粘弹特性获取装置、粘弹特性获取方法、粘弹特性获取程序及存储该程序的存储介质

摘要

本发明的粘弹特性获取装置，其获取检测对象的血管的粘弹特性，包括：脉搏波获取部，其获取检测对象的容积脉搏波对应的时间波形；谱获取部，其通过对时间波形进行傅里叶变换，获取容积脉搏波谱；输入部，其输入与检测对象的最高血压和最低血压对应的值；和解析部，其根据与最高血压和最低血压对应的值和与检测对象的脉搏对应的频率以上的容积脉搏波谱，获取粘弹特性。

说明书

技术领域

本发明的一个方面涉及粘弹特性获取装置、粘弹特性获取方法、粘弹特性获取程序及存储该程序的存储介质。

背景技术

现有技术中，已知使用压力脉搏传感器、利用压力计法测量血压波形的方法。通过利用压力计法测量血压波形的方法，能够测量动脉内压的相对变化，但是很难正确地得到由皮肤和皮下组织的粘弹性的性质而产生的动脉内压的绝对压。因此，有必要根据使用袖带以测量的血压值来进行补正，由此计算动脉内压的绝对压。但是，该补正中，由于袖带产生的压迫，不能进行利用压力计法的血压波形测量。

因此，例如在专利文献1中记载的血压波形监视装置中，上述的补正中，取代利用压力计法测量血压波形，而基于由光电脉搏检测装置检测到光电脉搏，决定推断的血压波形。具体而言，该血压波形监视装置中，计算预先通过压力计法获取的压力脉搏波PW和光电脉搏波LW的关系R，根据该关系R和光电脉搏波LW，获取推断的血压波形。另外，取代关系R，使用压力脉搏波PW和光电脉搏波LW之间的传递函数，获取推断的血压波形。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：日本特开2002-325739

发明内容

发明要解决的课题

如上述专利文献1所记载的，计算通过压力计法获取的压力脉搏波PW和光电脉搏波LW的关系R时，装置的规模变大，并不方便。另外，压力脉搏波PW和光电脉搏波LW的传递函数H是根据公知的心血管系统模型来决定的，但是很难说能够对心血管系统进行精度十分优良的评价。

本发明的一个方面的课题为：提供能够对心血管系统进行简便并且精度十分优良的评价的粘弹特性获取装置、粘弹特性获取方法、粘弹特性获取程序及存储该程序的存储介质。

用于解决课题的技术手段

作为锐意研究的结果，本发明人新发现：从对血压波形进行傅里叶变换的结果能够得到的谱中的脉搏的频率以上的谱，与最高血压和最低血压对应的值之间，存在统计学上有意义的对应关系。然后，本发明人想到：根据容积脉搏波和血压波形基于血管的粘弹特性建立对应的知识、与新发现的上述的对应关系，能够根据检测对象的最高血压和最低血压对应的值、和检测对象的脉搏对应的频率以上的容积脉搏波谱，导出血管的粘弹特性，从而完成了本发明的一个方面。

即，本发明的一个方式是一种粘弹特性获取装置，其获取检测对象的血管的粘弹特性，所述粘弹特性获取装置包括：脉搏波获取部，其获取与检测对象的容积脉搏波对应的时间波形；谱获取部，其通过对时间波形进行傅里叶变换，获取容积脉搏波谱；输入部，其输入与检测对象的最高血压和最低血压对应的值；和解析部，其根据最高血压和最低血压的值和与检测对象的脉搏对应的频率以上的容积脉搏波谱，获取粘弹特性。

另外，本发明的其他的方式是一种粘弹特性获取方法，其获取检测对象的血管的粘弹特性，所述粘弹特性获取方法包括：脉搏波获取步骤，其获取与检测对象的容积脉搏波对应的时间波形；谱获取步骤，其通过对时间波形进行傅里叶变换，获取容积脉搏波谱；输入步骤，其输入与检测对象的最高血压和最低血压对应的值；和解析步骤，其根据与最高血压和最低血压对应的值和与检测对象的脉搏对应的频率以上的容积脉搏波谱，获取粘弹特性。

另外，本发明的其他的方式是一种粘弹特性获取程序，其是用于在计算机运行获取检测对象的血管的粘弹特性的程序，所述粘弹特性获取程序使计算机作为如下部分起作用：脉搏波获取部，其获取与检测对象的容积脉搏波对应的时间波形；谱获取部，其通过对时间波形进行傅里叶变换，获取容积脉搏波谱；输入部，其输入与检测对象的最高血压和最低血压对应的值；和解析部，其根据与最高血压和最低血压对应的值和与检测对象的脉搏对应的频率以上的容积脉搏波谱，获取粘弹特性。

根据本发明的上述实施方式的粘弹特性获取装置、粘弹特性获取方法、粘弹特性获取程序及存储该程序的存储介质，能够根据与检测对象的最高血压和最低血压对应的值、和与检测对象的脉搏对应的频率以上的容积脉搏波谱，获得粘弹特性。由此，能够简便地获取高精度的粘弹特性。然后，能够根据该粘弹特性对心血管系统进行评价。

