JP5132003B2 - 血圧推定装置及び血圧推定方法 - Google Patents

Description

本発明は、透析患者などの被測定者の血流音を測定することにより非侵襲的に被測定者の血圧値を推定する装置及び方法に関する。

例えば透析中にはしばしば突然に血圧が低下する。これを早期に発見するために、透析中、頻回に、理想的には連続的に血圧を測定する必要がある。最も一般的に行われているのは、マンシェットを用いる血圧計でマンシェットを巻きっぱなしにして、間欠的に、しかし頻回に血圧を測る方法である。この方法では、測定が最も頻回でも15分おきが限度で、それ以上では患者が不快を覚えること、マンシェットより下流にうっ血が生じること、シャント側と反対側の上肢にマンシェットを巻かなければならないため患者は両上肢を拘束されて不快であること等の問題がある。

このように血圧を測定するにはシャント側と反対側の上肢で血圧を測定すると、患者は両上肢を拘束されて不快であるので、血圧はシャント側の上肢で連続的に測定するのがよい。特許文献１に透析中の血圧をシャント側の腕で連続的に測定する方法として、シャント血流速を赤外線ドップラー計で測定し、これを用いて血圧を推定する方法が記載されている。この方法では、予め測定しておいたシャント血流速と血圧との関係（比例関係）を用いて血圧を推定する。この方法では、シャント血流の流線の中央に赤外線が当たるようにしなければならない。患者がわずかにではあっても手を動かす状況下ではこれは極めて困難である。また、装置も高価である。特許文献２，３には、透析中にシャント形成部位における振動や血流音をモニターし、シャント形成部位の血流状態を推定する方法が開示されている。しかし、これらの方法は血流量を測定するものであり、血圧を測定するものではなかった。特許文献４には透析時に使用されるシャント血管中を流れる血液中の圧力を測定し、そこから透析監視装置のポンプ類等が発する振動を特定して分離し、脈拍数及び血圧値を測定する手段が開示されている。しかし、採血液の圧力が動脈側でも低い、装置類からのノイズを分離することが難しい、さらに透析血液の再還流の可能性がある、等の欠点があり、測定精度に問題があった。

日本国特開２００６−２４７１９３号公報 日本国特開平１０−５２４９０号公報 日本国特許第３０８３３７８号公報 日本国特開２００５−２７８００号公報

本発明は、上記従来技術の問題点に鑑み、透析患者などの被測定者の血流音から収縮期血圧を精度良く推定することができ、且つ、被測定者の血流音を連続的に採取することによって収縮期血圧を連続的に推定することができる、非侵襲的な血圧推定装置及び血圧推定方法を提供することを課題とする。

本発明者等は、上記課題を解決するために鋭意検討した結果、脈波の立ち上がり区間には個人差が少ないことを利用して、脈波の立ち上がり区間の起点と終点をそれぞれ拡張期血圧と収縮期血圧に対応させた標準脈波曲線を作成し、該標準脈波曲線を被測定者の血流音から得た血流音パワー曲線と時間軸を揃えて対比させて、血流音パワーと推定血圧との対応曲線を作成し、該対応曲線を用いて血流音パワーから精度良く収縮期血圧を推定できることを見出し、本発明を完成するに至った。
即ち、本発明は下記に関する。

