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WO2016063577A1 - 血圧測定方法、血圧測定装置、血圧測定プログラム及びそのプログラムを記録する記録媒体 - Google Patents

血圧測定方法、血圧測定装置、血圧測定プログラム及びそのプログラムを記録する記録媒体 Download PDF

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Publication number
WO2016063577A1
WO2016063577A1 PCT/JP2015/068999 JP2015068999W WO2016063577A1 WO 2016063577 A1 WO2016063577 A1 WO 2016063577A1 JP 2015068999 W JP2015068999 W JP 2015068999W WO 2016063577 A1 WO2016063577 A1 WO 2016063577A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
blood pressure
waveform
pulse wave
time
point
Prior art date
Application number
PCT/JP2015/068999
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
知哉 中澤
塁 関根
Original Assignee
浜松ホトニクス株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 浜松ホトニクス株式会社 filed Critical 浜松ホトニクス株式会社
Priority to US15/519,868 priority Critical patent/US20170238816A1/en
Priority to CN201580056756.0A priority patent/CN107072560B/zh
Priority to EP15852390.2A priority patent/EP3210529B1/en
Priority to JP2016503875A priority patent/JP5997865B1/ja
Publication of WO2016063577A1 publication Critical patent/WO2016063577A1/ja

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    • A61B5/02116—Measuring pressure in heart or blood vessels from analysis of pulse wave characteristics of pulse wave amplitude

Definitions

  • One aspect of the present invention relates to a blood pressure measurement method, a blood pressure measurement device, a blood pressure measurement program, and a recording medium for recording the program.
  • a method for obtaining a blood pressure value by analyzing a pulse wave is known.
  • an acceleration pulse wave obtained by second-order differentiation of a volume pulse wave is obtained, and a value of diastolic blood pressure is estimated based on a time interval between two feature points in the acceleration pulse wave.
  • the volume pulse wave, the velocity pulse wave obtained by first derivative of the volume pulse wave, and the acceleration pulse wave obtained by second derivative of the volume pulse wave are converted into blood pressure.
  • Various related feature values are calculated, and a value of diastolic blood pressure or systolic blood pressure is calculated based on the calculated various feature values.
  • a non-invasive blood pressure measurement method there is also known a method for obtaining not only a blood pressure value at a predetermined time but also a series of blood pressure values that change over time.
  • infrared light is transmitted into the body, the frequency of the reflected wave from the body is acquired, and the blood pressure is measured by performing calibration based on the frequency. .
  • the maximum frequency and the minimum frequency of the reflected wave from the body are set to the highest blood pressure (systolic blood pressure) and the lowest blood pressure (diastolic blood pressure) measured in advance by the cuff compression method or the like. This is performed by approximating the blood pressure value as a linear function related to association and frequency.
  • An object of one aspect of the present invention is to provide a blood pressure measurement method and a blood pressure measurement device that can easily and accurately obtain a series of blood pressure values that change over time.
  • the time waveform based on the plethysmogram can be obtained as a waveform similar to the blood pressure waveform indicating the temporal change in blood pressure, and the time waveform based on the plethysmogram has a DN point corresponding to the dichroic notch point in the blood pressure waveform. Appears.
  • the dichroic notch point in the blood pressure waveform is a change point of blood pressure caused by the closing of the heart's arterial valve due to a decrease in blood flow, and the blood pressure value at this change point is substantially constant regardless of the subject's exercise state. .
  • the present inventors use the blood pressure value at the dichroic notch point in the blood pressure waveform as a reference value, and correct the time waveform so that the time waveform value at the DN point in the time waveform becomes the reference value. It has been found that a waveform corresponding to can be acquired.
  • one aspect of the present invention is a method for acquiring a temporal change in blood pressure, a pulse wave acquiring step for acquiring a time waveform based on a volume pulse wave, and showing the temporal change in blood pressure in the time waveform.
  • a DN point detecting step for detecting a DN point corresponding to a dichroic notch point in the blood pressure waveform, a waveform for correcting a time waveform so that the time waveform value at the DN point becomes a predetermined blood pressure value, and acquiring a temporal change in blood pressure A correction step.
  • a DN point corresponding to a dichroic notch point in the blood pressure waveform is detected in the time waveform, and the time waveform is corrected so that the time waveform value at the DN point becomes a predetermined blood pressure value.
  • Another embodiment of the present invention is an apparatus that acquires a temporal change in blood pressure, a pulse wave acquisition unit that acquires a time waveform based on a volume pulse wave, and a disc in a blood pressure waveform that indicates the temporal change in blood pressure in the time waveform.
  • a waveform correction unit that detects a DN point corresponding to the rottic notch point, corrects the time waveform so that the time waveform value at the DN point becomes a predetermined blood pressure value, and acquires a temporal change in blood pressure;
  • Another embodiment of the present invention is a program for causing a computer to perform blood pressure measurement for acquiring a temporal change in blood pressure, in a pulse wave acquisition process for acquiring a time waveform based on a volume pulse wave, and in the time waveform DN point detection processing for detecting a DN point corresponding to a dichroic notch point in a blood pressure waveform indicating a temporal change in blood pressure, correcting the time waveform so that the time waveform value at the DN point becomes a predetermined blood pressure value, and blood pressure And a waveform correction process for acquiring a time change.
  • Another embodiment of the present invention is a computer-readable recording medium for recording the blood pressure measurement program.
  • the above blood pressure measurement device, blood pressure measurement program, and recording medium exhibit the same operations and effects as the blood pressure measurement method described above.
  • a blood pressure measurement method a blood pressure measurement device, a blood pressure measurement program, and a recording medium for recording the program, in which a series of blood pressure values that change with time can be accurately and easily obtained.
  • FIG. 1 is a schematic configuration diagram illustrating a blood pressure measurement system including a computer that is a blood pressure measurement device according to a first embodiment of one aspect of the present invention. It is a functional block diagram of the computer in FIG. It is a figure explaining the method of acquiring the pulse wave waveform by a pulse wave acquisition part. It is a figure explaining the correspondence of a blood pressure waveform and a pulse wave waveform. It is the conceptual diagram which physically modeled the aortic valve. It is a figure explaining the 1st correction process in the correction method of the pulse wave waveform by a waveform correction part. It is a figure explaining the 2nd correction process in the correction method of the pulse wave waveform by a waveform correction part. It is a hardware block diagram of the computer in FIG.
  • FIG. 1 is a schematic configuration diagram illustrating a blood pressure measurement system including a blood pressure measurement device according to a first embodiment of one aspect of the present invention.
  • the blood pressure measurement system 1 includes a pulse wave measurement device 10 and a computer 20 (blood pressure measurement device).
  • the pulse wave measuring device 10 measures a volume pulse wave in a living body serving as a subject (a subject for measuring blood pressure), for example, using near infrared spectroscopy called so-called NIRS (Near Infra-Red Spectroscopy).
  • the volume pulse wave is obtained by measuring a change in blood flow over time at a predetermined position of a living body from a surface of the living body and capturing it as a waveform.
  • the pulse wave measurement device 10 includes a probe 11 and a measurement unit 12.
  • the probe 11 is attached to the surface of the living body H to be a subject (in this embodiment, the palm).
  • the probe 11 has a light source and a light detector.
  • the probe 11 irradiates near infrared light from the light source from the surface of the living body H toward the inside, and detects reflected light from the inside of the living body H with a photodetector. To do. Thereby, the light absorbency when light passes through the inside of the living body H is obtained. Since this absorbance changes according to the blood flow volume at the position where the probe 11 is attached in the living body H, this change in absorbance with time corresponds to a volume pulse wave. Examples of components that absorb light in the bloodstream include red blood cells, hemoglobin contained in red blood cells, and water.
  • the probe 11 outputs a signal indicating the detected absorbance to the measurement unit 12.
  • the measuring unit 12 is connected to the probe 11 by a cable 32 and controls the probe 11.
  • the measurement unit 12 receives a signal indicating the absorbance detected by the probe 11 and measures the absorbance over time. Thereby, the measurement part 12 measures a volume pulse wave.
  • the measurement unit 12 transmits information indicating the measured volume pulse wave to the computer 20 immediately or at predetermined intervals by wireless communication. Note that the measurement unit 12 may transmit the information to the computer 20 by wired communication via a cable or the like.
  • the computer 20 receives the information indicating the plethysmogram transmitted from the measuring unit 12, and performs a waveform correction process described later on the plethysmogram based on the received information. As a result, the computer 20 acquires a waveform corresponding to a blood pressure waveform indicating a temporal change in blood pressure.
  • a waveform corresponding to a blood pressure waveform indicating a temporal change in blood pressure indicating a temporal change in blood pressure.
  • FIG. 2 is a functional block diagram of the computer 20 in FIG. As shown in FIG. 2, the computer 20 includes a pulse wave acquisition unit 21, a waveform correction unit 22, a blood pressure calculation unit 23, and a display unit 24.
  • the pulse wave acquisition unit 21 acquires a time waveform based on the volume pulse wave based on the information indicating the volume pulse wave transmitted from the pulse wave measuring device 10 described above.
  • the time waveform based on the volume pulse wave is a volume pulse wave waveform that is a waveform of the volume pulse wave or a waveform obtained by time differentiation of the volume pulse wave. That is, the time waveform may be the waveform of the volume pulse wave itself, or may be a waveform obtained by time differentiation of the volume pulse wave. Moreover, the time differentiation of the volume pulse wave may be performed a plurality of times.
  • a waveform obtained by first-order differentiation of the volume pulse wave with respect to time is referred to as a time waveform based on the volume pulse wave, and is simply referred to as “pulse wave waveform”.
  • a time waveform value (waveform intensity value) at an arbitrary point of the time waveform is simply referred to as a “pulse waveform value”.
  • FIG. 3 is a graph which shows the volume pulse wave measured by the pulse wave measuring apparatus 10, a horizontal axis shows time, and a vertical axis
  • shaft shows the waveform intensity of a volume pulse wave.
  • FIG. 3B is a graph showing the pulse waveform, the horizontal axis indicates time, and the vertical axis indicates the waveform intensity of the pulse waveform.
  • the volume pulse wave and the pulse wave waveform have a shape that depends on a blood pressure waveform (see FIG. 4B) showing a temporal change in blood pressure.
  • the pulse waveform shown in (b) of FIG. 3 has a shape very similar to a blood pressure waveform showing a temporal change in blood pressure. Details of the correspondence between the blood pressure waveform and the pulse wave waveform will be described later in the description of the waveform correction unit 22.
  • the pulse wave acquisition unit 21 outputs the acquired pulse wave waveform to the waveform correction unit 22 and the display unit 24.
  • the waveform correction unit 22 corrects the pulse wave waveform output from the pulse wave acquisition unit 21. Specifically, the waveform correction unit 22 corrects the pulse waveform based on the dichroic notch point in the blood pressure waveform based on the correspondence relationship between the blood pressure waveform indicating the temporal change in blood pressure and the pulse waveform.
  • the dichroic notch point in the blood pressure waveform is a change point of blood pressure caused by closing the aortic valve due to a decrease in blood flow.
  • the dichroic notch point is simply referred to as “notch point”, and the notch point will be described in detail with reference to FIGS. 4 and 5.
  • FIG. 4 is a graph which shows a blood pressure waveform, a horizontal axis shows time, and a vertical axis
  • shaft shows blood pressure.
  • FIG. 4B is a graph showing a pulse wave waveform, where the horizontal axis shows time, and the vertical axis shows the waveform intensity of the pulse wave waveform.
  • the blood pressure waveform and the pulse wave waveform have shapes that are very similar to each other.
  • the blood pressure waveform has a diastolic blood pressure P min that is the lowest in the diastole, a systolic blood pressure P max that is the highest in the systole, and a change point caused by the closure of the aortic valve. And a certain notch point PDN .
