形的修正处理。然后，其结果，计算机20取得相当于表示血压的时间变化的血压波形的波形。以下，对计算机20的各功能进行详细说明。

图2是图1中的计算机20的功能方块图。如图2所示，计算机20具有脉搏取得部21、波形修正部22、血压计算部23和显示部24。

脉搏取得部21根据从上述的脉搏测量装置10发送的表示容积脉搏的信息，取得基于容积脉搏的时间波形。基于容积脉搏的时间波形是作为容积脉搏的波形或对容积脉搏进行时间微分后的波形的容积脉搏波形。即，该时间波形可以是容积脉搏的波形其本身，也可以是对容积脉搏进行时间微分后的波形。另外，容积脉搏的时间微分可以进行多次。在以下的说明中，将对容积脉搏以时间进行一阶微分后的波形作为基于容积脉搏的时间波形，单单称为“脉搏波形”。另外，将时间波形的任意点的时间波形值(波形强度值)单单称为“脉搏波形值”。

在此，参照图3，对通过对容积脉搏以时间进行一阶微分而取得脉搏波形的方法进行说明。图3(a)是表示由脉搏测量装置10测量的容积脉搏的图表，横轴表示时间，纵轴表示容积脉搏的波形强度。图3(b)是表示脉搏波形的图表，横轴表示时间，纵轴表示脉搏波形的波形强度。如图3所示，容积脉搏和脉搏波形具有依赖于表示血压的时间变化的血压波形(参照图4(b))的形状。特别是图3(b)所示的脉搏波形具有与表示血压的时间变化的血压波形非常相似的形状。关于该血压波形与脉搏波形的详细对应关系，以后在波形修正部22的说明中叙述。脉搏取得部21将所取得的脉搏波形输出给波形修正部22和显示部24。

波形修正部22进行从脉搏取得部21输出的脉搏波形的修正。具体而言，波形修正部22根据表示血压的时间变化的血压波形与脉搏波形的对应关系，以血压波形中的重搏切迹点作为基准，进行脉搏波形的修正。所谓血压波形中的重搏切迹点，是由于因血流量的减少而使主动脉瓣关闭所产生的血压的变化点。以下，将重搏切迹点单单称为“切迹点”，参照图4和图5对该切迹点进行详细说明。

首先，参照图4对血压波形与脉搏波形的对应关系进行说明。图4(a)是表示血压波形的图表，横轴表示时间，纵轴表示血压。图4(b)是表示脉搏波形的图表，横轴表示时间，纵轴表示脉搏波形的波形强度。

如图4所示，血压波形与脉搏波形具有相互非常相似的形状。如图4(a)所示，血压波形具有在舒张期成为最低的舒张期血压pmin、在收缩期成为最高的收缩期血压pmax、和作为由于主动脉瓣的关闭所产生的变化点的切迹点pdn。与之相对应，如图4(b)所示，脉搏波形具有与舒张期血压pmin相对应的最低点qmin、与收缩期血压pmax相对应的最高点qmax、和与切迹点pdn相对应的dn点qdn。这样，血压波形和脉搏波形相互的形状存在对应关系，脉搏波形的形状依赖于血压波形的形状。

接着，参照图5对血压波形中的切迹点pdn的物理意义进行说明。图5是将主动脉瓣在物理上进行模型化的概念图。如图5所示，将主动脉瓣v作为施加规定的初始负荷的具有旋转弹簧的阀在物理上进行模型化。主动脉瓣v位于从心脏的左心室向主动脉的血液的流出通路a中。血流量充分多时，主动脉瓣v因血流而打开。若血流量变成规定的初始负荷以下，则主动脉瓣v关闭，由此在血压波形中产生切迹点pdn。因此，瓣关闭的瞬间的血压值只依赖于规定的初始负荷的大小。因此，切迹点pdn的血压值不依赖于被试验者的运动状态，可以假定为对每个被试验者都是大致一定的值。

根据上述假定，波形修正部22例如将预先测定的切迹点pdn的血压值作为基准值，以脉搏波形中的dn点qdn的脉搏波形值成为该基准值的方式对脉搏波形进行修正。具体而言，波形修正部22进行如下的包括第一修正处理和第二修正处理的脉搏波形的修正。以下，参照图6和图7对利用波形修正部22进行的脉搏波形的修正方法进行详细叙述。