（１）被測定者の血圧を基準化モードと推定モードとから血圧推定する血圧推定装置であって、前記基準化モードにおいて、被測定者の血流音から血流音パワー波形を求める血流音パワー波形算出手段と、前記基準化モードにおいて、被測定者の基準化用収縮期血圧と基準化用拡張期血圧とを測定する血圧測定手段と、前記基準化モードにおいて、予め測定された脈波の立ち上がり区間の起点と終点の時間と脈圧が同一の値となるように時間軸と脈圧軸を規格化した標準脈波曲線を記憶する標準脈波曲線記憶手段と、前記基準化モードにおいて、前記血流音パワー波形、前記基準化用収縮期血圧、前記基準化用拡張期血圧、及び前記標準脈波曲線との関係から、血流音パワーと推定血圧との関係を示す対応曲線を求める第１の演算手段と、前記推定モードにおいて、被測定者の血流音を連続的に測定し、血流音パワーを連続的に測定する血流音パワー測定手段と、前記推定モードにおいて、前記対応曲線を用いて、前記連続的に測定した血流音パワーから血圧を連続的に推定する第２の演算手段と、を備えることを特徴とする血圧推定装置。
（２）前記第１の演算手段は、前記血圧測定手段により測定された基準化用拡張期血圧値と基準化用収縮期血圧値を、前記標準脈波曲線の規格化脈圧値の最低値と最高値にそれぞれ対応させて、前記標準脈波曲線から、規格化時間に対する血圧値の関係を示す基準化用血圧曲線を作成する第３の演算手段と、前記基準化用拡張期血圧値と前記基準化用縮期血圧値の測定時刻と対応する時刻における前記血流音パワー波形の立ち上がり区間の時間軸を規格化し、該規格化時間に対する血流音パワーの関係を示す基準化用血流音パワー曲線を作成する第４の演算手段と、同一規格化時間における前記基準化用血圧曲線と前記基準化用血流音パワー曲線との関係から、前記同一規格化時間における血流音パワーと推定血圧の関係を示す前記対応曲線を作成する第５の演算手段と、を有することを特徴とする、（１）に記載の血圧推定装置。
（３）前記第１の演算手段は、前記対応曲線上の規格化時間の終点に対応する点を通り、該対応曲線を近似する収縮期血圧推定１次関数を算出する第６の演算手段をさらに備え、前記第２の演算手段は、前記血流音パワー測定手段により測定された血流音パワーの最高値を、前記収縮期血圧推定１次関数に入力して、収縮期推定血圧を求めることを特徴とする、（２）に記載の血圧推定装置。
（４）前記第６の演算手段は、血圧推定時に血流音パワーの最高値が、前記基準化用拡張期血圧値と前記基準化用収縮期血圧値の測定時刻の血流音パワーの最高値より低下する被測定者用の第１の収縮期血圧推定１次関数と、血圧推定時に血流音パワーの最高値が、前記基準化用拡張期血圧値と基準化用収縮期血圧値の測定時刻の血流音パワーの最高値より上昇する被測定者用の第２の収縮期血圧推定１次関数を算出し、前記第２の演算手段は、血圧推定時の被測定者の血流音パワーの最高値の変動に応じて、前記第１の収縮期血圧推定１次関数又は前記第２の収縮期血圧推定１次関数を用いて収縮期推定血圧を求めることを特徴とする、（３）に記載の血圧推定装置。
（５）前記第６の演算手段は、前記血圧推定時に所定の閾値以下に血流音パワーの最高値が低下する被測定者用の他の収縮期血圧推定１次関数を算出し、前記第２の演算手段は、血圧推定時の被測定者の血流音パワーの最高値が前記閾値以下になった場合に、前記第１の収縮期血圧推定１次関数に代えて、前記他の収縮期血圧推定１次関数を用いて収縮期推定血圧を求めることを特徴とする、（４）に記載の血圧推定装置。
（６）前記他の収縮期血圧推定１次関数は、血流音パワーの最高値が前記閾値のときに第１の収縮期血圧推定１次関数と交点を持ち、血流音パワーの最高値が前記閾値以下の範囲の対応曲線を近似したものであることを特徴とする、
５）に記載の血圧推定装置。
（７）前記第１の収縮期血圧推定１次関数は、前記第５の演算手段で得られた対応曲線上の規格化時間の始点を０、終点を１とした場合の５／１２以上７／１２以下の間の規格化時間に対応する点と、９／１２以上１１／１２以下の間の規格化時間に対応する点とを結ぶ傾きを有する直線であり、前記第２の収縮期血圧推定１次関数は、前記第５の演算手段で得られた対応曲線上の規格化時間の終点に対応する点と、前記規格化時間の始点を０、終点を１とした場合の９／１２以上１１／１２以下の間の規格化時間に対応する点とを結ぶ傾きを有する直線であることを特徴とする、（４）〜（６）のいずれかに記載の血圧推定装置。
（８）前記第１の演算手段による血圧推定中に前記収縮期血圧推定１次関数を求める演算を複数回実施して該収縮期血圧推定１次関数を修正することを特徴とする、（３）〜（７）のいずれかに記載の血圧推定装置。
（９）前記血圧推定装置が、更に前記基準化モードと、前記推定モードのいずれかを設定するモード設定手段と、少なくとも前記基準化用拡張期血圧値、前記基準化用収縮期血圧値、前記標準脈波曲線の各データを入力する情報入力手段と、少なくとも推定血圧値を出力する情報出力手段と、前記基準化用拡張期血圧値並びに基準化用収縮期血圧値を記憶する血圧値記憶手段と、を具備することを特徴とする、（１）〜（８）のいずれかに記載の血圧推定装置。
（１０）前記標準脈波曲線の作成に使用する脈波が、複数人の不特定被測定者から得られた複数の脈波を平均したものであることを特徴とする、（１）〜（９）のいずれかに記載の血圧推定装置。
（１１）前記標準脈波曲線の作成に使用する脈波が、血圧推定される前記被測定者の脈波であることを特徴とする、（１）〜（１０）のいずれかに記載の血圧推定装置。
（１２）血圧推定装置により被測定者の血圧を血圧推定する血圧推定方法であって、前記血圧推定装置は、基準化モードと、推定モードを実行し、前記基準化モードは、被測定者の血流音を測定し、測定された血流音から血流音パワー波形を求める第１の工程と、被測定者の基準化用収縮期血圧と基準化用拡張期血圧とを測定する第２の工程と、予め測定された脈波の立ち上がり区間の起点と終点の時間と脈圧が同一の値となるように時間軸と脈圧軸を規格化した標準脈波曲線を用意する第３の工程と、前記血流音パワー波形、前記基準化用収縮期血圧、前記基準化用拡張期血圧及び前記標準脈波曲線との関係から、血流音パワーと血圧との関係を示す対応曲線を求める第４の工程と、を有し、前記推定モードは、被測定者の血流音を連続的に測定し、血流音パワーを連続的に測定する第５の工程と、前記対応曲線を用いて、前記連続的に測定した血流音パワーから推定血圧を連続的に推定する第６の工程と、を有することを特徴とする血圧推定方法。
（１３）前記第４の工程は、基準化用拡張期血圧値と基準化用収縮期血圧値を、前記標準脈波曲線の規格化脈圧値の最低値と最高値にそれぞれ対応させて、前記標準脈波曲線から、規格化時間に対する血圧値の関係を示す基準化用血圧曲線を作成する工程と、前記基準化用拡張期血圧値と前記基準化用縮期血圧値の測定時刻と対応する時刻における前記血流音パワー波形の立ち上がり区間の時間軸を規格化し、該規格化時間に対する血流音パワーの関係を示す基準化用血流音パワー曲線を作成する工程と、同一規格化時間における前記基準化用血圧曲線と前記基準化用血流音パワー曲線との関係から、前記同一規格化時間における血流音パワーと推定血圧の関係を示す対応曲線を作成する工程と、を有することを特徴とする、（１２）に記載の血圧推定方法。
（１４）前記第４の工程は、前記対応曲線上の規格化時間の終点に対応する点を通り、該対応曲線を近似する収縮期血圧推定１次関数を算出し、前記第６の工程は、第５の工程において測定された血流音パワーの最高値を、前記血圧推定１次関数に入力して、収縮期推定血圧を求めることを特徴とする、（１３）に記載の血圧推定方法。
（１５）前記第４の工程は、血圧推定時に血流音パワーの最高値が、前記基準化用拡張期血圧値と前記基準化用収縮期血圧値の測定時刻の血流音パワーの最高値より低下する被測定者用の第１の収縮期血圧推定１次関数と、血圧推定時に血流音パワーの最高値が、前記基準化用拡張期血圧値と基準化用収縮期血圧値の測定時刻の血流音パワーの最高値より上昇する被測定者用の第２の収縮期血圧推定１次関数を算出し、前記第６の工程は、血圧推定時の被測定者の血流音パワーの最高値の変動に応じて、前記第１の収縮期血圧推定１次関数又は前記第２の収縮期血圧推定１次関数を用いて収縮期推定血圧を求めることを特徴とする、（１４）に記載の血圧推定方法。
（１６）前記第４の工程は、前記血圧推定時に所定の閾値以下に血流音パワーの最高値が低下する被測定者用の他の収縮期血圧推定１次関数を算出し、前記第６の工程は、血圧推定時の被測定者の血流音パワーの最高値が前記閾値以下になった場合に、前記第１の収縮期血圧推定１次関数に代えて、前記他の収縮期血圧推定１次関数を用いて収縮期推定血圧を求めることを特徴とする、（１５）に記載の血圧推定方法。

本発明によれば、被測定者の血流音から収縮期血圧を精度良く、且つ、連続的に推定することができるので、例えば透析中に起こる透析患者の急激な血圧低下を早期に検出することができる。