  • P min diastolic blood pressure
  • P max systolic blood pressure
  • pulse wave waveform and the lowest point Q min corresponding to diastolic blood pressure P min, and the highest point Q max corresponding to the systolic blood pressure P max, And a DN point Q DN corresponding to the notch point P DN .
  • the blood pressure waveform and the pulse wave waveform are in a corresponding relationship, and the shape of the pulse wave waveform depends on the shape of the blood pressure waveform.
  • FIG. 5 is a conceptual diagram in which the aortic valve is physically modeled.
  • the aortic valve V is physically modeled as a valve having a rotary spring with a predetermined initial load.
  • the aortic valve V is located in the blood outflow path A from the left ventricle of the heart to the aorta.
  • the aortic valve V is opened by the blood flow.
  • the blood pressure value at the moment when the valve is closed depends only on the magnitude of the predetermined initial load. Therefore, it can be assumed that the blood pressure value at the notch point P DN is a substantially constant value for each subject regardless of the subject's motion state.
  • the waveform correction unit 22 uses the blood pressure value at the notch point P DN measured in advance as a reference value, for example, so that the pulse waveform value at the DN point Q DN in the pulse waveform becomes the reference value. Correct the waveform. Specifically, the waveform correction unit 22 corrects the pulse wave waveform including the following first correction process and second correction process.
  • the correction method of the pulse waveform by the waveform correction unit 22 will be described in detail.
  • FIG. 6A is a graph showing the pulse wave waveform before the first correction processing, the horizontal axis shows time, and the vertical axis shows the waveform intensity.
  • FIG. 6B is a graph showing the pulse waveform after the first correction process, the horizontal axis shows time, and the vertical axis shows waveform intensity.
  • the waveform correction unit 22 detects the lowest point Q min and the highest point Q max in the pulse wave waveform acquired by the pulse wave acquisition unit 21. Then, the waveform correction unit 22 calculates a ratio between the detected lowest point Q min and the highest point Q max and applies the pulse wave waveform acquired by the pulse wave acquisition unit 21 so that the ratio becomes a predetermined value. Add the addition coefficient.
  • the predetermined value here is set in advance based on, for example, the ratio of the diastolic blood pressure P min and the systolic blood pressure P max in the blood pressure waveform of the subject calculated or measured in advance.
  • the ratio of the diastolic blood pressure P min and the systolic blood pressure P max in the blood pressure waveform of the subject may be calculated from statistical data in advance, for example, or may be preliminarily indirect methods such as cuff compression or open It may be measured by a direct method such as a method, or may be calculated by frequency analysis of the volume pulse wave.
  • FIG. 6 shows an example in which the ratio of the diastolic blood pressure P min and the systolic blood pressure P max in the blood pressure waveform of the subject is about 1: 1.5.
  • the waveform correction unit 22 sets each of the waveform intensities for each time indicated in the pulse waveform so that the ratio between the lowest point Q min and the highest point Q max in the pulse waveform is about 1: 1.5. Add an addition coefficient to. Thereby, in the pulse wave waveform after the first correction process, the ratio of the lowest point Qmin to the highest point Qmax is about 1: 1.5.
  • FIG. 7A is a graph showing the pulse wave waveform before the second correction processing, the horizontal axis shows time, and the vertical axis shows waveform intensity.
  • FIG. 7B is a graph of the pulse waveform after the second correction process, the horizontal axis indicates time, and the vertical axis indicates waveform intensity.
  • the waveform correction unit 22 detects the DN point Q DN in the pulse wave waveform after the first correction process. Then, the waveform correction unit 22 multiplies the pulse wave waveform after the first correction processing by a multiplication coefficient so that the detected pulse wave waveform value at the DN point Q DN becomes a predetermined blood pressure value.
  • the predetermined blood pressure value here is set in advance based on the blood pressure value at the notch point PDN in the blood pressure waveform of the subject calculated or measured in advance.
  • the blood pressure value at the notch point PDN in the blood pressure waveform of the subject may be calculated in advance from statistical data, for example, or by an indirect method such as a cuff compression method or a direct method such as an open method. May be measured.
  • FIG. 7 shows an example in which the blood pressure value at the notch point PDN in the blood pressure waveform of the subject is about 90 mmHg.
  • the waveform correction unit 22 performs first-order differentiation for each time indicated in the pulse waveform so that the pulse waveform value of the DN point Q DN detected in the pulse waveform after the first correction processing is about 90 mmHg. Multiply each absorbance by a multiplication factor. Thereby, in the pulse wave waveform after the second correction processing, the pulse wave waveform value at the DN point Q DN is about 90 mmHg.
  • the pulse wave waveform becomes a waveform corresponding to the blood pressure waveform. That is, the waveform correction unit 22 acquires a waveform corresponding to the blood pressure waveform.
  • the waveform correction unit 22 reconstructs the pulse waveform after the second correction processing from a specific frequency component of a power spectrum obtained by, for example, Fourier transform, thereby reflecting in the artery.
  • the influence of waves may be reduced. Further, for example, the physiological influence in the living body may be reduced by reconstructing the waveform after reducing or removing the low frequency component in the power spectrum.
  • the waveform correction unit 22 outputs a waveform corresponding to the blood pressure waveform to the blood pressure calculation unit 23 and the display unit 24.
  • the blood pressure calculation unit 23 calculates a blood pressure value based on a waveform corresponding to the blood pressure waveform output from the waveform correction unit 22 (see FIG. 7B).
  • the blood pressure calculation unit 23 calculates a blood pressure value at each time point, or calculates a blood pressure value at a preset time point. Further, the blood pressure calculation unit 23 may integrate the blood pressure values over a plurality of cycles, or may calculate a blood pressure value that becomes an average blood pressure for each cycle.
  • the display unit 24 displays a pulse wave waveform output from the pulse wave acquisition unit 21 (see FIG. 3B) and a waveform corresponding to the blood pressure waveform output from the waveform correction unit 22 (see FIG. 7B). And at least one of the blood pressure values calculated by the blood pressure calculation unit 23 is displayed on, for example, a display of the computer 20 described later.
  • the display unit 24 may display a waveform corresponding to a pulse wave waveform or a blood pressure waveform that has been Fourier-transformed.
  • the current blood pressure value may be displayed in real time, and the maximum and minimum blood pressure values and the average blood pressure value for each cycle may be displayed.
  • the pulse rate may be displayed by the pulse wave acquisition unit 21 so that the pulse rate is displayed simultaneously with the waveform and the blood pressure value.
  • FIG. 8 shows a hardware configuration of the computer 20 in FIG.
  • the computer 20 physically includes a CPU (Central Processing Unit) 101 that is a processor, a RAM (Random Access Memory) 102 and a ROM (Read Only Memory) 103 that are recording media, and a wireless communication module. 104, an antenna 105, an operation module 106, a display 107, and the like. Each of these components is electrically connected to each other.
  • CPU Central Processing Unit
  • RAM Random Access Memory
  • ROM Read Only Memory
  • Each of the functions of the computer 20 described above causes a blood pressure measurement program to be read on hardware such as the CPU 101 and the RAM 102, thereby controlling the wireless communication module 104, the antenna 105, the operation module 106, and the display 107 under the control of the CPU 101. And the like, and the reading and writing of data in the RAM 102 are performed.
  • the above is the configuration of the computer 20 according to the present embodiment.
  • FIG. 9 is a flowchart showing the blood pressure measurement method according to the first embodiment.
  • the ratio between the diastolic blood pressure P min and the systolic blood pressure P max and the blood pressure value at the notch point P DN are set in the computer 20 in advance.
  • the pulse wave acquisition unit 21 determines the volume pulse based on the information indicating the volume pulse wave transmitted from the pulse wave measurement device 10.
  • a pulse wave waveform based on the wave is acquired (S1: pulse wave acquisition step).
  • the acquired pulse wave waveform is corrected by the waveform correction unit 22 (S2: waveform correction step).
  • S2 waveform correction step
  • the blood pressure calculation unit 23 calculates a blood pressure value based on the corrected pulse waveform, that is, a waveform corresponding to the blood pressure waveform (S3: blood pressure calculation step).
  • the display unit 24 calculates the pulse wave waveform acquired in the pulse wave acquisition step S1, the waveform corresponding to the blood pressure waveform acquired in the waveform correction step S2 (corrected pulse waveform), and calculated in the blood pressure calculation step S3.
  • At least one of the measured blood pressure values is displayed on the display 107 of the computer 20 (S4: display step).
  • the blood pressure measurement method may not include the blood pressure calculation step S3 and the display step S4.
  • the display step S4 may be performed between the pulse wave acquisition step S1 and the waveform correction step S2, or between the waveform correction step S2 and the blood pressure calculation step S3.
  • FIG. 10 is a flowchart showing a detailed procedure in the waveform correction step S2 shown in FIG.
  • the waveform correction unit 22 performs the following steps S21 to S24. First, the lowest point Q min and maximum Q max in the pulse waveform is detected (S21). Subsequently, a ratio between the lowest point Qmin and the highest point Qmax is calculated, and the pulse wave waveform is corrected based on the ratio (S22). Specifically, the pulse waveform at each time is such that the ratio between the lowest point Q min and the highest point Q max is the ratio between the diastolic blood pressure P min and the systolic blood pressure P max set in advance in the computer 20. An addition coefficient is added to each value.
  • the DN point Q DN in the corrected pulse wave waveform is detected by performing the processes of S21 to S22 (S23: DN point detecting step).
  • the pulse waveform is corrected based on the pulse waveform value at the DN point Q DN in the pulse waveform (S24). Specifically, the pulse wave waveform value at each time is multiplied by a multiplication coefficient so that the pulse wave waveform value at the DN point Q DN becomes the blood pressure value at the notch point P DN set in the computer 20 in advance.
  • the waveform correction processing is completed by the waveform correction unit 22, and a waveform corresponding to the blood pressure waveform is acquired.
  • the processing of S21 and S22 (first correction processing) and the processing of S23 and S24 (second correction processing) may be performed in the reverse order. That is, with respect to the pulse waveform corrected based on the pulse waveform value at DN point Q DN , the ratio between the lowest point Q min and the highest point Q max of the corrected pulse waveform becomes a predetermined value.
  • the corrected pulse waveform may be further corrected. Further, the detection of the lowest point Q min and the highest point Q max in S21 and the detection of the DN point Q DN in S23 may be performed collectively before the processing of S22 and S24.
  • the pulse waveform, DN point Q DN is detected corresponding to the notch point P DN in the blood pressure waveform, the DN point Q DN
  • the pulse waveform is corrected so that the pulse waveform value becomes a predetermined blood pressure value. Therefore, for example, using the blood pressure value at the notch point P DN in the blood pressure waveform measured in advance as a reference value, the pulse wave waveform is corrected so that the pulse waveform value at the DN point Q DN in the pulse waveform becomes the reference value.
  • a waveform corresponding to the blood pressure waveform can be acquired. Thereby, a series of blood pressure values that change with time can be easily and accurately obtained.
  • the pulse wave waveform acquired in the pulse wave acquisition step S1 is a waveform obtained by time-differentiating the volume pulse wave. For this reason, the DN point Q DN becomes clearer in the waveform, so that the DN point Q DN can be easily detected.
  • the pulse wave waveform acquired in the pulse wave acquisition step S1 is a volume pulse waveform
  • the waveform of the volume pulse wave can be corrected so that the pulse waveform value of DN becomes the reference value.
  • a waveform corresponding to the blood pressure waveform can be acquired based on the waveform of the volume pulse wave, and a series of blood pressure values that change over time can be easily and accurately obtained.
  • the blood pressure value at each time point can be obtained by calculating the blood pressure value based on the waveform corresponding to the blood pressure waveform acquired in the waveform correction step S2. .
  • the pulse waveform that performs correction based on the pulse waveform value at the DN point Q DN is a ratio between the diastolic blood pressure P min and the systolic blood pressure P max measured in advance. Is a pulse wave waveform corrected based on the ratio of the lowest point Q min and the highest point Q max in the pulse wave waveform. Therefore, since the DN point becomes clearer in the pulse wave waveform, the DN point can be easily detected, and the waveform corresponding to the blood pressure waveform can be acquired more accurately.