首先，参照图6对第一修正处理进行说明。图6(a)是表示第一修正处理前的脉搏波形的图表，横轴表示时间，纵轴表示波形强度。图6(b)是表示第一修正处理后的脉搏波形的图表，横轴表示时间，纵轴表示波形强度。

在第一修正处理中，波形修正部22对由脉搏取得部21取得的脉搏波形中的最低点qmin和最高点qmax进行检测。然后，波形修正部22计算出所检测到的最低点qmin与最高点qmax之比，以该比成为规定值的方式，对由脉搏取得部21取得的脉搏波形加上加法系数。关于此处所谓的规定值，例如根据预先计算出或测定的被试验者的血压波形中的舒张期血压pmin与收缩期血压pmax之比，预先设定。另外，被试验者的血压波形中的舒张期血压pmin与收缩期血压pmax之比例如可以由预先统计的数据计算出，或者可以预先通过袖带压迫法等间接法或有创的方法等直接法进行测定，或者也可以通过对容积脉搏进行频率解析而计算出。

在图6中，表示被试验者的血压波形中的舒张期血压pmin与收缩期血压pmax之比为约1﹕1.5时的例子。在这种情况下，波形修正部22以脉搏波形中的最低点qmin与最高点qmax之比成为约1﹕1.5的方式，对脉搏波形所示的每个时间的波形强度分别加上加法系数。由此，在第一修正处理后的脉搏波形中，最低点qmin与最高点qmax之比成为约1﹕1.5。

接着，参照图7对第二修正处理进行说明。图7(a)是表示第二修正处理前的脉搏波形的图表，横轴表示时间，纵轴表示波形强度。图7(b)是第二修正处理后的脉搏波形的图表，横轴表示时间，纵轴表示波形强度。

在第二修正处理中，波形修正部22对第一修正处理后的脉搏波形中的dn点qdn进行检测。然后，波形修正部22以所检测到的dn点qdn的脉搏波形值成为规定的血压值的方式，对第一修正处理后的脉搏波形乘以乘法系数。关于此处所谓的规定的血压值，根据预先计算出或测定的被试验者的血压波形中的切迹点pdn的血压值，预先设定。另外，被试验者的血压波形中的切迹点pdn的血压值例如可以预先由统计数据计算出，或者也可以预先通过袖带压迫法等间接法或有创的方法等直接法进行测定。

在图7中，表示被试验者的血压波形中的切迹点pdn的血压值为约90mmhg时的例子。在这种情况下，波形修正部22以第一修正处理后的脉搏波形中所检测到的dn点qdn的脉搏波形值成为约90mmhg的方式，对脉搏波形所示的每个时间的一阶微分吸光度分别乘以乘法系数。由此，在第二修正处理后的脉搏波形中，dn点qdn的脉搏波形值成为约90mmhg。

通过以上的处理，脉搏波形成为相当于血压波形的波形。即，波形修正部22取得相当于血压波形的波形。另外，波形修正部22也可以针对第二修正处理后的脉搏波形，由例如利用傅里叶变换得到的功率谱所具有的特定的频率成分重新构成该波形，由此降低动脉内的反射波的影响。另外，例如也可以在将该功率谱中的低频成分减少或除去后重新构成该波形，由此降低生物体的生理影响等。波形修正部22将相当于血压波形的波形输出给血压计算部23和显示部24。

血压计算部23根据从波形修正部22输出的相当于血压波形的波形(参照图7(b))，计算出血压值。血压计算部23分别计算出各时间点的血压值，或者计算出预先设定的时间点的血压值。另外，血压计算部23可以在多个周期内对血压值进行累计处理，也可以计算出每1个周期内作为平均血压的血压值。

显示部24将从脉搏取得部21输出的脉搏波形(参照图3(b))、从波形修正部22输出的相当于血压波形的波形(参照图7(b))、和由血压计算部23计算出的血压值中的至少1个显示于例如下述的计算机20的显示器等。显示部24也可以显示进行傅里叶变换后的脉搏波形或相当于血压波形的波形。另外，既可以实时地显示现在的血压值，也可以显示每1个周期内的最高·最低血压值或平均血压值。另外，也可以由脉搏取得部21求出脉搏数，与波形或血压值同时显示该脉搏数。