基準化モードの処理フロー図である。 収縮期血圧推定モードの処理フロー図である。 血流音パワーを測定するフロー図である。 透析中の被測定者の血流音の一例を示す図である。 血流音パワーの一例を示す図である。 血流音パワーの平均最高値の一例を示す図である。 血流音測定手段の模式図である。 透析開始から終了までの被測定者の血流音の一例を示す図である。 オシロメトリック法による間歇的血圧測定値を示すグラフである。 図８の血流音から求めた血流音パワーの最高値の推移を示すグラフである。 収縮期血圧と血流音パワーの最高値の相関図である。 収縮期血圧推定１次関数の算出処理フロー図である。 脈波を示す図である。 標準脈波曲線を示すグラフである。 基準化用血圧曲線を示すグラフである。 血流音パワー波形と時間の関係の模式図である。 基準化用血流音パワー曲線を示すグラフである。 同一規格化時間で基準化用血圧曲線と基準化用血流音パワー曲線を重ね合わせたグラフである。 推定血圧と血流音パワーの対応曲線を示すグラフである。 第１の収縮期血圧推定１次関数の傾きを示すグラフである。 規格化時間における第１の収縮期血圧推定１次関数の傾きを定める区間を示すグラフである。 透析患者１の第１の収縮期血圧推定１次関数と、回帰曲線と、血圧・血流音パワーの対応曲線を示すグラフである。 透析患者１に対する実測血圧値と推定血圧値の対応性を示すグラフである。 透析患者２の第１の収縮期血圧推定１次関数と、回帰曲線と、血圧・血流音パワーの対応曲線を示すグラフである。 透析患者２に対する実測血圧値と推定血圧値の対応性を示すグラフである。 透析患者３の第１の収縮期血圧推定１次関数と、回帰曲線と、血圧・血流音パワーの対応曲線を示すグラフである。 透析患者３に対する実測血圧値と推定血圧値の対応性を示すグラフである。 第２の収縮期血圧推定１次関数の傾きを示すグラフである。 規格化時間における第２の収縮期血圧推定１次関数の傾きを定める区間を示すグラフである。 透析患者４の第２の収縮期血圧推定１次関数と、回帰曲線と、血圧・血流音パワーの対応曲線を示すグラフである。 透析患者４に対する実測血圧値と推定血圧値の対応性を示すグラフである。 透析患者５の第２の収縮期血圧推定１次関数と、回帰曲線と、血圧・血流音パワーの対応曲線を示すグラフである。 透析患者５に対する実測血圧値と推定血圧値の対応性を示すグラフである。 透析患者６の第１の収縮期血圧推定１次関数と、回帰曲線と、血圧・血流音パワーの対応曲線を示すグラフである。 透析患者６に対する実測血圧値と推定血圧値の対応性を示すグラフである。 透析患者７の第１の収縮期血圧推定１次関数と、回帰曲線と、血圧・血流音パワーの対応曲線を示すグラフである。 透析患者７に対する実測血圧値と推定血圧値の対応性を示すグラフである。 他の収縮期血圧推定１次関数の傾きを示すグラフである。 規格化時間における他の収縮期血圧推定１次関数の傾きを定める区間を示すグラフである。 透析患者６の他の収縮期血圧推定１次関数と、回帰曲線と、血圧・血流音パワーの対応曲線を示すグラフである。 透析患者６に対する実測血圧値と推定血圧値の対応性を示すグラフである。 透析患者７の他の収縮期血圧推定１次関数と、回帰曲線と、血圧・血流音パワーの対応曲線を示すグラフである。 透析患者７に対する実測血圧値と推定血圧値の対応性を示すグラフである。 装置の構成図である。 コルトコフ音を用いる場合の装置の構成図である。

以下、図面を参照しながら、本発明に係る血圧推定装置を実施形態に基づき説明するが、本発明はこれに限定されるものではない。本願は、血流音パワーと脈波の関係をもとに血流音パワーから収縮期血圧を推定するための収縮期血圧推定１次関数を求める基準化モードと、前記収縮期血圧推定１次関数を使用して血流音パワーの最高値から収縮期血圧を推定する推定モードからなり、図１に基準化モードの処理、図２に収縮期血圧推定モードの処理内容を示す。

基準化モードでは、図１に示すようにまず基準化用の血流音を測定するステップ１０１により基準化用血流音パワー波形１０２を求める。また、同時に基準化用の血圧を測定するステップ１０３により、基準化用の収縮期血圧値と拡張期血圧値１０４を求める。予め用意した標準脈波曲線１０５と、基準化用血流音パワー波形１０２、基準化用収縮期血圧値と基準化用拡張期血圧値１０４から、収縮期血圧を推定するための血圧推定１次関数を算出するステップ１０６により、収縮期血圧推定１次関数１０７を求める。

収縮期血圧推定モードでは、図２に示すように血流音を測定するステップ２０１により、血流音パワーの最高値２０２を求め、基準化モードで算出した前記収縮期血圧推定１次関数２０３を使用して血流音パワーの最高値２０２から収縮期血圧を推定するステップ２０４により、収縮期推定血圧２０５を求める。

図３は血流音を測定するステップ２０１により、血流音パワーの最高値２０２を求める処理内容に関するフロー図で、図４に示すような被測定者としての透析患者のシャント部の血流音へ適用した場合の各ステップの出力例を図５に示す。まず、図４の測定された血流音に対して、ステップ３０１で血流音パワーを計算する。特定の周波数帯域に雑音が混入しているような場合は、血流音を複数の周波数帯域に分割して、前記特定の周波数帯を含まない周波数帯域の血流音信号のみを使用して血流音パワーを計算してもよい。図５の中の実線は、８kＨサンプリングした血流音から0.75kHzから1.75kHzの周波数帯域を抽出し、10m秒間隔で、50m秒区間についてシャント音波の振幅の二乗和を計算してプロットした場合の血流音パワーである。次に、前記血流音パワーの最高値を検出するステップ３０２により、図５中の破線丸で囲まれた血流音パワーの最高値を求める。さらに、前記血流音パワーの最高値を平均化するステップ３０３により、ある時間区間（以後、フレーム幅とよぶ）に含まれる血流音パワーの最高値についてそれぞれの平均値を、ある時間周期（以後、フレームシフトとよぶ）で求める。30分の透析患者のシャント部の血流音に対して、フレーム幅を30秒、フレームシフトを10秒とした場合の平均最高値の例を図６に示す。ここで、図６の波形は、図７に示すように、聴診器のチェストピース７０３で入力したシャント部の血流音をコンデンサマイクロフォン７０４で電気信号に変換してマイクアンプ７０５で増幅した後、A/Dコンバータ７０６でデジタル化してパーソナルコンピュータ７０７で処理して算出したものである。また、図６の横軸は時間であり、縦軸は血流音パワーの平均最高値を対数化して表示している。なお、本実施例の聴診器以外に音波検出部として好ましいものは、例えば人体の接触部の形状や動作によって接触面積や接触圧が変動しにくい小型で軽量な伝導マイクやシリコンマイクなどである。また、図７では、パーソナルコンピュータによりデジカル化された血流音から血流音パワーの最高値を計算しているが、電気回路によってアナログ信号のまま血流音から血流音パワーまたは血流音パワーの最高値に変換し、その後にデジタル化して必要な処理を行ってもよい。

透析患者１名（以後、透析患者１と呼ぶ）の透析時間中の血流音波を図８に、また同時に、間欠的にオシロメトリック法で１０回測定した血圧値を図９にそれぞれ示す。図１０は、図８の血流音波を図３の処理フローにより処理した結果である。すなわち、8kHサンプリング血流音データから0.75kHzから1.75kHzの周波数帯域を抽出して50m秒区間についてシャント音波の振幅の二乗和を10m秒ごとに計算して血流音パワーとし、その最高値を検出して、フレーム幅を30秒、フレームシフトを10秒として平均化処理を行って対数表示したものである。なお、透析開始後約30分の時点で大きく血圧が低下しているのは、バルサルバ試験を行ったためである。

図１１は、図８の収縮期血圧と、対応する時刻の血流音パワーの最高値（30秒平均）の散布図である。また、収縮期血圧と血流音パワーの最高値について相関係数を求めると0.99となり、高い相関性があることがわかる。したがって、あらかじめ複数回の血圧値と対応する時刻の血流音パワーの最高値が既知で、収縮期血圧と血流音パワーの最高値について回帰線が計算できるのであれば、血流音パワーの最高値から収縮期血圧を推定することが可能となる。本願は、回帰線に相当する収縮期血圧推定１次関数を、１回の血圧測定値と対応する時刻の血流音パワーと標準的な脈波波形から算出して、血流音パワーの最高値から収縮期血圧を推定する装置に関する。