  • the diastolic blood pressure Pmin and the systolic phase that are measured in advance.
  • the ratio between the lowest point Q min and the highest point Q max in the pulse waveform corrected based on the pulse waveform value at the DN point Q DN is corrected using the ratio with the blood pressure P max as a reference value. Therefore, the waveform corresponding to the blood pressure waveform can be acquired more accurately.
  • the pulse wave waveform acquired in the pulse wave acquisition step S1 the waveform corresponding to the blood pressure waveform acquired by correction in the waveform correction step S2, and the blood pressure calculation step S3 At least one of the blood pressure values calculated in is displayed. For this reason, the pulse wave waveform, the waveform corresponding to the blood pressure waveform, or the information on the blood pressure value can be visualized, and the information can be visually recognized by the measurer.
  • FIG. 11 is a schematic configuration diagram showing a blood pressure measurement device according to the second embodiment of one aspect of the present invention.
  • a communication terminal 40 such as a smartphone functions as a blood pressure measurement device.
  • a communication terminal such as a smartphone is included in a computer including a processor, a storage medium, and the like.
  • the communication terminal 40 has the same function as the computer 20 according to the first embodiment. That is, similarly to the computer 20, the communication terminal 40 has functions as a pulse wave acquisition unit 21, a waveform correction unit 22, a blood pressure calculation unit 23, and a display unit 24.
  • the communication terminal 40 is different from the computer 20 in that the communication terminal 40 also has a function as the pulse wave measurement device 10 according to the first embodiment. That is, the pulse wave acquisition unit 21 of the communication terminal 40 is a light source (light irradiation device) 16 that irradiates light inside the living body H that is a subject, and light that is emitted from the light source 16 and passes through the inside of the living body H. And a photodetector 17 for detecting the detected light.
  • the light source 16 is a flash lamp of the communication terminal 40, for example.
  • the photodetector 17 is a camera of the communication terminal 40, for example.
  • the communication terminal 40 may include a light source 16 dedicated to pulse wave measurement and a photodetector 17 separately from the flash lamp and the camera.
  • a tablet computer or the like is also included in a computer including a processor, a storage medium, and the like, and a tablet computer or the like may be used instead of the communication terminal 40.
  • the pulse wave acquisition unit 21 receives light from the light source 16 in a state where the surface of the living body H (for example, a finger) serving as a subject is placed on both the light source 16 and the photodetector 17 of the communication terminal 40. Is irradiated from the surface of the living body H toward the inside. Then, the pulse wave acquisition unit 21 detects the reflected light from the living body H with the photodetector 17. Thereby, the pulse wave acquisition unit 21 acquires a volume pulse wave. Subsequently, the pulse wave acquisition unit 21 acquires a pulse wave waveform in the same manner as in the first embodiment based on the volume pulse wave acquired by itself. And the waveform equivalent to a blood pressure waveform is acquired by correct
  • the pulse wave acquisition unit 21 in the communication terminal 40 includes the light source 16 and the photodetector 17. Therefore, by detecting the light emitted from the light source 16 in the pulse wave acquisition unit 21 and transmitted through the inside of the living body H by the photodetector 17 in the pulse wave acquisition unit 21, the communication terminal which is a blood pressure measurement device The pulse wave waveform can be easily obtained without providing the pulse wave measuring device 10 separately from 40.
  • one aspect of the present invention is not limited to the above-described embodiments, and may be modified without changing the gist described in each claim, or It may be applied to other things.
  • a pulse wave measuring apparatus 10A in which a measuring instrument and a probe are integrated may be used as in the modification shown in FIG.
  • the pulse wave measuring device 10 ⁇ / b> A is attached to the surface of the living body H and includes, for example, a communication unit 13, a processing unit 14, a power supply unit 15, a light source 16, and a photodetector 17. Also in the blood pressure measurement device according to this modification, a series of blood pressure values that change with time can be easily and accurately obtained, as in the above embodiment.
  • the computer 20 is a blood pressure measurement device, but a configuration including the pulse wave measurement devices 10 and 10A may be a blood pressure measurement device.
  • the surface of the living body H to be a subject may be other than the palm or finger, and may be a forehead, an upper arm, a neck, an earlobe, or the like.
  • the time waveform may be a volume pulse wave waveform.
  • the waveform of the volume pulse wave can be corrected so that the time waveform value at the DN point becomes the reference value in the waveform of the volume pulse wave. Accordingly, a waveform corresponding to the blood pressure waveform can be acquired based on the waveform of the volume pulse wave, and a series of blood pressure values that change with time can be easily obtained with high accuracy.
  • the time waveform may be a waveform obtained by time-differentiating the volume pulse wave.
  • the DN point becomes clearer in the waveform obtained by time-differentiating the volume pulse wave, the DN point can be easily detected.
  • the time waveform is a ratio between the lowest point and the highest point of the volume pulse waveform with respect to the volume pulse waveform which is a waveform of the volume pulse wave or a waveform obtained by time differentiation of the volume pulse wave.
  • the waveform may be corrected so that becomes a predetermined value. In this case, since the DN point becomes clearer in the volume pulse wave waveform, the DN point can be easily detected.
  • the corrected time waveform is adjusted so that the ratio between the lowest point and the highest point of the corrected time waveform becomes a predetermined value with respect to the corrected time waveform. Further correction may be made.
  • the ratio between the lowest point and the highest point in the time waveform corrected based on the DN point is set to the reference value with the ratio of the diastolic blood pressure and the systolic blood pressure measured in advance as the reference value.
  • the corrected time waveform can be further corrected. Thereby, the waveform corresponding to the blood pressure waveform can be acquired more accurately.
  • the blood pressure measurement method may further include a blood pressure calculation step of calculating a blood pressure value based on the corrected time waveform.
  • a blood pressure calculation step of calculating a blood pressure value based on the corrected time waveform.
  • the blood pressure measurement method may further include a display step of displaying at least one of the time waveform, the corrected time waveform, and the blood pressure value.
  • the time waveform, the corrected time waveform, or the blood pressure value information can be visualized, and this information can be visually recognized by the measurer.
  • the time waveform may be a volume pulse wave waveform.
  • the time waveform may be a waveform obtained by time-differentiating the volume pulse wave.
  • the time waveform is a ratio of the lowest point and the highest point of the volume pulse waveform to the volume pulse waveform which is a waveform of the volume pulse wave or a waveform obtained by time differentiation of the volume pulse wave.
  • the waveform may be corrected so that becomes a predetermined value.
  • the waveform correction unit generates a corrected time waveform such that a ratio between the lowest point and the highest point of the corrected time waveform becomes a predetermined value with respect to the corrected time waveform. Further correction may be made.
  • the blood pressure measurement device may further include a blood pressure calculation unit that calculates a blood pressure value based on the corrected time waveform.
  • the blood pressure measurement device may further include a display unit that displays at least one of the time waveform, the corrected time waveform, and the blood pressure value.
  • the pulse wave acquisition unit includes an irradiation device that irradiates light into the living body and a photodetector that detects light transmitted through the living body. May be.
  • the pulse wave measurement is performed separately from the blood pressure measurement device by detecting the light emitted from the irradiation device in the pulse wave acquisition unit and transmitted through the inside of the living body by the photodetector in the pulse wave acquisition unit.
  • a time waveform can be easily acquired without providing a device.
  • the highest and lowest blood pressure ratio P Tmax : P Tmin corresponding to the ratio between the diastolic blood pressure P min and the systolic blood pressure P max in the blood pressure waveform of the subject is obtained by, for example, performing a Fourier transform on the pulse wave waveform in the computer 20.
  • a waveform spectrum may be generated and calculated based on the pulse waveform spectrum.
  • the maximum and minimum blood pressure ratio P Tmax : P Tmin is calculated based on the following formula (1).
  • the pulse waveform spectrum may be generated from a pulse waveform corrected based on the pulse waveform value at DN point QDN .
  • Equation (1) n represents a positive integer, f 1 indicates a frequency corresponding to the pulse rate, f n denotes the frequency of n times the frequency corresponding to the pulse rate.
  • the frequency f 1 corresponding to a pulse is a frequency range corresponding to a pulse that a human body can take, and is, for example, about 0.5 Hz to 3.7 Hz.
  • the frequency f 1 corresponding to the pulse fluctuates within the frequency range (about 0.5 Hz to 3.7 Hz) corresponding to the pulse that the human body can take due to fluctuations of the living body, and the frequency f n also fluctuates accordingly. To do.
  • P ′ F (f 1 ) represents the spectral intensity of the first harmonic wave
  • P ′ F (f n ) represents the spectral intensity of the n harmonic wave.
  • the spectrum intensity of the 1st harmonic is, for example, the peak value of the spectrum intensity of the 1st harmonic
  • the spectrum intensity of the nth harmonic is, for example, the peak value of the spectrum intensity of the nth harmonic.
  • the maximum and minimum blood pressure ratio P Tmax : P Tmin is calculated.
  • a peak value of a spectrum intensity of 30 Hz or less is not reflected in the calculation result up to such noise. You may use, Preferably you may use the peak value of the spectral intensity of 20 Hz or less.
  • the maximum and minimum blood pressure ratio P Tmax : P Tmin may be calculated based on the sum of the intensities of the relative blood pressure waveform spectra of the 1st harmonic group or more. Specifically, the maximum and minimum blood pressure ratio P Tmax : P Tmin may be calculated based on the following mathematical formula (2).
  • Formula (2) shows the statistically significant correspondence newly found as a result of the present inventors' extensive research. The details of the correspondence relationship and Expression (2) will be described later. However, in Equation (2), n represents a positive integer, f 1 indicates a frequency corresponding to the pulse rate, f n denotes the frequency of n times the frequency corresponding to the pulse rate.
  • the wave groups of frequencies of a predetermined range of frequency f 1 corresponding to the pulse rate with include frequency f 1 corresponding to the pulse, the 1-fold waves.
  • the 1st harmonic group is a spectrum in a range of a predetermined effective width centered on the peak value of the spectral intensity of the 1st harmonic, for example.
  • the spectrum intensity of the 1st harmonic group is, for example, an integrated value of spectrum intensity within a predetermined effective width.
  • the wave groups of the frequency of a predetermined range of n times the frequency f n and the n-fold waves with include frequency f n of the n times the frequency f 1 corresponding to the pulse rate.
  • the n-th harmonic group is a spectrum in a range of a predetermined effective width centered on the peak value of the spectral intensity of the n-th harmonic, for example.
  • the spectral intensity of the nth harmonic group is, for example, an integrated value of spectral intensity within a predetermined effective width. A specific example of the predetermined effective width will be described later with reference to FIG.
  • the pulse waveform spectrum P 'and the sum of the peak value of the spectral intensity of more than 1-fold waves of F, the pulse waveform spectrum P' peak value of the spectrum intensity of 1 ⁇ waves in F The maximum and minimum blood pressure ratio P Tmax : P Tmin may be calculated.
  • a component having a frequency higher than 30 Hz in the pulse wave waveform spectrum P ′ F is noise, an integral value of the spectrum intensity of 30 Hz or less is not reflected in the calculation result up to such noise.
  • An integral value of spectral intensity of 20 Hz or less may be preferably used.
  • FIG. 13 is a graph showing a blood pressure waveform measured by an open-type catheter sphygmomanometer.
  • the horizontal axis in FIG. 13 indicates time [s], and the vertical axis in FIG. 13 indicates blood pressure [mmHg].
  • the maximum blood pressure value P Tmax indicates about 130 mmHg
  • the minimum blood pressure value P Tmin indicates about 70 mmHg. Therefore, the ratio between the highest blood pressure value P Tmax and the lowest blood pressure value P Tmin , that is, the highest and lowest blood pressure ratio is about 1.86.