接着，对计算机20的硬件构成进行说明。图8表示图1中的计算机20的硬件构成。如图8所示，计算机20在物理上包括作为处理器的cpu(centralprocessingunit)101、作为存储介质的ram(randomaccessmemory)102或rom(readonlymemory)103、无线通信模块104、天线105、操作模块106、和显示器107等。这些各构件相互电连接。通过在cpu101、ram102等硬件上读入血压测定程序，在cpu101的控制下，使无线通信模块104、天线105、操作模块106和显示器107等动作，并且进行ram102中的数据的读出和写入，从而实现上述计算机20的各功能。以上是本实施方式所涉及的计算机20的构成。

接着，参照图9和图10的流程图对作为本实施方式所涉及的计算机20的动作方法(在计算机20中执行的处理)的血压测定方法依照每个处理进行说明。首先，参照图9的流程图对全部的处理顺序的一个例子进行说明。图9是表示第一实施方式所涉及的血压测定方法的流程图。

在这种情况下，作为本处理的前提，预先在计算机20中设定舒张期血压pmin与收缩期血压pmax之比、和切迹点pdn的血压值。在脉搏测量装置10与计算机20之间建立利用无线通信的连接时，根据从脉搏测量装置10发送的表示容积脉搏的信息，由脉搏取得部21取得基于容积脉搏的脉搏波形(s1：脉搏取得步骤)。接着，由波形修正部22对所取得的脉搏波形进行修正(s2：波形修正步骤)。由此，取得相当于血压波形的波形。另外，关于波形修正步骤的详细的处理顺序，以后参照图10叙述。

接着，根据修正后的脉搏波形、即相当于血压波形的波形，由血压计算部23计算出血压值(s3：血压计算步骤)。接着，由显示部24将脉搏取得步骤s1中取得的脉搏波形、波形修正步骤s2中取得的相当于血压波形的波形(修正后的脉搏波形)、血压计算步骤s3中计算出的血压值中的至少1个显示于计算机20的显示器107(s4：显示步骤)。通过以上处理，血压测定方法结束。另外，血压测定方法也可以不包括血压计算步骤s3和显示步骤s4。另外，显示步骤s4也可以在脉搏取得步骤s1与波形修正步骤s2之间进行，或者在波形修正步骤s2与血压计算出步骤s3之间进行。

接着，参照图10的流程图对波形修正步骤s2的详细的处理顺序进行说明。图10是表示图9所示的波形修正步骤s2的详细顺序的流程图。

波形修正步骤s2的处理开始时，由波形修正部22进行以下的步骤s21～24的处理。首先，对脉搏波形中的最低点qmin和最高点qmax进行检测(s21)。接着，计算出最低点qmin与最高点qmax之比，根据该比对脉搏波形进行修正(s22)。具体而言，以最低点qmin与最高点qmax之比成为预先在计算机20中设定的舒张期血压pmin与收缩期血压pmax之比的方式，对各时间的脉搏波形值分别加上加法系数。

接着，通过进行s21～s22的处理，对修正后的脉搏波形中的dn点qdn进行检测(s23：dn点检测步骤)。接着，根据脉搏波形中的dn点qdn的脉搏波形值对脉搏波形进行修正(s24)。具体而言，以dn点qdn的脉搏波形值成为预先在计算机20中设定的切迹点pdn的血压值的方式，对各时间的脉搏波形值乘以乘法系数。通过以上处理，利用波形修正部22的波形修正的处理结束，取得相当于血压波形的波形。另外，s21和s22的处理(第一修正处理)与s23和s24的处理(第二修正处理)也可以按相反的顺序进行。即，也可以针对根据dn点qdn的脉搏波形值进行修正后的脉搏波形，以修正后的脉搏波形的最低点qmin与最高点qmax之比成为规定值的方式，对修正后的脉搏波形进一步进行修正。另外，s21中的最低点qmin和最高点qmax的检测与s23中的dn点qdn的检测也可以在s22和s24的处理之前集中进行。