１回の基準化用血圧測定値（基準化用収縮期血圧値、基準化用拡張期血圧値）と、それに対応する時刻の基準化用血流音パワー波形と、標準脈波曲線から、前記の収縮期血圧推定１次関数を算出する処理フローを図１２に示す。前提として、あらかじめ、図１３に示すような脈波から立ち上がり区間を切り出して、これを図１４に示すように時間軸方向と圧力方向にそれぞれ最小値が0、最大値が1となるように規格化した波形（以後、標準脈波曲線と呼ぶ）を用意しておく。脈波は、例えばオムロンコーリン社「BP-608E」などの医療用測定器を用いて測定できる。好ましくは、血圧推定の対象者ごとに標準脈波曲線を用意することであるが、前記医療機器が一般的に普及しておらず現実的でないこと、脈波の立ち上がり区間の波形は人によるばらつきが少ないことから、事前に複数人の脈波を測定してその立ち上がり区間を平均化したものを標準脈波曲線としてもよい。

まず、ステップ１２０１において、図１５に示すように、標準脈波曲線の規格化脈圧値の最高値である脈圧値1.0に基準化用収縮期血圧値を、標準脈波曲線の規格化脈圧値の最低値である脈圧値0.0に基準化用拡張期血圧値を対応させる。脈波は、図１３に示すように血圧の変動を示すが、血圧値がない。そこで、別途測定された基準化用収縮期血圧値と基準化用拡張期血圧値を、脈派の最高値と最低値としてあてはめ、脈派に血圧値を持たせる。つまり、対応前の脈波（標準脈波曲線）をｐとし、対応後の血圧波（基準化用血圧曲線）をＰとすると、
Ｐ＝（基準化用拡張期血圧値）＋（基準化用収縮期血圧値−基準化用拡張期血圧値）×ｐ
となる。以後、基準化用血圧値が対応付けられた標準脈波曲線を基準化用血圧曲線と呼ぶ。

次に、ステップ１２０２において、図３の処理フローにより図１６に示すような基準化用血圧値の測定時刻と対応する時刻における血流音パワー波形を求め、その立ち上がり区間を切り出す。その際、切り出した立ち上がり区間の波形に対して、図１７に示すように横軸の時間軸に関して最小値が0、最大値が1となるよう規格化を行い、以後、これを基準化用血流音パワー曲線と呼ぶ。また、基準化用血圧値の測定時刻と対応する時刻における血流音パワー波形とは、基準化用血圧を測定している期間中に測定された複数の血流音パワー波形の平均であっても良いし、あるいは図４５の装置を用いて同定された、基準化用収縮期血圧の測定時刻に発生した血流音パワー波形であっても良い。

さらに、ステップ１２０３において、0.0から1.0までの各規格化時刻の基準化用血圧曲線の値と血流音パワーの値を対応させ、横軸に血流音パワー、縦軸に推定血圧をとってプロットする。一例として、図１５の基準化用血圧曲線と図１７の基準化用血流音パワー曲線を図１８に示すように重ね合わせ、規格化時刻ごとに対応させると、図１９に示すような同一規格化時間における推定血圧と血流音パワーとの対応曲線が得られる。この場合、図１５中のP0と図１７中のS0は、ともに規格化時間の始点時刻0おける推定血圧と血流音パワーであるため、その推定血圧と血流音パワーが図１９においてSP0としてプロットされる。同様に、規格化時間の時刻1/6, 2/6, 3/6, 4/6, 5/6, 1おける推定血圧と血流音パワーである図１５と図１７中のP1とS1、P2とS2、P3とS3、P4とS4、P5とS5、P6とS6の組が、図１９においてSP1, SP2, SP3, SP4, SP5, SP6としてプロットされる。
本願では、収縮期血圧値と血流音パワーの最高値に高い正の相関があることから、両者の関係が、
収縮期推定血圧 ＝ a × 血流音パワーの最高値 + b 式（１）
と一次直線で表現されるものと仮定し、図１９の血圧と血流音パワーの対応曲線を使用して式（１）の傾きa（＞０）とY切片bを算出することにより、収縮期血圧推定１次関数 を算出する。

本実施の形態では、血圧測定を複数回行い、１回目の測定血圧値を基準化用血圧値として収縮期血圧推定１次関数の算出用に使用し、２回目以降の測定血圧値を、対応する時刻の推定血圧値の評価用に使用している。ここで、１回目の血圧測定時刻を基準化時刻、その基準化時刻の収縮期血圧値と血流音パワーの最高値をそれぞれ、基準化用血圧値、基準化用血流音パワー値と呼ぶ。なお、基準化用血流音パワー値は、例えば図１９の対応曲線におけるＳＰ６の血流音パワー値に相当する。また、本実施の形態では、収縮期血圧推定一次関数は、血圧推定時に血流音パワーの最高値が、基準化用血流音パワー値より低下する被測定者用の第１の収縮期血圧推定１次関数と、血圧推定時に血流音パワーの最高値が、基準化用血流音パワー値より上昇する被測定者用の第２の収縮期血圧推定１次関数が算出され、血圧推定中の被測定者の血流音パワーの最高値の変動に応じて、第１の収縮期血圧推定１次関数又は第２の収縮期血圧推定１次関数を用いて収縮期推定血圧が求められる。また、血圧推定時に血流音パワーの最高値が低下する場合において、血圧推定時の被測定者の血流音パワーの最高値が所定の閾値以下になった場合には、第１の収縮期血圧推定１次関数に代えて、他の収縮期血圧推定１次関数を用いて収縮期推定血圧が求められる。

＜血圧推定時の血流音パワーの最高値が基準化用血流音パワー値よりも小さくなる場合の血圧推定方法＞
この場合は、第１の収縮期血圧推定１次関数は、血圧・血流音パワーの対応曲線上の規格化時間の始点を０、終点を１とした場合の５／１２以上７／１２以下の間の規格化時間に対応する点と、９／１２以上１１／１２以下の間の規格化時間に対応する点とを結ぶ傾きを有する直線とする。例えば図１９の血圧・血流音パワーの対応曲線の中間付近の傾き、具体的には、前記規格化時間の中間点０．５に対応する血圧・血流音パワーの対応曲線上の点を挟む傾き、またはその中間点を通る血圧・血流音パワーの対応曲線上の２点を結ぶ直線の傾きを式（１）の傾きaとし、式（１）が規格化時間の終点に対応する血圧・血流音パワーの対応曲線上の点を通るようにY切片bを決める。例えば、図１９においてSP0, SP1, SP2, SP3, SP4, SP5, SP6の座標を（s0,p0）、（s1,p1）、（s2,p2）、（s3,p3）、（s4,p4）、（s5,p5）、（s6,p6）とした場合に、傾きa1とY切片b1をそれぞれ
a1 =（p5 - p3）/ （s5 - s3） 式（２）
b1 = p6 - a1 × s6 式（３）
とし、第１の収縮期血圧推定１次関数を、
収縮期推定血圧 ＝ a1 × 血流音パワーの最高値 + b1 式（４）
とする。a1の傾きを図２０に示す。このことは、図２１の区間Ａにおける血流音パワーの増加量と血圧の増加量の比を第１の収縮期血圧推定１次関数の傾きa1としていることを意味する。