发明效果

根据本发明的一个方面，提供能够对心血管系统进行简便并且精度十分优良的评价的粘弹特性获取装置、粘弹特性获取方法、粘弹特性获取程序及存储该程序的存储介质。

附图说明

图1是表示包含本发明的一个方面的第一实施方式的粘弹特性获取装置的血压波形推断系统的概略构成图。

图2是图1中的处理部的功能框图。

图3是容积脉搏波谱和血压相似波形谱的各强度分布图。

图4是表示容积脉搏波和血压波形的图表。

图5是表示图1中的处理部的硬件构成图。

图6是表示血压波形的图表。

图7是表示图6所示的血压波形的功率谱的图表。

图8是表示由麻醉药导致的食蟹猕猴的血压的变化的图表。

图9是表示最高最低血压比与基于血压波形的谱强度的比的关系的图表。

图10是表示通过生命体摇动得到的血压波形的功率谱的扩展的图表。

图11是表示图10所示的功率谱的谱强度的有效幅度的图。

图12是表示血压波形推断系统中处理顺序的流程图。

图13是表示本发明的一个方面的一个实施方式涉及的粘弹性获取程序的构成的图。

图14是第2实施方式的血管年龄推断系统中的图2对应的功能框图。

图15是表示血管的特性频率(特性振动数)和容积脉搏波波形的图表。

图16是表示年龄和特性角频率(特性角振动数)的相关性的图表。

图17是表示硬度和特性角频率的相关性的图表。

图18是作为硬度的测量对象的血管的示意图。

图19是表示并联弹簧阻尼器模型的图。

图20是表示串联弹簧阻尼器模型和并联、串联复合型模型的图。

图21是变形例的血压推断系统的图2对应的功能框图。

图22是表示变形例的粘弹特性获取装置的概要构成图。

图23是表示变形例的粘弹特性获取装置的概要构成图。

图24是表示变形例的粘弹特性获取装置的概要构成图。

具体实施方式

以下，参照附图，对本发明的一个方面的实施方式进行详细的说明。此外，在说明中，对于具有相同部件或者相同功能的要素，使用同一符号，并省略重复的说明。

(第一实施方式)

首先，对包含本发明的第一实施方式的粘弹特性获取装置的血压波形推断系统的概要进行说明。本实施方式的血压波形推断系统是如下所述的系统：获取检测对象(被测者)的血管的粘弹特性，使用获取的粘弹特性对对应于容积脉搏波(相对容积波)的时间波形进行补正，由此根据对应于容积脉搏波的时间波形，推断血压波形。对应于容积脉搏波的时间波形是如下所述的信息：对生命体照射光，检测该反射光的强度，由此从生命体的表面检测在生命体的规定位置中产生的随时间变化的血液量的变化，作为波形进行捕捉。以下，对应于容积脉搏波的时间波形仅称为“容积脉搏波”。血管的粘弹特性是血管的粘弹性、即表示血管中的弹性和粘性两者的行为的特性。血压波形是将血压随时间的变化作为波形进行捕捉的信息。

关于容积脉搏波，已知受到由血管的粘弹特性导致的影响，为了根据容积脉搏波、精度优良地推断血压波形，有必要降低容积脉搏波中的血管的粘弹特性导致的影响。因此，在本实施方式中的血压波形推断系统，首先，获取表示血管的粘弹特性的粘弹特性补正值f_v。然后使用获取的粘弹特性补正值f_v对容积脉搏波进行补正，由此获取降低了血管的粘弹特性的影响的血压波形的相似波形，根据该血压波形的相似波形，通过进行规定的补正，推断血压波形。以下，进行详细的说明。

图1是表示包含本发明的一个方面的第一实施方式的粘弹特性获取装置的血压波形推断系统的概略构成图。如图1所示，血压波形推断系统1包括计算机20和粘弹特性获取装置10。

计算机20获取与检测对象的最高血压和最低血压对应的值。与检测对象的最高血压和最低血压对应的值，例如是最高血压值和最低血压值，或者最高血压值和最低血压值之比。最高血压值是收缩期中最高的收缩期血压值，最低血压值是舒张期中最低的舒张期血压值。在计算机20中，例如由测量者将检测对象的最高血压值P_Tmax和最低血压值P_Tmin输入，所述检测对象的最高血压值P_Tmax和最低血压值P_Tmin是通过袖带式血压计或者导管式血压计等的血压测量装置测量的。最高血压值P_Tmax和最低血压值P_Tmin的测量可以在通过后面所述的粘弹特性获取装置10对容积脉搏波进行测量之前预先进行，要可以与该容积脉搏波的测量同时进行。