以上，根据本实施方式所涉及的计算机20和使用计算机20的血压测定方法，在脉搏波形中，对与血压波形中的切迹点pdn相对应的dn点qdn进行检测，以该dn点qdn的脉搏波形值成为规定的血压值的方式对脉搏波形进行修正。因此，例如通过将预先测定的血压波形中的切迹点pdn的血压值作为基准值，以脉搏波形中的dn点qdn的脉搏波形值成为该基准值的方式对脉搏波形进行修正，能够取得相当于血压波形的波形。由此，能够精度高且简便地求出经时变化的一系列的血压值。

根据本实施方式，脉搏取得步骤s1中取得的脉搏波形为对容积脉搏进行时间微分后的波形。因此，在该波形中dn点qdn变得更加清晰，因而能够容易地对dn点qdn进行检测。

另外，在脉搏取得步骤s1中取得的脉搏波形为容积脉搏的波形的情况下，可以将切迹点pdn的血压值作为基准值，在容积脉搏的波形中，以dn点qdn的脉搏波形值成为该基准值的方式对容积脉搏的波形进行修正。由此，根据容积脉搏的波形，能够取得相当于血压波形的波形，并能够精度高且简便地求出经时变化的一系列的血压值。

根据本实施方式，在血压计算步骤s3中，根据波形修正步骤s2中取得的相当于血压波形的波形计算出血压值，由此能够分别求出各时间点的血压值。

根据本实施方式，在波形修正步骤s2中，进行基于dn点qdn的脉搏波形值的修正的脉搏波形是以预先测定的舒张期血压pmin与收缩期血压pmax之比作为基准值，根据脉搏波形中的最低点qmin与最高点qmax之比进行修正后的脉搏波形。因此，在该脉搏波形中dn点变得更加清晰，因而能够容易地对dn点进行检测，并能够更准确地取得相当于血压波形的波形。

另外，在s21和s22的处理(第一修正处理)与s23和s24的处理(第二修正处理)按相反的顺序进行的情况下，由于也将预先测定的舒张期血压pmin与收缩期血压pmax之比作为基准值，以根据dn点qdn的脉搏波形值进行修正后的脉搏波形中的最低点qmin与最高点qmax之比成为该基准值的方式进行修正，因此，也能够更准确地取得相当于血压波形的波形。

根据本实施方式，在显示步骤s4中，显示脉搏取得步骤s1中取得的脉搏波形、波形修正步骤s2中进行修正而取得的相当于血压波形的波形、和血压计算步骤s3中计算出的血压值中的至少1个。因此，能够使脉搏波形、相当于血压波形的波形、或血压值的信息可视化，并能够使测定者看清这些信息。

(第二实施方式)

接着，参照图11对第二实施方式所涉及的血压测定装置的构成进行说明。图11是表示本发明的一个方面的第二实施方式所涉及的血压测定装置的概略构成图。如图11所示，在本实施方式中，智能手机等通信终端40作为血压测定装置发挥功能。智能手机等通信终端包含于具有处理器和存储介质等的计算机。通信终端40具有与第一实施方式所涉及的计算机20相同的功能。即，通信终端40与计算机20同样具有作为脉搏取得部21、波形修正部22、血压计算部23和显示部24的功能。

就通信终端40与计算机20不同的方面而言，在于通信终端40也具有作为第一实施方式所涉及的脉搏测量装置10的功能。即，通信终端40的脉搏取得部21具有向作为被试验者的生物体h的内部照射光的光源(光照射装置)16、和对从光源16照射且透过了生物体h的内部的光进行检测的光检测器17。光源16例如为通信终端40的闪光灯。光检测器17例如为通信终端40的照相机。另外，通信终端40也可以与闪光灯或照相机分开，具有脉搏测量专用的光源16和光检测器17。另外，平板电脑等也包含于具有处理器和存储介质等的计算机，也可以使用平板电脑等而代替通信终端40。