図２２は、図１１の透析患者１の血流音パワーの最高値と収縮期血圧の散布図に、回帰直線、血圧・血流音パワーの対応曲線、式（４）の第１の収縮期血圧推定１次関数を示したグラフである。透析患者１の場合は、図１０より基準化時刻以降のほぼ全時刻が式（４）の第１の収縮期血圧推定１次関数の適用領域であり、式（４）の第１の収縮期血圧推定１次関数が回帰直線をよく近似していることがわかる。図２３は、血圧を測定した１０点の時刻において、血流音パワーの最高値から式（４）を使用して収縮期血圧を推定して、測定血圧値と比較したグラフである。これより、推定血圧は、透析開始後約30分の時点で行ったバルサルバ試験による血圧低下も含め、測定血圧にほぼ追従しており、本願の血圧推定装置が有効であることがわかる。

図２４は、別の透析患者１名（以後、透析患者２と呼ぶ）について、それぞれ、血流音パワーの最高値と収縮期血圧の散布図に、回帰直線、血圧・血流音パワーの対応曲線、式（４）の第１の収縮期血圧推定１次関数を示したグラフである。図２５は、式（４）を使用して得られた推定血圧値と、測定血圧値とを比較したグラフである。図２６は、さらに別の透析患者１名（以後、透析患者３と呼ぶ）について、それぞれ、血流音パワーの最高値と収縮期血圧の散布図に、回帰直線、血圧・血流音パワーの対応曲線、式（４）の第１の収縮期血圧推定１次関数を示したグラフである。図２７は、式（４）を使用して得られた推定血圧値と、測定血圧値とを比較したグラフである。これらにより、基準化以降の血流音パワーの最高値が基準化用血流音パワー値よりも小さくなる、すなわち透析中（血圧推定中）徐々に血圧が低下する患者については式（４）の第１の収縮期血圧推定１次関数を使用した血圧推定が有効であることがわかる。

＜血圧推定時の血流音パワーの最高値が基準化用血流音パワー値よりも大きくなる場合の血圧推定方法＞
血圧推定時の血流音パワーの最高値が基準化用血流音パワー値よりも大きくなる場合には、第２の収縮期血圧推定１次関数として、血圧・血流音パワーの対応曲線上の規格化時間の終点に対応する点と、規格化時間の始点を０、終点を１とした場合の９／１２以上１１／１２以下の間の規格化時間に対応する点とを結ぶ傾きを有する直線を用いる。例えば規格化時間の終点に対応する血圧・血流音パワーの対応曲線上の点を通る延長線を第２の収縮期血圧推定１次関数とする。例えば、図１９において傾きa2とY切片b2をそれぞれ
a2 =（p6 - p5）/ （s6 - s5） 式（５）
b2 = p6 - a2 × s6 式（６）
とし、血流音パワーの最高値が基準化用パワー値よりも大きい場合の第２の収縮期血圧推定１次関数を、
収縮期推定血圧 ＝ a2 × 血流音パワーの最高値 + b2 式（７）
とする。a2の傾きを図２８に示す。このことは、図２９の区間Bにおける血流音パワーの増加量と血圧の増加量の比を第２の血圧推定１次関数の傾きa2としていることを意味する。

図３０は、基準化時刻以降の血流音パワーの最高値が、一旦基準化用血流音パワー値よりも大きくなる、すなわち透析中、血圧上昇が見られた透析患者１名（以後、透析患者４と呼ぶ）の、血流音パワーの最高値と収縮期血圧の散布図に、回帰直線、血圧・血流音パワーの対応曲線、式（７）の第２の血圧推定１次関数を示したグラフである。図３１は、式（７）を用いて得られた推定血圧値と、測定血圧値と比較したグラフである。さらに図３２は、透析患者４と同じ透析中の血圧変動傾向を示す別の透析患者１名（以後、透析患者５と呼ぶ）について、血流音パワーの最高値と収縮期血圧の散布図に、回帰直線、血圧・血流音パワーの対応曲線、式（７）の第２の収縮期血圧推定１次関数を示したグラフである。図３３は、式（７）を使用して得られた推定血圧値と、測定血圧値とを比較したグラフである。これらより、基準化時刻以降の血流音パワーの最高値が、基準化用血流音パワー値よりも大きくなる、すなわち透析中、血圧上昇が見られる透析患者については、式（７）の第２の収縮期血圧推定１次関数を使用した血圧推定が有効であることがわかる。
したがって、透析患者の血流音パワーの最高値に応じて、式（４）と式（７）を切り換える血圧推定が有効である。

＜血圧推定時の血流音パワーの最高値が基準化用パワー値よりも極端に小さい場合の血圧推定方法＞
本願血圧推定装置の主要な用途の一つは透析中に突然に発生する血圧低下（以後、透析低血圧と呼ぶ）の検出である。図３４と図３５、図３６と図３７は、それぞれ、透析低血圧の症状がみられた透析患者２名（以後、透析患者６、透析患者７と呼ぶ）の血流音パワーの最高値と収縮期血圧の散布図に、回帰直線、血圧・血流音パワー対応曲線、式（４）の第１の収縮期血圧推定１次関数を示したグラフ、推定血圧値と測定血圧値とを比較したグラフである。図３４、図３５、図３６、図３７からわかるように、透析低血圧が起こると血流音パワーの最高値は、基準化パワー値の１／１００近くまで小さくなり、収縮期血圧が８０ｍｍHg程度まで低下することがあるが、式（４）の第１の収縮期血圧推定１次関数による血圧推定では必ずしも十分に追従できていない。図３４と図３６において、グラフ左端付近の血流音パワーの最高値と測定血圧値の関係をプロットした点に注目すると、式（４）の第１の収縮期血圧推定１次関数よりも、血圧・血流音パワーの対応曲線の近くに分布していることがわかる。したがって、血流音パワーの最高値が非常に小さく、透析低血圧とみなされる区間においては、式（４）の第１の収縮期血圧推定１次関数よりも、血圧・血流音パワーの対応曲線の下端付近の近似関数を用いたほうがより精度よく血圧を推定できると考えられる。そこで、血流音パワーの最高値に対して透析低血圧区間判定用の閾値Sｔｈをあらかじめ設定しておき、血流音パワーの最高値が閾値Sｔｈより低下した場合には、式（４）の第１の収縮期血圧推定１次関数に代えて、血圧・血流音パワー対応曲線の下端付近の近似１次関数（他の収縮期血圧推定１次関数）を使用して血圧の推定を行う。例えばこの他の収縮期血圧推定１次関数は、血流音パワーの最高値が閾値Ｓｔｈのときに第１の収縮期血圧推定１次関数と交点を持ち、血流音パワーの最高値が閾値Ｓｔｈ以下の範囲の対応曲線を近似したものであってもよい。例えば、閾値Ｓｔｈを、規格化時間の２／６以下の図１８のs２とし、血流音パワーの最高値がs２より小さな場合には、傾きa3とY切片b3をそれぞれ
a3 =（p2 - p1）/ （s2 - s1） 式（８）
b3 = (a1×s2+ b1) - a3 × s2 式（９）
とし、他の収縮期血圧推定１次関数を
収縮期推定血圧 ＝ a3 × 血流音パワーの最高値 + b3 式（１０）
とする。a3の傾きを図３８に示す。このことは、図３９の区間Cにおける血流音パワーの増加量と血圧の増加量の比を他の収縮期血圧推定１次関数の傾きa３としていることを意味する。