  • the blood pressure waveform is mainly composed of a first harmonic wave (main wave) of the frequency f 1 corresponding to the pulse and an n harmonic wave of the frequency f n higher than the frequency f 1.
  • the blood pressure waveform shown in FIG. When the Fourier transform is performed, a power spectrum as shown in FIG. 14 is obtained.
  • FIG. 14 is a graph showing a power spectrum obtained by Fourier transforming the blood pressure waveform shown in FIG.
  • the power spectrum is normalized by the spectral intensity of the 1st harmonic, the horizontal axis of FIG. 14 indicates the frequency [Hz], and the vertical axis of FIG. 14 indicates the spectral intensity.
  • ratio based on spectrum intensity is also substantially equal to the maximum / minimum blood pressure ratio obtained from the blood pressure waveform shown in FIG. Specifically, in the power spectrum shown in FIG.
  • the present inventors have confirmed that the correspondence shown in the above mathematical formula (1) is statistically significant by the following experiment.
  • the present inventors have shown that blood pressure changes in cynomolgus monkey blood pressure while changing blood pressure by applying isoflurane anesthetics with different concentrations to cynomolgus monkeys in a state where an invasive sphygmomanometer is installed in the leg artery with respect to cynomolgus monkeys.
  • the waveform was measured continuously.
  • FIG. 15 shows changes in blood pressure of cynomolgus monkeys due to anesthetics.
  • the horizontal axis in FIG. 15 indicates time, and the vertical axis in FIG. 15 indicates blood pressure.
  • the ratio based on the spectrum intensity obtained by Fourier transforming the blood pressure waveform falls within a range of ⁇ 5% of the ratio of the highest blood pressure to the lowest blood pressure obtained by an experiment performed on cynomolgus monkeys. It was confirmed that
  • the accuracy of the relationship represented by the above mathematical formula (1) depends on the frequency resolution of the Fourier transform.
  • one pulse wave is considered, ideally there is no wave having a frequency other than an integer multiple of the frequency corresponding to the pulse.
  • waves of frequencies other than an integer multiple of the frequency corresponding to the pulse are included due to biological fluctuations.
  • the frequency resolution by Fourier transform depends on the length of the time waveform before the conversion in principle, but since the actually measured time waveform has a finite length, the spectrum of the time waveform is completely separated by frequency. It is not possible.
  • the spectrum of each integral multiple wave includes the spectrum of waves other than the integral multiple around it.
  • waves other than integer multiples can be removed, and the accuracy of the relationship represented by the above mathematical formula (1) increases.
  • the lower the frequency resolution the lower the accuracy due to the influence of waves other than integer multiples.
  • the correspondence shown by the above formula (1) is statistically significant.
  • FIG. 17 is a graph showing the spread of the power spectrum of the blood pressure waveform due to biological fluctuations.
  • the horizontal axis in FIG. 17 indicates the frequency [Hz], and the vertical axis in FIG. 17 indicates the spectrum intensity.
  • a graph 10a in FIG. 17 shows a power spectrum of an ideal blood pressure waveform ignoring biological fluctuations
  • a graph 10b in FIG. 17 shows a power spectrum of a blood pressure waveform including waves other than integer multiples due to biological fluctuations.
  • the graph 10b showing the power spectrum of a blood pressure waveform including waves other than an integral multiple due to biological fluctuations has a wider peak at each peak than the graph 10a showing the power spectrum of an ideal blood pressure waveform ignoring biological fluctuations. It has become.
  • the present inventors have added the sum of the spectrum intensities of the 1st harmonic group and the 1st harmonic group and the 1st harmonic group. It has been found that the ratio with the spectral intensity is substantially equal to the ratio between the maximum blood pressure value P Tmax and the minimum blood pressure value P Tmin . That is, it has been found that the correspondence shown by the mathematical formula (2) is established.
  • the maximum-minimum blood pressure ratio can be obtained from the integral value of the spectrum intensity within a predetermined effective range including each peak value as described above.
  • the predetermined effective width may be a frequency width W1 that is a half value of the peak value of the spectrum intensity of the n-th harmonic wave, for example, as shown in FIG. ) May be a frequency width W2 divided at the center between adjacent n-th harmonic frequencies.
  • the optimum frequency resolution or the effective width of the spectrum group may be set as appropriate in consideration of the device characteristics of the blood pressure ratio calculation device or biological fluctuations.
  • the blood pressure measurement program includes a main module, a pulse wave acquisition module, a DN point detection module, and a waveform correction module.
  • the main module is a part that controls the blood pressure measurement process centrally.
  • the pulse wave acquisition module is a part that performs a pulse wave acquisition process.
  • the function realized by executing the pulse wave acquisition module is the same as the function of the pulse wave acquisition unit 21 of the computer 20 described above.
  • the DN point detection module is a part that performs DN point detection processing
  • the waveform correction module is a part that performs waveform correction processing.
  • the functions realized by executing the DN point detection module and the waveform correction module are the same as the functions of the waveform correction unit 22 of the computer 20 described above.