在本实施方式中，脉搏取得部21在将作为被试验者的生物体h的表面(例如手指)放置于通信终端40的光源16和光检测器17两者的状态下，将来自光源16的光从生物体h的表面向内部照射。然后，脉搏取得部21利用光检测器17对来自生物体h的反射光进行检测。由此，脉搏取得部21取得容积脉搏。接着，脉搏取得部21根据自己取得的容积脉搏，与第一实施方式同样取得脉搏波形。然后，与第一实施方式同样对该脉搏波形进行修正，由此取得相当于血压波形的波形。由此，在本实施方式中，也能够精度高且简便地求出经时变化的一系列的血压值。

另外，根据本实施方式，通信终端40的脉搏取得部21具有光源16和光检测器17。因此，通过利用脉搏取得部21中的光检测器17对从脉搏取得部21中的光源16照射且透过了生物体h的内部的光进行检测，能够不与作为血压测定装置的通信终端40另外设置脉搏测量装置10而能够容易地取得脉搏波形。

以上，对本发明的一个方面的各种实施方式进行了说明，但本发明的一个方面并不限定于上述实施方式，在不改变各权利要求所记载的要旨的范围内可以进行变形，或者应用于其他方面。

例如如图12所示的变形例那样，也可以使用将测量器和探测器一体化的脉搏测量装置10a而代替上述第一实施方式所涉及的脉搏测量装置10。脉搏测量装置10a安装于生物体h的表面，例如具有通信部13、处理部14、电源部15、光源16和光检测器17。在该变形例所涉及的血压测定装置中，也能够与上述实施方式同样精度高且简便地求出经时变化的一系列的血压值。

另外，在上述实施方式中，将计算机20作为血压测定装置，但也可以将包含脉搏测量装置10、10a的构成作为血压测定装置。另外，作为被试验者的生物体h的表面可以是手掌或手指以外，也可以是额或上臂、头、耳垂等。

在上述方式所涉及的血压测定方法中，时间波形也可以为容积脉搏的波形。在这种情况下，可以将重搏切迹点的血压值作为基准值，在容积脉搏的波形中，以dn点的时间波形值成为该基准值的方式对容积脉搏的波形进行修正。由此，根据容积脉搏的波形，能够取得相当于血压波形的波形，并能够精度高且简便地求出经时变化的一系列的血压值。

在上述方式所涉及的血压测定方法中，时间波形也可以为对容积脉搏进行时间微分后的波形。在这种情况下，在对容积脉搏进行时间微分后的波形中，dn点变得更加清晰，因此，能够容易地对dn点进行检测。

在上述方式所涉及的血压测定方法中，时间波形也可以是相对于作为容积脉搏的波形或对容积脉搏进行时间微分后的波形的容积脉搏波形，以该容积脉搏波形的最低点与最高点之比成为规定值的方式，进行修正后的波形。在这种情况下，在该容积脉搏波形中，dn点变得更加清晰，能够容易地对dn点进行检测。

在上述方式所涉及的血压测定方法中，也可以在波形修正步骤中，相对于修正后的时间波形，以修正后的时间波形的最低点与最高点之比成为规定值的方式，对修正后的时间波形进一步进行修正。在这种情况下，例如可以将预先测定的舒张期血压与收缩期血压之比作为基准值，以根据dn点进行修正后的时间波形中的最低点与最高点之比成为该基准值的方式，对修正后的时间波形进一步进行修正。由此，能够更准确地取得相当于血压波形的波形。

在上述方式所涉及的血压测定方法中，也可以还包括根据修正后的时间波形，计算血压值的血压计算步骤。在这种情况下，在波形修正步骤中修正后的时间波形相当于血压波形，因此，通过计算出基于相当于该血压波形的波形的血压值，能够分别求出各时间点的血压值。

在上述方式所涉及的血压测定方法中，也可以还包括显示时间波形、修正后的时间波形和血压值中的至少1个的显示步骤。在这种情况下，能够使时间波形、修正后的时间波形、或血压值的信息可视化，并能够使测定者看清这些信息。

在上述方式所涉及的血压测定装置中，时间波形也可以为容积脉搏的波形。

在上述方式所涉及的血压测定装置中，时间波形也可以为对容积脉搏进行时间微分后的波形。

在上述方式所涉及的血压测定装置中，时间波形也可以是相对于作为容积脉搏的波形或对容积脉搏进行时间微分后的波形的容积脉搏波形，以该容积脉搏波形的最低点与最高点之比成为规定值的方式，进行修正后的波形。