図４０と図４１、図４２と図４３は、それぞれ、透析患者６、透析患者７の血流音パワーの最高値と収縮期血圧の散布図に、回帰直線、血圧・血流音パワーの対応曲線、式（４）と式（１０）の収縮期血圧推定１次関数を示したグラフ、推定血圧値と測定血圧値とを比較したグラフである。図４０、図４２からわかるように、式（１０）の他の収縮期血圧推定１次関数が血圧・血流音パワーの対応曲線の下端付近をよく近似しており、また図４１、図４３から、透析低血区間においても精度よく血圧が推定できていることがわかる。

なお、図１９を使用した血圧推定１次関数の算出の説明では、血圧・血流音パワーの対応曲線上の代表点としてSP0,SP1,SP2, SP3, SP4, SP5, SP6の７点を用いているが、７点に限定する必要は無い。例えば、0.0から1.0までの規格化時間をN-1等分して得られるN点を用いる場合は、上端点（s6,p6）を（sN,pN）、中間点（s1,p1）、・・・、（s5,p5）に対応する点を選択して式（４）、式（７）、式（１０）から収縮期血圧推定１次関数を求めればよい。

また、不特定被測定者の標準脈波曲線を使用することにより生じる、推定血圧と血流音パワーの対応関係のずれを補正するため、補正係数α1、α2、α3を導入し、
a1’ = α1 ×a1 式（１１）
a2’ = α2 ×a2 式（１２）
a3’ = α3 ×a3 式（１３）
として、a1’、a2’、a3’ を用いて血圧を推定してもよい。’最初に作成した血圧推定１次関数においてはα1＝α2＝α3＝１であり、以後、透析中に再度、基準化用血流音測定と基準化用血圧測定を行って収縮期血圧推定１次関数の修正を行ってαの値を調整してもよい。なお、この修正は、透析中に繰り返し行われてもよい。

前記の式（４）と式（７）において、収縮期血圧推定１次関数のY切片を、基準化用血圧測定時付近の平均血流音パワーの最高値と基準化用収縮期血圧値を通るように決めている。しかしながら、基準化用の血圧測定時に不整脈等で突発的に変動した脈圧が発生し、血圧が異常値を示してしまったような場合、血流音パワーも、異常血圧値に対応した最高値や最低値をとらないと、回帰線から大きく外れてプロットされ、この点を通る収縮期血圧推定１次関数は回帰線を精度よく近似できない可能性がある。そこで、カフに音波または振動検出センサーを設置してカフ減圧時のコルトコフ音を採取し、基準化用収縮期血圧を測定した時刻の血流音パワーの最高値を同定して用いてもよい。

図４４に、本願の血圧推定装置の構成例を示す。

２２０１は血圧推定装置全体であり、該血圧推定装置には、聴診器などの血流音測定手段２２０２、ＣＰＵ、プログラムなどからなる演算手段２２０６、メモリなどの記憶手段２２０７の他に、タッチパネルなどの情報入力手段２２０５、プログラムなどにより組み込まれたモード設定手段２２０３、ディスプレイなどの情報出力手段２２０８、増幅・A/D変換手段２２０４、血圧測定手段２２１０等が組み込まれている。

情報入力手段２２０５は、血圧測定手段２２１０によって測定された基準化用拡張期血圧値並びに基準化用収縮期血圧値とその測定タイミング、標準脈波曲線を入力する。基準化用血圧値とその測定タイミングは、自動的に血圧測定手段２２１０から情報入力手段２２０５に取り込まれるようにしてもよい。

記憶手段２２０７は、情報入力手段２２０５から入力された基準化用拡張期血圧値並びに基準化用収縮期血圧値を記憶する血圧値記憶手段と、標準脈波曲線を記憶する標準脈波曲線記憶手段を有する。

２２０３は図１の基準化モードと図２の推定モードのいずれかを設定するモード設定手段である。モード設定手段２２０３が基準化モードに設定された状態で、血圧推定装置２２０１は次の処理を行う。

演算手段２２０６は、第１〜第６の演算手段と血流音パワー波形算出手段を有している。第１の演算手段は、基準化モードにおいて、血流音パワー波形、基準化用収縮期血圧、基準化用拡張期血圧、及び標準脈波曲線との関係から、血流音パワーと推定血圧との関係を示す対応曲線を求める。第２の演算手段は、推定モードにおいて、前記対応曲線を用いて、連続的に測定した血流音パワーから血圧を連続的に推定する。第１の演算手段は、さらに第３の演算手段〜第５の演算手段を有している。第３の演算手段は、血圧測定手段２２１０により測定された基準化用拡張期血圧値と基準化用収縮期血圧値を、標準脈波曲線の規格化脈圧値の最低値と最高値にそれぞれ対応させて、前記標準脈波曲線から、規格化時間に対する血圧値の関係を示す基準化用血圧曲線を作成する。第４の演算手段は、基準化用拡張期血圧値と基準化用縮期血圧値の測定時刻と対応する時刻における血流音パワー波形の立ち上がり区間の時間軸を規格化し、該規格化時間に対する血流音パワーの関係を示す基準化用血流音パワー曲線を作成する。第５の演算手段は、同一規格化時間における基準化用血圧曲線と基準化用血流音パワー曲線との関係から、同一規格化時間における血流音パワーと推定血圧の関係を示す前記対応曲線を作成する。

第１の演算手段は、さらに第６の演算手段を有している。第６の演算手段は、前記対応曲線上の規格化時間の終点に対応する点を通り、該対応曲線を近似する収縮期血圧推定１次関数を算出する。第２の演算手段は、血流音パワー測定手段により測定された血流音パワーの最高値を、前記収縮期血圧推定１次関数に入力して、収縮期推定血圧を求める。

第６の演算手段は、血圧推定時に血流音パワーの最高値が、前記基準化用拡張期血圧値と前記基準化用収縮期血圧値の測定時刻の血流音パワーの最高値より低下する被測定者用の第１の収縮期血圧推定１次関数と、血圧推定時に血流音パワーの最高値が、前記基準化用拡張期血圧値と基準化用収縮期血圧値の測定時刻の血流音パワーの最高値より上昇する被測定者用の第２の収縮期血圧推定１次関数を算出する。第２の演算手段は、血圧推定時の被測定者の血流音パワーの最高値の変動に応じて、前記第１の収縮期血圧推定１次関数又は前記第２の収縮期血圧推定１次関数を用いて収縮期推定血圧を求める。