  • the blood pressure measurement program is provided by a recording medium such as a CD-ROM, DVD or ROM, or a semiconductor memory, for example.
  • the blood pressure measurement program may be provided via a network as a computer data signal superimposed on a carrier wave.
  • One embodiment of the present invention is a program for causing a computer to execute blood pressure measurement for acquiring a temporal change in blood pressure, the computer using the pulse wave acquisition unit for acquiring a time waveform based on a volume pulse wave, and a time waveform.
  • a DN point detection unit for detecting a DN point corresponding to a dichroic notch point in a blood pressure waveform indicating a temporal change in blood pressure, correcting the time waveform so that the time waveform value at the DN point becomes a predetermined blood pressure value, and blood pressure You may make it function as a waveform correction
  • One aspect of the present invention is that a blood pressure measurement method, a blood pressure measurement device, a blood pressure measurement program, and a recording medium that records the program are used, and a series of blood pressure values that change with time can be easily and accurately obtained. It is.
  • SYMBOLS 16 Light source (light irradiation apparatus), 17 ... Photo detector, 20 ... Computer (blood pressure measuring device), 21 ... Pulse wave acquisition part, 22 ... Waveform correction part, 23 ... Blood pressure calculation part, 40 ... Communication terminal (blood pressure measurement) Device), S1 ... pulse wave acquisition step, S2 ... waveform correction step, S23 ... DN point detection step, S3 ... blood pressure calculation step, S4 ... display step, Pmin ... diastolic blood pressure, Pmax ... systolic blood pressure, PDN ... dichroic notch point, Q min ... lowest point, Q max ... highest point, Q DN ... DN point, H ... biological body.

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Abstract

　血圧の時間変化を取得する方法であって、容積脈波に基づく時間波形を取得する脈波取得ステップと、時間波形において、血圧の時間変化を示す血圧波形におけるディクロティックノッチ点に対応するＤＮ点を検出するＤＮ点検出ステップと、ＤＮ点の時間波形値が所定の血圧値となるように時間波形を補正し、血圧の時間変化を取得する波形補正ステップと、を含む、血圧測定方法である。

Description

血圧測定方法、血圧測定装置、血圧測定プログラム及びそのプログラムを記録する記録媒体
　本発明の一側面は、血圧測定方法、血圧測定装置、血圧測定プログラム及びそのプログラムを記録する記録媒体に関する。
　従来、被験者の負担を軽減した非侵襲的な血圧測定方法として、脈波を解析することにより血圧値を求める方法が知られている。例えば、特許文献１に記載の血圧測定方法では、容積脈波を２次微分した加速度脈波を求め、加速度脈波における２つの特徴点同士の時間間隔に基づいて、拡張期血圧の値を推定する。また、例えば特許文献２に記載の血圧測定方法では、容積脈波、容積脈波を１次微分した速度脈波、及び容積脈波を２次微分した加速度脈波のそれぞれの波形から、血圧に関連した種々の特徴量を演算し、演算された種々の特徴量に基づき拡張期血圧又は収縮期血圧の値を演算する。
　非侵襲的な血圧測定方法として、所定時での血圧値だけでなく、経時的に変化する一連の血圧値を求める方法も知られている。例えば、特許文献３に記載の血圧測定方法では、赤外光の体内への送波を行い、体内からの反射波の周波数を取得し、当該周波数に基づくキャリブレーションを行うことによって血圧を測定する。具体的に、このキャリブレーションは、体内からの反射波の周波数の最大周波数と最小周波数とを、予めカフ圧迫法等により測定した最高血圧（収縮期血圧）と最低血圧（拡張期血圧）とに対応付け、周波数に関する一次関数として血圧値を近似することにより行われる。
特開２００６－６８９７号公報 特開平１１－１５５８２６号公報 特開２００１－１８７０３２号公報
　上記特許文献１及び２に記載の血圧測定方法では、拡張期血圧又は収縮期血圧といった所定時での血圧値しか測定できず、経時的に変化する一連の血圧値を求めることができない。
　上記特許文献３に記載の血圧測定方法では、キャリブレーションによって経時的に変化する一連の血圧値を求めることができるものの、被験者の運動状態（例えば安静時、運動後等）によって体内からの反射波の周波数に差異が生じることから、被験者の運動状態毎にキャリブレーションを行わなければならず、煩雑である。
　本発明の一側面は、経時的に変化する一連の血圧値を精度よく簡便に求めることができる血圧測定方法及び血圧測定装置を提供することを課題とする。
　上記課題を解決するため、本発明者等は、鋭意研究した結果、以下の事実を新たに見出した。
　容積脈波に基づく時間波形は、血圧の時間変化を示す血圧波形と似た波形として取得することができ、容積脈波に基づく時間波形には、血圧波形におけるディクロティックノッチ点に対応するＤＮ点が現れる。血圧波形におけるディクロティックノッチ点とは、血流量の減少により心臓の動脈弁が閉じることによって生じる血圧の変化点であり、この変化点における血圧値は、被験者の運動状態によらず略一定である。よって、本発明者等は、血圧波形におけるディクロティックノッチ点における血圧値を基準値として、時間波形におけるＤＮ点の時間波形値が当該基準値となるように時間波形を補正することにより、血圧波形に相当する波形を取得することができることを見出した。
　かかる事実を踏まえ、本発明の一形態は、血圧の時間変化を取得する方法であって、容積脈波に基づく時間波形を取得する脈波取得ステップと、時間波形において、血圧の時間変化を示す血圧波形におけるディクロティックノッチ点に対応するＤＮ点を検出するＤＮ点検出ステップと、ＤＮ点の時間波形値が所定の血圧値となるように時間波形を補正し、血圧の時間変化を取得する波形補正ステップと、を含む。
　上記形態に係る血圧測定方法では、時間波形において、血圧波形におけるディクロティックノッチ点に対応するＤＮ点が検出され、当該ＤＮ点の時間波形値が所定の血圧値となるように時間波形が補正される。よって、例えば予め測定された血圧波形におけるディクロティックノッチ点の血圧値を基準値として、時間波形におけるＤＮ点の時間波形値が当該基準値となるように時間波形を補正することにより、血圧波形に相当する波形を取得することができる。これにより、経時的に変化する一連の血圧値を精度良く簡便に求めることができる。
　本発明の他の形態は、血圧の時間変化を取得する装置であって、容積脈波に基づく時間波形を取得する脈波取得部と、時間波形において、血圧の時間変化を示す血圧波形におけるディクロティックノッチ点に対応するＤＮ点を検出し、ＤＮ点の時間波形値が所定の血圧値となるように時間波形を補正し、血圧の時間変化を取得する波形補正部と、を備える。
　また、本発明の他の形態は、血圧の時間変化を取得する血圧測定をコンピュータに実行させるためのプログラムであって、容積脈波に基づく時間波形を取得する脈波取得処理と、時間波形において、血圧の時間変化を示す血圧波形におけるディクロティックノッチ点に対応するＤＮ点を検出するＤＮ点検出処理と、ＤＮ点の時間波形値が所定の血圧値となるように時間波形を補正し、血圧の時間変化を取得する波形補正処理と、を含む。また、本発明の他の形態は、当該血圧測定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である。
　以上の血圧測定装置、血圧測定プログラム及び記録媒体では、上記の血圧測定方法と同様の作用及び効果を奏する。
　本発明の一側面によれば、経時的に変化する一連の血圧値を精度よく簡便に求めることができる血圧測定方法、血圧測定装置、血圧測定プログラム及びそのプログラムを記録する記録媒体が提供される。
本発明の一側面の第１実施形態に係る血圧測定装置であるコンピュータを備えた血圧測定システムを示す概略構成図である。 図１におけるコンピュータの機能ブロック図である。 脈波取得部による脈波波形を取得する方法を説明する図である。 血圧波形と脈波波形との対応関係を説明する図である。 大動脈弁を物理的にモデル化した概念図である。 波形補正部による脈波波形の補正方法における第一補正処理を説明する図である。 波形補正部による脈波波形の補正方法における第二補正処理を説明する図である。 図１におけるコンピュータのハードウェア構成図である。 第１実施形態に係る血圧測定方法を示すフロー図である。 図９に示す波形補正ステップにおける詳細な手順を示すフロー図である。 本発明の一側面の第２実施形態に係る血圧測定装置を示す概略構成図である。 変形例に係る血圧測定システムを示す概略構成図である。 観血式カテーテル血圧計により計測した血圧波形を示すグラフである。 図１３に示す血圧波形のパワースペクトルを示すグラフである。 麻酔薬によるカニクイザルの血圧の変動を示すグラフである。 最高最低血圧比と、血圧波形のスペクトル強度に基づく比との相関を示すグラフである。 生体揺らぎによる血圧波形のパワースペクトルの広がりを示すグラフである。 図１７に示すパワースペクトルのスペクトル強度の有効幅を示す図である。
　以下、添付図面を参照して、本発明の一側面の実施形態について詳細に説明する。なお、説明において、同一要素又は同一機能を有する要素には、同一符号を用いることとし、重複する説明は省略する。
（第１実施形態）
　図１は、本発明の一側面の第１実施形態に係る血圧測定装置を備えた血圧測定システムを示す概略構成図である。図１に示すように、血圧測定システム１は、脈波計測装置１０と、コンピュータ２０（血圧測定装置）と、を備えている。
　脈波計測装置１０は、例えばいわゆるＮＩＲＳ（Near Infra-Red Spectroscopy）と称される近赤外分光法を用いて、被験者（血圧を測定する対象）となる生体における容積脈波を計測する。容積脈波とは、生体の所定位置において生じる経時的な血流量の変化を、生体の表面から計測し、波形として捉えたものである。脈波計測装置１０は、プローブ１１と、計測部１２とを有している。プローブ１１は、被験者となる生体Ｈの表面（本実施形態では、手のひら）に取り付けられる。プローブ１１は、光源及び光検出器を有しており、光源からの近赤外光を生体Ｈの表面から内部へ向かって照射すると共に、生体Ｈの内部からの反射光を光検出器で検出する。これにより、生体Ｈの内部を光が通過したときの吸光度が求まる。この吸光度は、生体Ｈにおけるプローブ１１が取り付けられた位置での血流量に応じて変化するため、この吸光度の経時的な変化は、容積脈波に相当する。血流内において光を吸収する成分としては、例えば赤血球や、赤血球に含まれるヘモグロビン、水分などが挙げられる。プローブ１１は、検出した吸光度を示す信号を計測部１２へ出力する。
　計測部１２は、ケーブル３２によりプローブ１１と接続されており、プローブ１１を制御する。計測部１２は、プローブ１１において検出された吸光度を示す信号を受信して、その吸光度を経時的に計測する。これにより、計測部１２は、容積脈波を計測する。計測部１２は、計測した容積脈波を示す情報を、無線通信によって即時に又は所定間隔毎に、コンピュータ２０へ送信する。なお、計測部１２は、ケーブル等を介して有線通信によって当該情報をコンピュータ２０へ送信してもよい。