在上述方式所涉及的血压测定装置中，波形修正部也可以相对于修正后的时间波形，以修正后的时间波形的最低点与最高点之比成为规定值的方式，对修正后的时间波形进一步进行修正。

在上述方式所涉及的血压测定装置中，也可以还具有根据修正后的时间波形，计算血压值的血压计算部。

在上述方式所涉及的血压测定装置中，也可以还具有显示时间波形、修正后的时间波形和血压值中的至少1个的显示部。

另外，在本发明的其他方式所涉及的血压测定装置中，脉搏取得部也可以具有向生物体的内部照射光的照射装置、和对透过了生物体的内部的光进行检测的光检测器。在这种情况下，通过利用脉搏取得部中的光检测器对从脉搏取得部中的照射装置照射且透过了生物体的内部的光进行检测，能够不与血压测定装置另外设置脉搏测量装置而能够容易地取得时间波形。

另外，例如也可以通过在计算机20中对脉搏波形进行傅里叶变换而生成脉搏波形谱，根据该脉搏波形谱计算出与被试验者的血压波形中的舒张期血压pmin和收缩期血压pmax的比相对应的最高最低血压比ptmax:ptmin。详细而言，根据脉搏波形谱p’f中与被试验者的脉搏相对应的频率以上的脉搏波形谱p’f，计算出被试验者的最高最低血压比ptmax:ptmin。更具体而言，根据下述的数学式(1)计算出最高最低血压比ptmax:ptmin。其中，数学式(1)表示本发明人反复精心研究，结果新发现的统计学上有效的对应关系。关于该对应关系和数学式(1)的详细情况，以后叙述。另外，脉搏波形谱也可以由根据dn点qdn的脉搏波形值进行修正后的脉搏波形生成。

[数1]

其中，在数学式(1)中，n表示正的整数，f1表示与脉搏相对应的频率，fn表示与脉搏相对应的频率的n倍的频率。

以下，将脉搏波形谱p’f中的与脉搏相对应的频率f1的波作为1倍波，将1倍波的频率f1的n倍的频率fn的波作为n倍波。所谓与脉搏相对应的频率f1，是与人体能够取得的脉搏相对应的频率范围，例如为0.5hz～3.7hz左右。另外，与脉搏相对应的频率f1因生物体的持续摇晃而在与人体能够取得的脉搏相对应的频率范围(0.5hz～3.7hz左右)内发生变动，随之频率fn也发生变动。在上述数学式(1)中，p’f(f1)表示1倍波的谱强度，p’f(fn)表示n倍波的谱强度。所谓1倍波的谱强度，例如是1倍波的谱强度的峰值，所谓n倍波的谱强度，例如是n倍波的谱强度的峰值。

通过根据上述数学式计算出脉搏波形谱p'f中的1倍波以上的谱强度的各峰值的和与脉搏波形谱p'f中的1倍波的谱强度的峰值之比，计算出最高最低血压比ptmax:ptmin。利用上述数学式(1)计算出最高最低血压比ptmax:ptmin时，例如可以为n＝3。即，也可以至少使用从1倍波至3倍波的谱强度的峰值。另外，也可以为n＝6。即，也可以使用从1倍波至6倍波的谱强度的峰值。另外，更具体而言，在脉搏波形谱p’f中，高于30hz的频率的成分为噪声，因此，为了连这样的噪声都不反映在计算结果中，可以使用30hz以下的谱强度的峰值，也可以优选使用20hz以下的谱强度的峰值。

另外，也可以根据1倍波组以上的各相对血压波形谱的强度之和，计算出最高最低血压比ptmax:ptmin。具体而言，也可以根据下述的数学式(2)计算出最高最低血压比ptmax:ptmin。其中，数学式(2)表示本发明人反复精心研究，结果新发现的统计学上有效的对应关系。关于该对应关系和数学式(2)的详细情况，以后叙述。

[数2]