基準化モードにおいて、前記標準脈波曲線は、演算手段２２０６が有する第３の演算手段によって、基準化用血圧曲線に変換される。血流音測定手段（血流音パワー測定手段）２２０２は、血流音を採取するためのセンサーを含み、シャント部における血流音を連続的に測定可能である。血流音測定手段２２０２によって採取された血流音センサーのアナログ信号は、増幅・A/D変換手段２２０４によって増幅されてデジタル信号に変換され、演算手段２２０６に導かれる。演算手段２２０６は、血流音パワー波形算出手段によって、血流音のデジタル信号から血流音パワー波形を作成し、血流音パワー波形から血流音パワーの最高値を計算し、第４の演算手段によって、基準化用拡張期血圧値と基準化用収縮期血圧値の測定時刻と対応する時刻における血流音パワー波形の立ち上がり区間の時間軸を規格化し、該規格化時間に対する血流音パワーの関係を示す基準化用血流音パワー曲線を作成する。演算手段２２０６は、第５の演算手段によって、基準化用血圧曲線と基準化用血流音パワー曲線から、推定血圧と血流音パワーの対応曲線を求め、第６の演算手段によって、当該対応曲線上の規格化時間の終点に対応する点を通り、該対応曲線を近似する収縮期血圧推定１次関数を算出する。該収縮期血圧推定１次関数は、記憶手段２２０７によって記憶される。推定モードにおいて、第２の演算手段によって、血流音測定手段２２０２により測定された被測定者の血流音から演算手段により算出された血流音パワーの最高値を、第６の演算手段で得られた収縮期血圧推定１次関数に入力して、収縮期推定血圧を求める。
また、第６の演算手段は、基準化モードにおいて、血圧推定時に血流音パワーの最高値が、基準化用血流音パワー値より低下する被測定者用の第１の収縮期血圧推定１次関数と、血圧推定時に血流音パワーの最高値が、基準化用血流音パワー値より上昇する被測定者用の第２の収縮期血圧推定１次関数を算出し、推定モードにおいて、第２の演算手段は、血圧推定中の被測定者の血流音パワーの最高値の変動に応じて、第１の収縮期血圧推定１次関数又は第２の収縮期血圧推定１次関数を用いて収縮期推定血圧を求める。

また、第６の演算手段は、前記血圧推定時に所定の閾値以下に血流音パワーの最高値が低下する被測定者用の他の収縮期血圧推定１次関数を算出し、第２の演算手段は、血圧推定時の被測定者の血流音パワーの最高値が前記閾値以下になった場合に、前記第１の収縮期血圧推定１次関数に代えて、前記他の収縮期血圧推定１次関数を用いて収縮期推定血圧を求める。

モード設定手段２２０３が推定モードに設定された状態では、血圧推定装置２２０１は次の処理を行う。

透析治療中に透析患者のシャント部の血流音が血流音測定手段２２０２によって測定され、該血流音のアナログ信号は増幅・A/D変換手段２２０４によって増幅されてデジタル信号に変換され、演算手段２２０６によって血流音パワーの最高値が決定される。更に、演算手段２２０６に含まれる第２の演算手段によって、前記血流音パワーの最高値が、第６の演算手段によって得られ記憶手段２２０７によって記憶されている収縮期血圧推定１次関数に入力されて収縮期推定血圧が決定される。該収縮期推定血圧は情報出力手段２２０８によって出力されても良い。

図４５に、カフ減圧時のコルトコフ音を採取し、基準化用収縮期血圧と基準化用拡張期血圧を測定した時刻の血流音パワーの最高値を同定して血圧を推定する血圧推定装置の構成例を示す。

図４４の血圧推定装置と異なる点はコルトコフ音採取手段２３０２を有することであり、該コルトコフ音採取手段２３０２は、カフに音波または振動検出センサーを設置してカフ減圧時のコルトコフ音を採取するもので、基準化用収縮期血圧と基準化用拡張期血圧を測定した時刻の血流音パワーの最高値を同定することができる。

本発明によれば、透析患者のシャント部の血流音を測定して収縮期血圧を推定する、非侵襲的な血圧推定装置を提供することができる。収縮期推定血圧の変動から術中や透析中に起こりえる急激な血圧変動を事前に予知することができる。血圧と血流音とを対応させる基準化の頻度をあげれば、オシロメトリック法などによる血圧値により近い血圧値を得ることができ、血圧の日間変動もモニタリングでき日常の健康管理にも好適に用いることができる。

２２０１ 血圧推定装置
２２０２ 血流音測定手段
２２０６ 演算手段
２２０７ 記憶手段

Claims (16)