　コンピュータ２０は、計測部１２から送信された容積脈波を示す情報を受信し、受信した当該情報に基づき、容積脈波に対し後述する波形の補正処理を行う。そしてその結果、コンピュータ２０は、血圧の時間変化を示す血圧波形に相当する波形を取得する。以下、コンピュータ２０の各機能について、詳細に説明する。
　図２は、図１におけるコンピュータ２０の機能ブロック図である。図２に示すように、コンピュータ２０は、脈波取得部２１と、波形補正部２２と、血圧算出部２３と、表示部２４とを有している。
　脈波取得部２１は、前述の脈波計測装置１０から送信された容積脈波を示す情報に基づき、容積脈波に基づく時間波形を取得する。容積脈波に基づく時間波形は、容積脈波の波形又は容積脈波を時間微分した波形である容積脈波波形である。すなわち、当該時間波形は、容積脈波の波形そのものであってもよく、容積脈波を時間微分した波形であってもよい。また、容積脈波の時間微分は、複数回行われてもよい。以下の説明では、容積脈波を時間で１次微分した波形を容積脈波に基づく時間波形とし、単に「脈波波形」と称する。また、時間波形の任意の点における時間波形値（波形強度値）を、単に「脈波波形値」と称する。
　ここで、図３を参照して、容積脈波を時間で１次微分することで脈波波形を取得する方法を説明する。図３の（ａ）は、脈波計測装置１０によって計測された容積脈波を示すグラフであり、横軸は時間を示し、縦軸は容積脈波の波形強度を示す。図３の（ｂ）は、脈波波形を示すグラフであり、横軸は時間を示し、縦軸は脈波波形の波形強度を示す。図３に示すように、容積脈波及び脈波波形は、血圧の時間変化を示す血圧波形（図４の（ｂ）参照）に依存した形状を有している。特に図３の（ｂ）に示す脈波波形は、血圧の時間変化を示す血圧波形によく似た形状を有している。この血圧波形と脈波波形との対応関係の詳細は、波形補正部２２の説明において後述する。脈波取得部２１は、取得した脈波波形を波形補正部２２及び表示部２４に出力する。
　波形補正部２２は、脈波取得部２１から出力された脈波波形の補正を行う。具体的には、波形補正部２２は、血圧の時間変化を示す血圧波形と脈波波形との対応関係に基づき、血圧波形におけるディクロティックノッチ点を基準として、脈波波形の補正を行う。血圧波形におけるディクロティックノッチ点とは、血流量の減少によって大動脈弁が閉じられることによって生じる血圧の変化点である。以下、ディクロティックノッチ点を単に「ノッチ点」と称し、図４及び図５を参照して当該ノッチ点について詳細に説明する。
　まず、図４を参照して血圧波形と脈波波形との対応関係について説明する。図４の（ａ）は、血圧波形を示すグラフであり、横軸は時間を示し、縦軸は血圧を示す。図４の（ｂ）は、脈波波形を示すグラフであり、横軸は時間を示し、縦軸は脈波波形の波形強度を示す。
　図４に示すように、血圧波形と脈波波形とは、互いによく似た形状を有している。図４の（ａ）に示すように、血圧波形は、拡張期において最低となる拡張期血圧Ｐｍｉｎと、収縮期において最高となる収縮期血圧Ｐｍａｘと、大動脈弁の閉鎖により生じる変化点であるノッチ点ＰＤＮと、を有している。これに対応して、図４の（ｂ）に示すように、脈波波形は、拡張期血圧Ｐｍｉｎに対応した最低点Ｑｍｉｎと、収縮期血圧Ｐｍａｘに対応した最高点Ｑｍａｘと、ノッチ点ＰＤＮに対応したＤＮ点ＱＤＮと、を有している。このように、血圧波形と脈波波形とは、互いの形状が対応関係にあり、脈波波形の形状は、血圧波形の形状に依存している。
　続いて、図５を参照して、血圧波形におけるノッチ点ＰＤＮの物理的意味について説明する。図５は、大動脈弁を物理的にモデル化した概念図である。図５に示すように、大動脈弁Ｖは、所定の初期負荷がかかった回転バネを有する弁として物理的にモデル化される。大動脈弁Ｖは、心臓の左心室から大動脈への血液の流出路Ａに位置している。血流量が十分に多いとき、大動脈弁Ｖは血流によって開いている。血流量が所定の初期負荷以下になると大動脈弁Ｖは閉じ、これにより血圧波形にノッチ点ＰＤＮが生じる。よって、弁が閉じる瞬間の血圧値は、所定の初期負荷の大きさのみに依存する。したがって、ノッチ点ＰＤＮにおける血圧値は、被験者の運動状態によらず、被験者毎に略一定の値であると仮定できる。
　上記仮定に基づき、波形補正部２２は、例えば予め測定されたノッチ点ＰＤＮにおける血圧値を基準値として、脈波波形におけるＤＮ点ＱＤＮの脈波波形値が当該基準値となるように脈波波形を補正する。具体的には、波形補正部２２は、次のような第一補正処理及び第二補正処理を含んだ脈波波形の補正を行う。以下、図６及び図７を参照して、波形補正部２２による脈波波形の補正方法について詳述する。
　まず、図６を参照して、第一補正処理について説明する。図６の（ａ）は、第一補正処理前の脈波波形を示すグラフであり、横軸は時間を示し、縦軸は波形強度を示す。図６の（ｂ）は、第一補正処理後の脈波波形を示すグラフであり、横軸は時間を示し、縦軸は波形強度を示す。
　第一補正処理において、波形補正部２２は、脈波取得部２１によって取得された脈波波形における最低点Ｑｍｉｎと最高点Ｑｍａｘとを検出する。そして、波形補正部２２は、検出された最低点Ｑｍｉｎと最高点Ｑｍａｘとの比を算出し、当該比が所定値となるように、脈波取得部２１によって取得された脈波波形に対して加算係数を加える。ここでいう所定値は、例えば予め算出又は測定された被験者の血圧波形における拡張期血圧Ｐｍｉｎと収縮期血圧Ｐｍａｘとの比に基づき、予め設定される。なお、被験者の血圧波形における拡張期血圧Ｐｍｉｎと収縮期血圧Ｐｍａｘとの比は、例えば予め統計的なデータから算出されてもよく、又、予めカフ圧迫法等の間接法や観血的方法等の直接法により測定されてもよく、又、容積脈波を周波数解析することで算出してもよい。
　図６では、被験者の血圧波形における拡張期血圧Ｐｍｉｎと収縮期血圧Ｐｍａｘとの比が約１：１．５である場合の例を示している。この場合、波形補正部２２は、脈波波形における最低点Ｑｍｉｎと最高点Ｑｍａｘとの比が約１：１．５となるように、脈波波形に示される時間毎の波形強度のそれぞれに対して加算係数を加える。これにより、第一補正処理後の脈波波形では、最低点Ｑｍｉｎと最高点Ｑｍａｘとの比が約１：１．５となる。
　続いて、図７を参照して、第二補正処理について説明する。図７の（ａ）は、第二補正処理前の脈波波形を示すグラフであり、横軸は時間を示し、縦軸は波形強度を示す。図７の（ｂ）は、第二補正処理後の脈波波形のグラフであり、横軸は時間を示し、縦軸は波形強度を示す。
　第二補正処理において、波形補正部２２は、第一補正処理後の脈波波形におけるＤＮ点ＱＤＮを検出する。そして、波形補正部２２は、検出されたＤＮ点ＱＤＮの脈波波形値が所定の血圧値となるように、第一補正処理後の脈波波形に対して乗算係数を乗じる。ここでいう所定の血圧値は、予め算出又は測定された被験者の血圧波形におけるノッチ点ＰＤＮでの血圧値に基づき予め設定される。なお、被験者の血圧波形におけるノッチ点ＰＤＮでの血圧値は、例えば予め統計的なデータから算出されてもよく、又、予めカフ圧迫法等の間接法や観血的方法等の直接法により測定されてもよい。
　図７では、被験者の血圧波形におけるノッチ点ＰＤＮでの血圧値が約９０ｍｍＨｇである場合の例を示している。この場合、波形補正部２２は、第一補正処理後の脈波波形において検出されたＤＮ点ＱＤＮの脈波波形値が約９０ｍｍＨｇとなるように、脈波波形に示される時間毎の一次微分吸光度のそれぞれに対して乗算係数を乗じる。これにより、第二補正処理後の脈波波形では、ＤＮ点ＱＤＮの脈波波形値が約９０ｍｍＨｇとなる。
　以上の処理によって、脈波波形は、血圧波形に相当する波形となる。すなわち、波形補正部２２は、血圧波形に相当する波形を取得する。なお、波形補正部２２は、第二補正処理後の脈波波形に対して、例えばフーリエ変換によって得られたパワースペクトルが持つ特定の周波数成分から当該波形を再構成することによって、動脈内の反射波の影響を低減してもよい。また例えば、当該パワースペクトルのうち低周波成分を低減又は除去した後に当該波形を再構成することによって、生体における生理的影響等を低減してもよい。波形補正部２２は、血圧波形に相当する波形を、血圧算出部２３及び表示部２４に出力する。
　血圧算出部２３は、波形補正部２２から出力された血圧波形に相当する波形（図７の（ｂ）参照）に基づいて、血圧値を算出する。血圧算出部２３は、各時点での血圧値をそれぞれ算出し、又は予め設定された時点での血圧値を算出する。また、血圧算出部２３は、複数の周期にわたって血圧値を積算処理してもよく、１周期ごとに平均血圧となる血圧値を算出するようにしてもよい。
　表示部２４は、脈波取得部２１から出力された脈波波形（図３の（ｂ）参照）、波形補正部２２から出力された血圧波形に相当する波形（図７の（ｂ）参照）、及び血圧算出部２３によって算出された血圧値の少なくとも１つを、例えば後述するコンピュータ２０のディスプレイ等に表示する。表示部２４は、フーリエ変換した脈派波形又は血圧波形に相当する波形を表示してもよい。また、現時点での血圧値をリアルタイムに表示してもよいし、１周期ごとの最高・最低血圧値や平均血圧値を表示してもよい。また、脈波取得部２１で脈拍数を求めるようにして、波形や血圧値と同時に当該脈拍数を表示するようにしてもよい。
　次に、コンピュータ２０のハードウェア構成を説明する。図８は、図１におけるコンピュータ２０のハードウェア構成を示す。図８に示すように、コンピュータ２０は、物理的には、プロセッサであるＣＰＵ（Central Processing Unit）１０１、記録媒体である、ＲＡＭ（RandomAccess Memory）１０２やＲＯＭ（Read Only Memory）１０３、無線通信モジュール１０４、アンテナ１０５、操作モジュール１０６、及びディスプレイ１０７等を含んでいる。これらの各構成は互いに電気的に接続されている。上述したコンピュータ２０の各機能は、ＣＰＵ１０１、ＲＡＭ１０２等のハードウェア上に血圧測定プログラムを読み込ませることにより、ＣＰＵ１０１の制御のもとで、無線通信モジュール１０４、アンテナ１０５、操作モジュール１０６、及びディスプレイ１０７等を動作させるとともに、ＲＡＭ１０２におけるデータの読み出し及び書き込みを行うことで実現される。以上が、本実施形態に係るコンピュータ２０の構成である。
　次に、図９及び図１０のフローチャートを参照して、本実施形態に係るコンピュータ２０の動作方法（コンピュータ２０で実行される処理）である血圧測定方法を、処理毎に説明する。まず、図９のフローチャートを参照して、全体的な処理手順の一例を説明する。図９は、第１実施形態に係る血圧測定方法を示すフロー図である。
　この場合、本処理の前提として、拡張期血圧Ｐｍｉｎと収縮期血圧Ｐｍａｘとの比、及びノッチ点ＰＤＮでの血圧値が、予めコンピュータ２０に設定されている。脈波計測装置１０とコンピュータ２０との間で無線通信による接続が確立されると、脈波取得部２１により、脈波計測装置１０から送信された容積脈波を示す情報に基づいて、容積脈波に基づく脈波波形が取得される（Ｓ１：脈波取得ステップ）。続いて、波形補正部２２により、取得した脈波波形が補正される（Ｓ２：波形補正ステップ）。これにより、血圧波形に相当する波形が取得される。なお、波形補正ステップにおける詳細な処理手順は図１０を参照して後述する。
　続いて、血圧算出部２３により、補正後の脈波波形、すなわち血圧波形に相当する波形に基づき、血圧値が算出される（Ｓ３：血圧算出ステップ）。続いて、表示部２４により、脈波取得ステップＳ１において取得された脈波波形、波形補正ステップＳ２において取得された血圧波形に相当する波形（補正後の脈波波形）、血圧算出ステップＳ３において算出された血圧値の少なくとも１つが、コンピュータ２０のディスプレイ１０７に表示される（Ｓ４：表示ステップ）。以上によって、血圧測定方法が終了する。なお、血圧測定方法に血圧算出ステップＳ３及び表示ステップＳ４は含まれていなくてもよい。また、表示ステップＳ４は、脈波取得ステップＳ１と波形補正ステップＳ２との間、又は、波形補正ステップＳ２と血圧算出ステップＳ３との間において行われてもよい。
　次に、図１０のフローチャートを参照して、波形補正ステップＳ２における詳細な処理手順を説明する。図１０は、図９に示す波形補正ステップＳ２における詳細な手順を示すフロー図である。
　波形補正ステップＳ２の処理が開始すると、波形補正部２２により、以下のステップＳ２１～２４の処理が行われる。まず、脈波波形における最低点Ｑｍｉｎ及び最高点Ｑｍａｘが検出される（Ｓ２１）。続いて、最低点Ｑｍｉｎ及び最高点Ｑｍａｘの比が算出され、当該比に基づき脈波波形が補正される（Ｓ２２）。具体的には、最低点Ｑｍｉｎ及び最高点Ｑｍａｘの比が、予めコンピュータ２０に設定された拡張期血圧Ｐｍｉｎと収縮期血圧Ｐｍａｘとの比となるように、各時間における脈波波形値にそれぞれ加算係数が加算される。
　続いて、Ｓ２１～Ｓ２２の処理が行われることにより、補正された脈波波形におけるＤＮ点ＱＤＮが検出される（Ｓ２３：ＤＮ点検出ステップ）。続いて、脈波波形におけるＤＮ点ＱＤＮでの脈波波形値に基づき脈波波形が補正される（Ｓ２４）。具体的には、ＤＮ点ＱＤＮでの脈波波形値が、予めコンピュータ２０に設定されたノッチ点ＰＤＮでの血圧値となるように、各時間における脈波波形値に乗算係数が乗算される。以上のようにして、波形補正部２２により波形補正の処理が終了し、血圧波形に相当する波形が取得される。なお、Ｓ２１及びＳ２２の処理（第一補正処理）と、Ｓ２３及びＳ２４の処理（第二補正処理）とは、逆の順序で行われてもよい。すなわち、ＤＮ点ＱＤＮでの脈波波形値に基づき補正された脈波波形に対し、補正された脈波波形の最低点Ｑｍｉｎと最高点Ｑｍａｘとの比が所定値となるように、補正された脈波波形を更に補正してもよい。また、Ｓ２１における最低点Ｑｍｉｎ及び最高点Ｑｍａｘの検出及びＳ２３におけるＤＮ点ＱＤＮの検出は、Ｓ２２及びＳ２４の処理の前にまとめて行われてもよい。