其中，在数学式(2)中，n表示正的整数，f1表示与脉搏相对应的频率，fn表示与脉搏相对应的频率的n倍的频率。

以下，将包含与脉搏相对应的频率f1并且与脉搏相对应的频率f1的规定的范围的频率的波组作为1倍波组。更具体而言，所谓1倍波组，例如是以1倍波的谱强度的峰值为中心的规定的有效宽度的范围的谱。所谓1倍波组的谱强度，例如是规定的有效宽度中的谱强度的积分值。另外，将包含与脉搏相对应的频率f1的n倍的频率fn并且n倍的频率fn的规定的范围的频率的波组作为n倍波组。更具体而言，所谓n倍波组，例如是以n倍波的谱强度的峰值为中心的规定的有效宽度的范围的谱。所谓n倍波组的谱强度，例如是规定的有效宽度中的谱强度的积分值。另外，关于规定的有效宽度的具体例，参照图18以后叙述。

通过根据上述数学式(2)计算出脉搏波形谱p'f中的1倍波组以上的谱强度的各峰值的和与脉搏波形谱p'f中的1倍波组的谱强度的峰值之比，也可以计算出最高最低血压比ptmax:ptmin。在上述的数学式(2)中，可以为n＝3。即，也可以至少使用从1倍波组至3倍波组的谱强度的积分值。另外，也可以为n＝6。即，也可以使用从1倍波组至6倍波组的谱强度的积分值。另外，更具体而言，在脉搏波形谱p’f中，高于30hz的频率的成分为噪声，因此，为了连这样的噪声都不反映在计算结果中，可以使用30hz以下的谱强度的积分值，也可以优选使用20hz以下的谱强度的积分值。

接着，对本发明人发现的上述的数学式(1)所示的对应关系进行详细说明。

图13是表示利用有创式导管血压计测量的血压波形的图表。图13的横轴表示时间[s]，图13的纵轴表示血压[mmhg]。在图13所示的图表中，最高血压值ptmax表示约130mmhg，最低血压值ptmin表示约70mmhg。因此，最高血压值ptmax与最低血压值ptmin之比、即最高最低血压比为约1.86。血压波形主要由与脉搏相对应的频率f1的1倍波(主波)和大于其频率f1的频率fn的n倍波构成，若对图13所示的血压波形进行傅里叶变换，则得到图14所示那样的功率谱。

图14是表示对图13所示的血压波形进行傅里叶变换而得到的功率谱的图表。利用1倍波的谱强度对该功率谱进行标准化，图14的横轴表示频率[hz]，图14的纵轴表示谱强度。本发明人们反复精心研究，结果新发现了，在图14所示的功率谱中，1倍波以上的n倍波的谱强度的和与1倍波的谱强度之比(以下，也称为“基于谱强度的比”)和由图13所示的血压波形得到的最高最低血压比大致相等。具体而言，在图14所示的功率谱中，1倍波以上的n倍波的谱强度之和为1.00+0.49+0.20+0.16＝1.85。因此，1倍波以上的n倍波的谱强度的和与1倍波的谱强度之比为1.85，和作为真正的血压波形中的最高血压值ptmax与最低血压值ptmin之比的约1.86大致相等。该对应关系可以由上述的数学式(1)表示。

本发明人们通过以下的实验，确认上述的数学式(1)所示的对应关系在统计学上是有效的。本发明人们在针对食蟹猴将有创式血压计设置于腿动脉的状态下，一边将浓度不同的异氟烷麻醉药投与食蟹猴而使血压发生变动，一边继续测定表示食蟹猴的血压变动的血压波形。图15表示因麻醉药而导致的食蟹猴的血压变动。图15的横轴表示时间，图15的纵轴表示血压。

然后，在所测定的血压波形中提取不同时间段的多个数据，如图16的图表所示绘制由所提取的数据求出的最高血压和最低血压的比与基于对血压波形进行傅里叶变换而取得的谱强度的比的关系，从而明确它们的相关性关系。图16的横轴表示通过对食蟹猴进行的实验求出的最高最低血压比，图16的纵轴表示基于对血压波形进行傅里叶变换而取得的谱强度的比。如图16所示，可以确认基于对血压波形进行傅里叶变换而取得的谱强度的比收敛于通过对食蟹猴进行的实验求出的最高血压与最低血压之比的±5％的范围内。