1. 被測定者の血圧を基準化モードと推定モードとから血圧推定する血圧推定装置であって、
   前記基準化モードにおいて、被測定者の血流音から血流音パワー波形を求める血流音パワー波形算出手段と、
   前記基準化モードにおいて、被測定者の基準化用収縮期血圧と基準化用拡張期血圧とを測定する血圧測定手段と、
   前記基準化モードにおいて、予め測定された脈波の立ち上がり区間の起点と終点の時間と脈圧が同一の値となるように時間軸と脈圧軸を規格化した標準脈波曲線を記憶する標準脈波曲線記憶手段と、
   前記基準化モードにおいて、前記血流音パワー波形、前記基準化用収縮期血圧、前記基準化用拡張期血圧、及び前記標準脈波曲線との関係から、血流音パワーと推定血圧との関係を示す対応曲線を求める第１の演算手段と、
   前記推定モードにおいて、被測定者の血流音を連続的に測定し、血流音パワーを連続的に測定する血流音パワー測定手段と、
   前記推定モードにおいて、前記対応曲線を用いて、前記連続的に測定した血流音パワーから血圧を連続的に推定する第２の演算手段と、
   を備えることを特徴とする血圧推定装置。
2. 前記第１の演算手段は、
   前記血圧測定手段により測定された基準化用拡張期血圧値と基準化用収縮期血圧値を、前記標準脈波曲線の規格化脈圧値の最低値と最高値にそれぞれ対応させて、前記標準脈波曲線から、規格化時間に対する血圧値の関係を示す基準化用血圧曲線を作成する第３の演算手段と、
   前記基準化用拡張期血圧値と前記基準化用縮期血圧値の測定時刻と対応する時刻における前記血流音パワー波形の立ち上がり区間の時間軸を規格化し、該規格化時間に対する血流音パワーの関係を示す基準化用血流音パワー曲線を作成する第４の演算手段と、
   同一規格化時間における前記基準化用血圧曲線と前記基準化用血流音パワー曲線との関係から、前記同一規格化時間における血流音パワーと推定血圧の関係を示す前記対応曲線を作成する第５の演算手段と、を有することを特徴とする、請求項１に記載の血圧推定装置。
3. 前記第１の演算手段は、前記対応曲線上の規格化時間の終点に対応する点を通り、該対応曲線を近似する収縮期血圧推定１次関数を算出する第６の演算手段をさらに備え、
   前記第２の演算手段は、前記血流音パワー測定手段により測定された血流音パワーの最高値を、前記収縮期血圧推定１次関数に入力して、収縮期推定血圧を求めることを特徴とする、請求項２に記載の血圧推定装置。
4. 前記第６の演算手段は、血圧推定時に血流音パワーの最高値が、前記基準化用拡張期血圧値と前記基準化用収縮期血圧値の測定時刻の血流音パワーの最高値より低下する被測定者用の第１の収縮期血圧推定１次関数と、血圧推定時に血流音パワーの最高値が、前記基準化用拡張期血圧値と基準化用収縮期血圧値の測定時刻の血流音パワーの最高値より上昇する被測定者用の第２の収縮期血圧推定１次関数を算出し、
   前記第２の演算手段は、血圧推定時の被測定者の血流音パワーの最高値の変動に応じて、前記第１の収縮期血圧推定１次関数又は前記第２の収縮期血圧推定１次関数を用いて収縮期推定血圧を求めることを特徴とする、請求項３に記載の血圧推定装置。
5. 前記第６の演算手段は、前記血圧推定時に所定の閾値以下に血流音パワーの最高値が低下する被測定者用の他の収縮期血圧推定１次関数を算出し、
   前記第２の演算手段は、血圧推定時の被測定者の血流音パワーの最高値が前記閾値以下になった場合に、前記第１の収縮期血圧推定１次関数に代えて、前記他の収縮期血圧推定１次関数を用いて収縮期推定血圧を求めることを特徴とする、請求項４に記載の血圧推定装置。
6. 前記他の収縮期血圧推定１次関数は、血流音パワーの最高値が前記閾値のときに第１の収縮期血圧推定１次関数と交点を持ち、血流音パワーの最高値が前記閾値以下の範囲の対応曲線を近似したものであることを特徴とする、請求項５に記載の血圧推定装置。
7. 前記第１の収縮期血圧推定１次関数は、前記第５の演算手段で得られた対応曲線上の規格化時間の始点を０、終点を１とした場合の５／１２以上７／１２以下の間の規格化時間に対応する点と、９／１２以上１１／１２以下の間の規格化時間に対応する点とを結ぶ傾きを有する直線であり、
   前記第２の収縮期血圧推定１次関数は、前記第５の演算手段で得られた対応曲線上の規格化時間の終点に対応する点と、前記規格化時間の始点を０、終点を１とした場合の９／１２以上１１／１２以下の間の規格化時間に対応する点とを結ぶ傾きを有する直線であることを特徴とする、請求項４〜６のいずれかに記載の血圧推定装置。
8. 前記第１の演算手段による血圧推定中に前記収縮期血圧推定１次関数を求める演算を複数回実施して該収縮期血圧推定１次関数を修正することを特徴とする、請求項３〜７のいずれかに記載の血圧推定装置。
9. 前記血圧推定装置が、更に
   前記基準化モードと、前記推定モードのいずれかを設定するモード設定手段と、
   少なくとも前記基準化用拡張期血圧値、前記基準化用収縮期血圧値、前記標準脈波曲線の各データを入力する情報入力手段と、
   少なくとも推定血圧値を出力する情報出力手段と、
   前記基準化用拡張期血圧値並びに基準化用収縮期血圧値を記憶する血圧値記憶手段と、
   を具備することを特徴とする、請求項１〜８のいずれかに記載の血圧推定装置。
10. 前記標準脈波曲線の作成に使用する脈波が、複数人の不特定被測定者から得られた複数の脈波を平均したものであることを特徴とする、請求項１〜９のいずれかに記載の血圧推定装置。
11. 前記標準脈波曲線の作成に使用する脈波が、血圧推定される前記被測定者の脈波であることを特徴とする、請求項１〜１０のいずれかに記載の血圧推定装置。
12. 血圧推定装置により被測定者の血圧を血圧推定する血圧推定方法であって、
    前記血圧推定装置は、基準化モードと、推定モードとを実行し、
    前記基準化モードは、
    被測定者の血流音を測定し、測定された血流音から血流音パワー波形を求める第１の工程と、
    被測定者の基準化用収縮期血圧と基準化用拡張期血圧とを測定する第２の工程と、
    予め測定された脈波の立ち上がり区間の起点と終点の時間と脈圧が同一の値となるように時間軸と脈圧軸を規格化した標準脈波曲線を用意する第３の工程と、
    前記血流音パワー波形、前記基準化用収縮期血圧、前記基準化用拡張期血圧及び前記標準脈波曲線との関係から、血流音パワーと推定血圧との関係を示す対応曲線を求める第４の工程と、を有し、
    前記推定モードは、
    被測定者の血流音を連続的に測定し、血流音パワーを連続的に測定する第５の工程と、
    前記対応曲線を用いて、前記連続的に測定した血流音パワーから血圧を連続的に推定する第６の工程と、を有することを特徴とする血圧推定方法。
13. 前記第４の工程は、
    測定された基準化用拡張期血圧値と基準化用収縮期血圧値を、前記標準脈波曲線の規格化脈圧値の最低値と最高値にそれぞれ対応させて、前記標準脈波曲線から、規格化時間に対する血圧値の関係を示す基準化用血圧曲線を作成する工程と、
    前記基準化用拡張期血圧値と前記基準化用縮期血圧値の測定時刻と対応する時刻における前記血流音パワー波形の立ち上がり区間の時間軸を規格化し、該規格化時間に対する血流音パワーの関係を示す基準化用血流音パワー曲線を作成する工程と、
    同一規格化時間における前記基準化用血圧曲線と前記基準化用血流音パワー曲線との関係から、前記同一規格化時間における血流音パワーと推定血圧の関係を示す対応曲線を作成する工程と、を有することを特徴とする、請求項１２に記載の血圧推定方法。
14. 前記第４の工程は、前記対応曲線上の規格化時間の終点に対応する点を通り、該対応曲線を近似する収縮期血圧推定１次関数を算出し、
    前記第６の工程は、第５の工程において測定された血流音パワーの最高値を、前記血圧推定１次関数に入力して、収縮期推定血圧を求めることを特徴とする、請求項１３に記載の血圧推定方法。
15. 前記第４の工程は、血圧推定時に血流音パワーの最高値が、前記基準化用拡張期血圧値と前記基準化用収縮期血圧値の測定時刻の血流音パワーの最高値より低下する被測定者用の第１の収縮期血圧推定１次関数と、血圧推定時に血流音パワーの最高値が、前記基準化用拡張期血圧値と基準化用収縮期血圧値の測定時刻の血流音パワーの最高値より上昇する被測定者用の第２の収縮期血圧推定１次関数を算出し、
    前記第６の工程は、血圧推定時の被測定者の血流音パワーの最高値の変動に応じて、前記第１の収縮期血圧推定１次関数又は前記第２の収縮期血圧推定１次関数を用いて収縮期推定血圧を求めることを特徴とする、請求項１４に記載の血圧推定方法。
16. 前記第４の工程は、前記血圧推定時に所定の閾値以下に血流音パワーの最高値が低下する被測定者用の他の収縮期血圧推定１次関数を算出し、
    前記第６の工程は、血圧推定時の被測定者の血流音パワーの最高値が前記閾値以下になった場合に、前記第１の収縮期血圧推定１次関数に代えて、前記他の収縮期血圧推定１次関数を用いて収縮期推定血圧を求めることを特徴とする、請求項１５に記載の血圧推定方法。