　以上、本実施形態に係るコンピュータ２０及びコンピュータ２０を用いた血圧測定方法によれば、脈波波形において、血圧波形におけるノッチ点ＰＤＮに対応するＤＮ点ＱＤＮが検出され、当該ＤＮ点ＱＤＮの脈波波形値が所定の血圧値となるように脈波波形が補正される。よって、例えば予め測定された血圧波形におけるノッチ点ＰＤＮの血圧値を基準値として、脈波波形におけるＤＮ点ＱＤＮの脈波波形値が当該基準値となるように脈波波形を補正することにより、血圧波形に相当する波形を取得することができる。これにより、経時的に変化する一連の血圧値を精度よく簡便に求めることができる。
　本実施形態によれば、脈波取得ステップＳ１において取得された脈波波形が容積脈波を時間微分した波形である。このため、当該波形においてＤＮ点ＱＤＮがより明瞭となるので、ＤＮ点ＱＤＮを検出し易くすることができる。
　なお、脈波取得ステップＳ１において取得された脈波波形が、容積脈波の波形である場合には、ノッチ点ＰＤＮでの血圧値を基準値として、容積脈波の波形において、ＤＮ点ＱＤＮの脈波波形値が当該基準値となるように容積脈波の波形を補正することができる。これにより、容積脈波の波形に基づき、血圧波形に相当する波形を取得することができ、経時的に変化する一連の血圧値を精度よく簡便に求めることができる。
　本実施形態によれば、血圧算出ステップＳ３において、波形補正ステップＳ２において取得された血圧波形に相当する波形に基づき血圧値が算出されることにより、各時点での血圧値をそれぞれ求めることができる。
　本実施形態によれば、波形補正ステップＳ２において、ＤＮ点ＱＤＮの脈波波形値に基づく補正を行う脈波波形は、予め測定された拡張期血圧Ｐｍｉｎと収縮期血圧Ｐｍａｘとの比を基準値として、脈波波形における最低点Ｑｍｉｎ及び最高点Ｑｍａｘの比に基づき補正された脈波波形である。よって、当該脈波波形においてＤＮ点がより明瞭になるので、ＤＮ点を検出し易くすることができ、血圧波形に相当する波形をより正確に取得することができる。
　また、Ｓ２１及びＳ２２の処理（第一補正処理）とＳ２３及びＳ２４の処理（第二補正処理）とが逆の順序で行われた場合にも、予め測定された拡張期血圧Ｐｍｉｎと収縮期血圧Ｐｍａｘとの比を基準値として、ＤＮ点ＱＤＮの脈波波形値に基づき補正された脈波波形における最低点Ｑｍｉｎ及び最高点Ｑｍａｘの比が当該基準値となるように補正されるので、血圧波形に相当する波形をより正確に取得することができる。
　本実施形態によれば、表示ステップＳ４において、脈波取得ステップＳ１で取得された脈波波形、波形補正ステップＳ２で補正されることで取得された血圧波形に相当する波形、及び血圧算出ステップＳ３で算出された血圧値の少なくとも１つが表示される。このため、脈波波形、血圧波形に相当する波形、又は血圧値の情報を可視化することができ、これらの情報を測定者に視認させることができる。
（第２実施形態）
　次に、図１１を参照して、第２実施形態に係る血圧測定装置の構成について説明する。図１１は、本発明の一側面の第２実施形態に係る血圧測定装置を示す概略構成図である。図１１に示すように、本実施形態においては、スマートフォン等の通信端末４０が血圧測定装置として機能する。スマートフォン等の通信端末は、プロセッサや記憶媒体等を備えたコンピュータに含まれる。通信端末４０は、第１実施形態に係るコンピュータ２０と同様の機能を有する。すなわち、通信端末４０は、コンピュータ２０と同様、脈波取得部２１と、波形補正部２２と、血圧算出部２３と、表示部２４としての機能を有している。
　通信端末４０がコンピュータ２０と異なる点は、通信端末４０は、第１実施形態に係る脈波計測装置１０としての機能も有する点である。すなわち、通信端末４０の脈波取得部２１は、被験者である生体Ｈの内部へ光を照射する光源（光照射装置）１６と、光源１６から照射された光であって生体Ｈの内部を透過した光を検出する光検出器１７とを有する。光源１６は、例えば通信端末４０のフラッシュランプである。光検出器１７は、例えば通信端末４０のカメラである。また、通信端末４０はフラッシュランプやカメラとは別に、脈波計測専用の光源１６と光検出器１７を備えていてもよい。また、タブレットコンピュータ等もプロセッサや記憶媒体等を備えたコンピュータに含まれ、通信端末４０の代わりにタブレットコンピュータ等を用いてもよい。
　本実施形態において、脈波取得部２１は、通信端末４０の光源１６と光検出器１７との両方に被験者となる生体Ｈの表面（例えば、指）が置かれた状態において、光源１６から光を生体Ｈの表面から内部へ向かって照射する。そして、脈波取得部２１は、生体Ｈからの反射光を光検出器１７で検出する。これにより、脈波取得部２１は、容積脈波を取得する。続いて、脈波取得部２１は、自ら取得した容積脈波に基づき、第１実施形態と同様にして脈波波形を取得する。そして、第１実施形態と同様にして当該脈波波形を補正することにより、血圧波形に相当する波形を取得する。これにより、本実施形態においても、経時的に変化する一連の血圧値を精度よく簡便に求めることができる。
　さらに、本実施形態によれば、通信端末４０における脈波取得部２１が、光源１６及び光検出器１７を有している。よって、脈波取得部２１における光源１６から照射された光であって生体Ｈの内部を透過した光を脈波取得部２１における光検出器１７で検出することにより、血圧測定装置である通信端末４０とは別個に脈波計測装置１０を設けることなく脈波波形を容易に取得することができる。
　以上、本発明の一側面の種々の実施形態について説明したが、本発明の一側面は上記実施形態に限定されるものではなく、各請求項に記載した要旨を変更しない範囲で変形し、又は他のものに適用したものであってもよい。
　例えば、図１２に示す変形例のように、上記第１実施形態に係る脈波計測装置１０に代えて、計測器とプローブとが一体化された脈波計測装置１０Ａを用いてもよい。脈波計測装置１０Ａは、生体Ｈの表面に取り付けられており、例えば通信部１３と、処理部１４と、電源部１５と、光源１６と、光検出器１７とを有している。この変形例に係る血圧測定装置においても、上記実施形態と同様、経時的に変化する一連の血圧値を精度よく簡便に求めることができる。
　また、上記実施形態では、コンピュータ２０を血圧測定装置としたが、脈波計測装置１０，１０Ａを含めた構成を血圧測定装置としてもよい。また、被験者となる生体Ｈの表面は手のひらや指以外でもよく、額や上腕、首、耳たぶなどでもよい。
　上記形態に係る血圧測定方法において、時間波形は、容積脈波の波形であってもよい。この場合、ディクロティックノッチ点での血圧値を基準値として、容積脈波の波形において、ＤＮ点の時間波形値が当該基準値となるように容積脈波の波形を補正することができる。これにより、容積脈波の波形に基づき、血圧波形に相当する波形を取得することができ、経時的に変化する一連の血圧値を精度良く簡便に求めることができる。
　上記形態に係る血圧測定方法において、時間波形は、容積脈波を時間微分した波形であってもよい。この場合、容積脈波を時間微分した波形においてＤＮ点がより明瞭となるので、ＤＮ点を検出し易くすることができる。
　上記形態に係る血圧測定方法において、時間波形は、容積脈波の波形又は容積脈波を時間微分した波形である容積脈波波形に対し、当該容積脈波波形の最低点と最高点との比が所定値となるように、補正された波形であってもよい。この場合、当該容積脈波波形においてＤＮ点がより明瞭になるので、ＤＮ点を検出し易くすることができる。
　上記形態に係る血圧測定方法において、波形補正ステップでは、補正された時間波形に対し、補正された時間波形の最低点と最高点との比が所定値となるように、補正された時間波形を更に補正してもよい。この場合、例えば予め測定された拡張期血圧と収縮期血圧との比を基準値として、ＤＮ点に基づいて補正された時間波形における最低点と最高点との比が当該基準値となるように、補正された時間波形を更に補正することができる。これにより、血圧波形に相当する波形をより正確に取得することができる。
　上記形態に係る血圧測定方法において、補正された時間波形に基づいて、血圧値を算出する血圧算出ステップを更に含んでもよい。この場合、波形補正ステップにおいて補正された時間波形は、血圧波形に相当するので、当該血圧波形に相当する波形に基づく血圧値の算出により、各時点での血圧値をそれぞれ求めることができる。
　上記形態に係る血圧測定方法において、時間波形、補正された時間波形、及び血圧値の少なくとも１つを表示する表示ステップを更に含んでもよい。この場合、時間波形、補正後の時間波形、又は血圧値の情報を可視化することができ、これらの情報を測定者に視認させることができる。
　上記形態に係る血圧測定装置において、時間波形は、容積脈波の波形であってもよい。
　上記形態に係る血圧測定装置において、時間波形は、容積脈波を時間微分した波形であってもよい。
　上記形態に係る血圧測定装置において、時間波形は、容積脈波の波形又は容積脈波を時間微分した波形である容積脈波波形に対し、当該容積脈波波形の最低点と最高点との比が所定値となるように、補正した波形であってもよい。
　上記形態に係る血圧測定装置において、波形補正部は、補正された時間波形に対し、補正された時間波形の最低点と最高点との比が所定値となるように、補正された時間波形を更に補正してもよい。
　上記形態に係る血圧測定装置において、補正された時間波形に基づいて、血圧値を算出する血圧算出部を更に備えてもよい。
　上記形態に係る血圧測定装置において、時間波形、補正された時間波形、及び血圧値の少なくとも１つを表示する表示部を更に備えてもよい。
　また、本発明の他の形態に係る血圧測定装置において、脈波取得部は、生体の内部へ光を照射する照射装置と、生体の内部を透過した光を検出する光検出器と、を有してもよい。この場合、脈波取得部における照射装置から照射された光であって生体の内部を透過した光を脈波取得部における光検出器で検出することにより、血圧測定装置とは別個に脈波計測装置を設けることなく時間波形を容易に取得することができる。
　また、被験者の血圧波形における拡張期血圧Ｐｍｉｎと収縮期血圧Ｐｍａｘとの比に対応する最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎは、例えばコンピュータ２０において脈波波形をフーリエ変換することによって脈波波形スペクトルを生成し、当該脈波波形スペクトルに基づいて算出してもよい。詳細には、脈波波形スペクトルＰ’Ｆのうち、被験者の脈拍に対応する周波数以上の脈波波形スペクトルＰ’Ｆに基づいて、被験者の最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎを算出する。より具体的には、下記の数式（１）に基づき最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎを算出する。なお、数式（１）は、本発明者らが鋭意研究を重ねた結果、新たに見出した統計的に有意な対応関係を示す。当該対応関係及び数式（１）の詳細については、後述する。なお、脈波波形スペクトルは、ＤＮ点ＱＤＮでの脈波波形値に基づき補正された脈波波形から生成してもよい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
 　ただし、数式（１）において、ｎは正の整数を示し、ｆ１は脈拍に対応する周波数を示し、ｆｎは脈拍に対応する周波数のｎ倍の周波数を示す。
　以下、脈波波形スペクトルＰ’Ｆにおける脈拍に対応する周波数ｆ１の波を１倍波とし、１倍波の周波数ｆ１のｎ倍の周波数ｆｎの波をｎ倍波とする。脈拍に対応する周波数ｆ１とは、人体が取り得る脈拍に対応する周波数範囲であって、例えば０．５Ｈｚ～３．７Ｈｚ程度である。なお、脈拍に対応する周波数ｆ１は、生体の持つ揺らぎによって、人体が取り得る脈拍に対応する周波数範囲（０．５Ｈｚ～３．７Ｈｚ程度）内で変動し、これに伴い周波数ｆｎも変動する。上記数式（１）において、Ｐ’Ｆ（ｆ１）は、１倍波のスペクトル強度を示し、Ｐ’Ｆ（ｆｎ）は、ｎ倍波のスペクトル強度を示す。１倍波のスペクトル強度とは、例えば１倍波のスペクトル強度のピーク値であり、ｎ倍波のスペクトル強度とは、例えばｎ倍波のスペクトル強度のピーク値である。
　上記数式（１）に基づき、脈波波形スペクトルＰ'Ｆにおける１倍波以上のスペクトル強度の各ピーク値の和と、脈波波形スペクトルＰ'Ｆにおける１倍波のスペクトル強度のピーク値との比を算出することにより、最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎとを算出する。上記数式（１）により最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎを算出する場合、例えばＮ＝３としてもよい。すなわち少なくとも１倍波から３倍波までのスペクトル強度のピーク値を用いてもよい。また、Ｎ＝６としてもよい。すなわち、１倍波から６倍波までのスペクトル強度のピーク値を用いてもよい。また、より具体的には、脈波波形スペクトルＰ’Ｆにおいて３０Ｈｚよりも高い周波数の成分はノイズであるため、このようなノイズまで算出結果に反映しないように３０Ｈｚ以下のスペクトル強度のピーク値を用いてもよく、好ましくは２０Ｈｚ以下のスペクトル強度のピーク値を用いてもよい。
　また、１倍波群以上の各相対血圧波形スペクトルの強度の和に基づいて、最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎを算出してもよい。具体的に、下記の数式（２）に基づき最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎを算出してもよい。なお、数式（２）は、本発明者らが鋭意研究を重ねた結果、新たに見出した統計的に有意な対応関係を示す。当該対応関係及び数式（２）の詳細については、後述する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