以上，显示了上述数学式(1)所示的对应关系在统计学上是有效的。

其中，上述的数学式(1)所示的关联性的精度依赖于傅里叶变换的频率分辨率。考虑1次脉搏时，理想上不存在与脉搏相对应的频率的整数倍以外的频率的波。然而，在考虑多次脉搏的情况下，因生物体摇晃而包含与脉搏相对应的频率的整数倍以外的频率的波。

傅里叶变换的频率分辨率在原理上依赖于变换前的时间波形的长度，但实际上测定的时间波形为有限的长度，因此，无法按频率将时间波形的谱完全分离。在各整数倍波的谱中，包含其周围的整数倍以外的波的谱。频率分辨率越高，越可以除去整数倍以外的波，上述的数学式(1)所示的关联性的精度提高。相反地，频率分辨率越低，越受到整数倍以外的波的影响，精度下降。另外，虽然因傅里叶变换的频率分辨率而存在精度的差异，但可以在统计学上有效地保持上述的数学式(1)所示的对应关系。

图17是表示因生物体摇晃而导致的血压波形的功率谱的扩大的图表。图17的横轴表示频率[hz]，图17的纵轴表示谱强度。图17的图表10a表示忽略生物体摇晃的理想的血压波形的功率谱，图17的图表10b表示因生物体摇晃而包含整数倍以外的波的血压波形的功率谱。表示因生物体摇晃而包含整数倍以外的波的血压波形的功率谱的图表10b与表示忽略生物体摇晃的理想的血压波形的功率谱的图表10a相比，各峰的顶部的宽度变大。

本发明人们发现了，在如此因生物体摇晃而包含整数倍以外的波的血压波形的功率谱中，1倍波组以上的n倍波组的各谱强度的和与1倍波组的谱强度之比和最高血压值ptmax与最低血压值ptmin之比大致相等。即，发现了上述的数学式(2)所示的对应关系成立。

通过上述的数学式(2)所示的对应关系成立，如上所述，能够由包含各峰值的规定的有效宽度中的谱强度的积分值求出最高最低血压比。其中，所谓规定的有效宽度，例如图18(a)所示，可以是作为n倍波的谱强度的峰值的半值的频率宽度w1，例如图18(b)所示，也可以是在相邻的n倍波的频率间的中心划分的频率宽度w2。另外，也可以考虑血压比计算装置的仪器特性或生物体摇晃等，适当设定最优的频率分辨率或谱组的有效宽度。

另外，本发明的一个方式所涉及的血压测定程序具有主模块、脉搏取得模块、dn点检测模块、和波形修正模块。

主模块是对血压测定处理进行统一控制的部分。脉搏取得模块是进行脉搏取得处理的部分。通过执行脉搏取得模块而实现的功能与上述的计算机20的脉搏取得部21的功能相同。dn点检测模块是进行dn点检测处理的部分，波形修正模块是进行波形修正处理的部分。通过执行dn点检测模块和波形修正模块而实现的功能与上述的计算机20的波形修正部22的功能相同。

血压测定程序例如由cd－rom、dvd或rom等的存储介质或者半导体存储器提供。另外，血压测定程序也可以作为与载波重叠的计算机数据信号，通过网络提供。

另外，本发明的一个方式是用于在计算机中执行取得血压的时间变化的血压测定的程序，可以将计算机作为取得基于容积脉搏的时间波形的脉搏取得部，在时间波形中检测与表示血压的时间变化的血压波形中的重搏切迹点相对应的dn点的dn点检测部，以dn点的时间波形值成为规定的血压值的方式对时间波形进行修正，取得血压的时间变化的波形修正部而发挥功能。

产业上的可利用性

本发明的一个方面将血压测定方法、血压测定装置、血压测定程序和存储该程序的存储介质作为使用方式，能够精度高且简便地求出经时变化的一系列的血压值。

符号的说明

16…光源(光照射装置)；17…光检测器；20…计算机(血压测定装置)；21…脉搏取得部；22…波形修正部；23…血压计算部；40…通信终端(血压测定装置)；s1…脉搏取得步骤；s2…波形修正步骤；s23…dn点检测步骤；s3…血压计算步骤；s4…显示步骤；pmin…舒张期血压；pmax…收缩期血压；pdn…重搏切迹点；qmin…最低点；qmax…最高点；qdn…dn点；h…生物体。