 　ただし、数式（２）において、ｎは正の整数を示し、ｆ１は脈拍に対応する周波数を示し、ｆｎは脈拍に対応する周波数のｎ倍の周波数を示す。
　以下、脈拍に対応する周波数ｆ１を含むと共に脈拍に対応する周波数ｆ１の所定の範囲の周波数の波群を、１倍波群とする。より具体的には、１倍波群とは、例えば１倍波のスペクトル強度のピーク値を中心とした所定の有効幅の範囲のスペクトルである。１倍波群のスペクトル強度とは、例えば所定の有効幅でのスペクトル強度の積分値である。また、脈拍に対応する周波数ｆ１のｎ倍の周波数ｆｎを含むと共にｎ倍の周波数ｆｎの所定の範囲の周波数の波群をｎ倍波群とする。より具体的には、ｎ倍波群とは、例えばｎ倍波のスペクトル強度のピーク値を中心とした所定の有効幅の範囲のスペクトルである。ｎ倍波群のスペクトル強度とは、例えば所定の有効幅でのスペクトル強度の積分値である。なお、所定の有効幅の具体例については、図１８を参照して後述する。
　上記数式（２）に基づき、脈波波形スペクトルＰ'Ｆにおける１倍波群以上のスペクトル強度の各ピーク値の和と、脈波波形スペクトルＰ'Ｆにおける１倍波群のスペクトル強度のピーク値との比を算出することにより、最高最低血圧比ＰＴｍａｘ：ＰＴｍｉｎとを算出してもよい。上記の数式（２）において、Ｎ＝３としてもよい。すなわち少なくとも１倍波群から３倍波群までのスペクトル強度の積分値を用いてもよい。また、Ｎ＝６としてもよい。すなわち１倍波群から６倍波群までのスペクトル強度の積分値を用いてもよい。また、より具体的には、脈波波形スペクトルＰ’Ｆにおいて３０Ｈｚよりも高い周波数の成分はノイズであるため、このようなノイズまで算出結果に反映しないように３０Ｈｚ以下のスペクトル強度の積分値を用いてもよく、好ましくは２０Ｈｚ以下のスペクトル強度の積分値を用いてもよい。
　次に、本発明者らが発見した上記の数式（１）に示す対応関係について、詳細に説明する。
　図１３は、観血式カテーテル血圧計により計測した血圧波形を示すグラフである。図１３の横軸は時間［ｓ］を示し、図１３の縦軸は血圧［ｍｍＨｇ］を示す。図１３に示すグラフにおいて、最高血圧値ＰＴｍａｘは約１３０ｍｍＨｇを示し、最低血圧値ＰＴｍｉｎは約７０ｍｍＨｇを示す。よって、最高血圧値ＰＴｍａｘと最低血圧値ＰＴｍｉｎとの比、すなわち最高最低血圧比は、約１．８６である。血圧波形は、主に脈拍に対応する周波数ｆ１の１倍波（主波）と、その周波数ｆ１より大きい周波数ｆｎのｎ倍波とで構成されており、図１３に示す血圧波形をフーリエ変換すると、図１４に示すようなパワースペクトルが得られる。
　図１４は、図１３に示す血圧波形をフーリエ変換して得られるパワースペクトルを示すグラフである。当該パワースペクトルは１倍波のスペクトル強度によって規格化されており、図１４の横軸は周波数［Ｈｚ］を示し、図１４の縦軸はスペクトル強度を示す。本発明者らは、鋭意研究を重ねた結果、図１４に示すパワースペクトルにおいて、１倍波以上のｎ倍波のスペクトルの強度の和と１倍波のスペクトルの強度との比（以下、「スペクトル強度に基づく比」とも称する）は、図１３に示す血圧波形から得られる最高最低血圧比に略等しくなることを新たに見出した。具体的に、図１４に示すパワースペクトルにおいて、１倍波以上のｎ倍波のスペクトル強度の和は、１．００＋０．４９＋０．２０＋０．１６＝１．８５である。よって、１倍波以上のｎ倍波のスペクトル強度の和と１倍波のスペクトル強度との比は、１．８５であり、真の血圧波形における最高血圧値ＰＴｍａｘと最低血圧値ＰＴｍｉｎとの比である約１．８６に略等しい。この対応関係は、上記の数式（１）により示すことができる。
　本発明者らは、上記の数式（１）に示す対応関係が、次の実験により統計的に有意であることを確認している。本発明者らは、カニクイザルに対して足の動脈に観血式血圧計を設置した状態で、濃度の異なるイソフルラン麻酔薬をカニクイザルに与えて血圧を変動させながら、カニクイザルの血圧の変動を示す血圧波形を継続的に測定した。図１５に、麻酔薬によるカニクイザルの血圧の変動を示す。図１５の横軸は時間を示し、図１５の縦軸は血圧を示す。
　そして、測定された血圧波形のうち異なる時間帯のデータを複数抽出し、抽出したデータから求めた最高血圧と最低血圧との比と、血圧波形をフーリエ変換して得たスペクトル強度に基づく比との関係を図１６のグラフに示すようにプロットすることで、これらの相関関係を確かめた。図１６の横軸は、カニクイザルに対して行った実験により求めた最高最低血圧比を示し、図１６の縦軸は、血圧波形をフーリエ変換して得たスペクトル強度に基づく比を示す。図１６に示すように、血圧波形をフーリエ変換して得たスペクトル強度に基づく比は、カニクイザルに対して行った実験により求めた最高血圧と最低血圧との比の±５％の範囲内に収まっていることが確認された。
　以上より、上記数式（１）で示す対応関係が統計的に有意であることが示された。
　なお、上記の数式（１）で示す関係性の精度は、フーリエ変換の周波数分解能に依存する。１つの脈波を考えるとき、理想的には脈拍に対応する周波数の整数倍以外の周波数の波は存在しない。しかし、複数の脈波を考える場合、生体揺らぎにより、脈拍に対応する周波数の整数倍以外の周波数の波が含まれる。
　フーリエ変換による周波数分解能は、原理上、変換前の時間波形の長さに依存するが、実際に測定された時間波形は有限の長さであるため、時間波形のスペクトルを周波数別に完全に分離することはできない。各整数倍波のスペクトルにはその周辺の整数倍以外の波のスペクトルが含まれる。周波数分解能が高いほど、整数倍以外の波を除去することができ、上記の数式（１）で示す関係性の精度が上がる。逆に周波数分解能が低いほど整数倍以外の波の影響を受け、精度が下がる。なお、フーリエ変換の周波数分解能によって精度の違いはあるが、上記の数式（１）で示す対応関係は、統計的に有意に保たれる。
　図１７は、生体揺らぎによる血圧波形のパワースペクトルの広がりを示すグラフである。図１７の横軸は周波数［Ｈｚ］を示し、図１７の縦軸はスペクトル強度を示す。図１７のグラフ１０ａは、生体揺らぎを無視した理想的な血圧波形のパワースペクトルを示し、図１７のグラフ１０ｂは、生体揺らぎにより整数倍以外の波が含まれた血圧波形のパワースペクトルを示す。生体揺らぎにより整数倍以外の波が含まれた血圧波形のパワースペクトルを示すグラフ１０ｂは、生体揺らぎを無視した理想的な血圧波形のパワースペクトルを示すグラフ１０ａに比べて、各ピークの山が幅広となっている。
　本発明者らは、このように生体揺らぎにより整数倍以外の波が含まれた血圧波形のパワースペクトルにおいて、１倍波群以上のｎ倍波群の各スペクトル強度の和と１倍波群のスペクトル強度との比が、最高血圧値ＰＴｍａｘと最低血圧値ＰＴｍｉｎとの比に略等しいことを見出した。すなわち、上記の数式（２）で示す対応関係が成り立つことを見出した。
　上記の数式（２）に示す対応関係が成り立つことにより、上述したように、各ピーク値を含んだ所定の有効幅でのスペクトル強度の積分値から最高最低血圧比を求めることができる。ここで、所定の有効幅とは、例えば図１８の（ａ）に示すようにｎ倍波のスペクトル強度のピーク値の半値となる周波数幅Ｗ１であってもよいし、例えば図１８の（ｂ）に示すように隣り合うｎ倍波の周波数間の中心で区切った周波数幅Ｗ２であってもよい。なお、血圧比算出装置の機器特性又は生体揺らぎ等を考慮し、最適な周波数分解能又はスペクトル群の有効幅を適宜設定してもよい。
　また、本発明の一形態に係る血圧測定プログラムは、メインモジュール、脈波取得モジュール、ＤＮ点検出モジュール、及び波形補正モジュールを備えている。
　メインモジュールは、血圧測定処理を統括的に制御する部分である。脈波取得モジュールは、脈波取得処理を行う部分である。脈波取得モジュールを実行することにより実現される機能は、上記のコンピュータ２０の脈波取得部２１の機能と同様である。ＤＮ点検出モジュールは、ＤＮ点検出処理を行う部分であって、波形補正モジュールは、波形補正処理を行う部分である。ＤＮ点検出モジュール及び波形補正モジュールを実行することにより実現される機能は、上記のコンピュータ２０の波形補正部２２の機能と同様である。
　血圧測定プログラムは、例えば、ＣＤ－ＲＯＭ、ＤＶＤもしくはＲＯＭ等の記録媒体または半導体メモリによって提供される。また、血圧測定プログラムは、搬送波に重畳されたコンピュータデータ信号としてネットワークを介して提供されてもよい。
　なお、本発明の一形態は、血圧の時間変化を取得する血圧測定をコンピュータに実行させるためのプログラムであって、コンピュータを、容積脈波に基づく時間波形を取得する脈波取得部、時間波形において、血圧の時間変化を示す血圧波形におけるディクロティックノッチ点に対応するＤＮ点を検出するＤＮ点検出部、ＤＮ点の時間波形値が所定の血圧値となるように時間波形を補正し、血圧の時間変化を取得する波形補正部として機能させてもよい。
　本発明の一側面は、血圧測定方法、血圧測定装置、血圧測定プログラム及びそのプログラムを記録する記録媒体を使用形態とし、経時的に変化する一連の血圧値を精度よく簡便に求めることができるものである。
　１６…光源（光照射装置）、１７…光検出器、２０…コンピュータ（血圧測定装置）、２１…脈波取得部、２２…波形補正部、２３…血圧算出部、４０…通信端末（血圧測定装置）、Ｓ１…脈波取得ステップ、Ｓ２…波形補正ステップ、Ｓ２３…ＤＮ点検出ステップ、Ｓ３…血圧算出ステップ、Ｓ４…表示ステップ、Ｐｍｉｎ…拡張期血圧、Ｐｍａｘ…収縮期血圧、ＰＤＮ…ディクロティックノッチ点、Ｑｍｉｎ…最低点、Ｑｍａｘ…最高点、ＱＤＮ…ＤＮ点、Ｈ…生体。

Claims (17)

  1. 　血圧の時間変化を取得する方法であって、
    　容積脈波に基づく時間波形を取得する脈波取得ステップと、
    　前記時間波形において、前記血圧の時間変化を示す血圧波形におけるディクロティックノッチ点に対応するＤＮ点を検出するＤＮ点検出ステップと、
    　前記ＤＮ点の時間波形値が所定の血圧値となるように前記時間波形を補正し、前記血圧の時間変化を取得する波形補正ステップと、を含む、血圧測定方法。
  2. 　前記時間波形は、容積脈波の波形である、請求項１に記載の血圧測定方法。
  3. 　前記時間波形は、容積脈波を時間微分した波形である、請求項１に記載の血圧測定方法。
  4. 　前記時間波形は、容積脈波の波形又は容積脈波を時間微分した波形である容積脈波波形に対し、当該容積脈波波形の最低点と最高点との比が所定値となるように、補正された波形である、請求項１に記載の血圧測定方法。
  5. 　前記波形補正ステップでは、前記補正された時間波形に対し、前記補正された時間波形の最低点と最高点との比が所定値となるように、前記補正された時間波形を更に補正する、請求項１～３の何れか一項に記載の血圧測定方法。
  6. 　前記補正された時間波形に基づいて、血圧値を算出する血圧算出ステップを更に含む、請求項１～５の何れか一項に記載の血圧測定方法。
  7. 　前記時間波形、前記補正された時間波形、及び前記血圧値の少なくとも１つを表示する表示ステップを更に含む、請求項６に記載の血圧測定方法。
  8. 　血圧の時間変化を取得する装置であって、
    　容積脈波に基づく時間波形を取得する脈波取得部と、
    　前記時間波形において、前記血圧の時間変化を示す血圧波形におけるディクロティックノッチ点に対応するＤＮ点を検出し、前記ＤＮ点の時間波形値が所定の血圧値となるように前記時間波形を補正し、前記血圧の時間変化を取得する波形補正部と、を備える血圧測定装置。
  9. 　前記時間波形は、容積脈波の波形である、請求項８に記載の血圧測定装置。
  10. 　前記時間波形は、容積脈波を時間微分した波形である、請求項８に記載の血圧測定装置。
  11. 　前記時間波形は、容積脈波の波形又は容積脈波を時間微分した波形である容積脈波波形に対し、当該容積脈波波形の最低点と最高点との比が所定値となるように、補正した波形である、請求項８に記載の血圧測定装置。
  12. 　前記波形補正部は、前記補正された時間波形に対し、前記補正された時間波形の最低点と最高点との比が所定値となるように、前記補正された時間波形を更に補正する、請求項８～１０の何れか一項に記載の血圧測定装置。
  13. 　前記補正された時間波形に基づいて、血圧値を算出する血圧算出部を更に備える、請求項８～１２の何れか一項に記載の血圧測定装置。
  14. 　前記時間波形、前記補正された時間波形、及び前記血圧値の少なくとも１つを表示する表示部を更に備える、請求項１３に記載の血圧測定装置。
  15. 　前記脈波取得部は、生体の内部へ光を照射する照射装置と、前記生体の内部を透過した前記光を検出する光検出器と、を有する、請求項８～１４の何れか一項に記載の血圧測定装置。
  16. 　血圧の時間変化を取得する血圧測定をコンピュータに実行させるためのプログラムであって、
    　容積脈波に基づく時間波形を取得する脈波取得処理と、
    　前記時間波形において、前記血圧の時間変化を示す血圧波形におけるディクロティックノッチ点に対応するＤＮ点を検出するＤＮ点検出処理と、
    　前記ＤＮ点の時間波形値が所定の血圧値となるように前記時間波形を補正し、前記血圧の時間変化を取得する波形補正処理と、を含む、血圧測定プログラム。
  17. 　請求項１６に記載の血圧測定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。
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