计算机20将由测量者输入的最高血压值P_Tmax和最低血压值P_Tmin，作为检测对象的初始的最高血压值P_Tmax和最低血压值P_Tmin进行获取。计算机20将获取的初始的最高血压值P_Tmax和最低血压值P_Tmin，通过无线通信等向粘弹特性获取装置10发送。此外，计算机20与粘弹特性获取装置10可以通过线缆等电连接，计算机20也可以通过有线通信将获取的初始的最高血压值P_Tmax和最低血压值P_Tmin向粘弹特性获取装置10发送。

粘弹特性获取装置10根据容积脉搏波获取检测对象的血管的粘弹特性。具体而言，粘弹特性获取装置10例如使用被称为NIRS(Near Infra-Red Spectroscopy)的近红外分光法，测量作为检测对象的生命体中的容积脉搏波。粘弹特性获取装置10例如可以由近红外组织氧监视装置、脉搏血氧计或者脉搏波测量装置等构成。粘弹特性获取装置10具有检测部11和处理部30。

检测部11检测用于获取容积脉搏波的信号。检测部11呈与作为检测对象的生命体H的表面(在本实施方式中，手心)接触的探针状。检测部11具有光源11a(照射装置)和光检测装置11b(参照图2)，将来自光源11a的近红外光从生命体H的表面向内部照射，并且通过光检测器11b检测来自生命体H的内部的反射光。由此，检测部11获取光通过生命体H的内部时的吸光度。该吸光度根据生命体H中的、在检测部11接触的位置的血压量来进行变化，该吸光度随时间的变化相当于容积脉搏波。作为吸收血液内的光的成分，例如列举包含红血球、包含于红血球的血红蛋白、或水分等。检测部11通过电缆13与处理部30电连接，将表示检测出的吸光度的信号经由电缆13发送到处理部30。

处理部30获取容积脉搏波，所述容积脉搏波基于来自检测部11的信号，对该容积脉搏波进行规定的处理。处理部30控制检测部11。处理部30接收表示检测部11中检测的吸光度的信号，随时间变化地测量该吸光度。由此，处理部30获取容积脉搏波。另外，处理部30通过无线通信获取来自计算机20的检测对象的初始的最高血压值P_Tmax和最低血压值P_Tmin和切迹(notch)点的血压值P_DN。处理部30根据容积脉搏波与初始的最低血压值P_Tmin和最高血压值P_Tmax，获取检测对象的血管的粘弹特性。以下，对处理部30的功能构成进行详细的说明。

图2是图1中的处理部30的功能框图。如图2所示，处理部30具有输入部31、容积脉搏波获取部32、频域表示变换部33(谱生成部)、解析部34、补正部35、血压比计算部36、时域显示变换部37和血压绝对值计算部38。此外，在本实施方式中，检测部11和容积脉搏波获取部32作为脉搏获取部进行作用。血压比计算部36、时域显示变换部37和血压绝对值计算部38作为血压波形获取部进行作用。

输入部31获取来自计算机20发送的检测对象的初始的最高血压值P_Tmax和最低血压值P_Tmin。由此，输入部31输入与检测对象的最高血压和最低血压对应的值。输入部31将获取的检测对象的初始的最高血压值P_Tmax和最低血压值P_Tmin，向解析部34和血压绝对值计算部38输出。此外，输入部31也可以将来自计算机20发送的初始的最高血压值P_Tmax与最低血压值P_Tmin之比作为与检测对象的最高血压和最低血压对应的值以获取，并且将该比向解析部34输出。

容积脉搏波获取部32接收信号，所述信号表示从检测部11输出的吸光度。容积脉搏波获取部32通过随时间变化地测量接收的吸光度，获取容积脉搏波LW_T。容积脉搏波获取部32将获取的容积脉搏波LW_T的信息向频率区域显示变换部33输出。

频域表示变换部32是谱获取部，其对利用容积脉搏波获取部32获取的容积脉搏波LW_T进行傅里叶变换，由此获取容积脉搏波谱LW_F。即，频域表示变换部33将在时域表示的、作为时间的函数的容积脉搏波LW_T，向在频域表示的、作为频率的函数的容积脉搏波谱LW_F变换。频域表示变换部33将获取的容积脉搏波谱的LW_F信息向解析部34输出。

解析部34根据与最高血压和最低血压对应的值和与检测对象的脉搏对应的频率以上的容积脉搏波谱，获取检测对象的血管的粘弹特性。具体而言，解析部34对每个相同的检测对象，将通过输入部31获取的检测对象的初始的最高血压值P_Tmax和最低血压值P_Tmin与通过频域表示变换部33获取的容积脉搏波谱的信息LW_F彼此建立对应。解析部34根据彼此对应的初始的最高血压值P_Tmax和最低血压值P_Tmin与容积脉搏波谱LW_F，使用以下数学式(1)计算表示建立对应的相同的检测对象的血管的粘弹特性的粘弹特性补正值f_v。但是，数学式(1)中，i表示虚数单位，n表示正整数，f₁表示与脉搏对应的频率，f_n表示与脉搏对应的频率的n倍的频率。解析部将34算出的粘弹特性补正值f_v向补正部35输出。

以下，将容积脉搏波谱LW_F中的与脉搏波对应的频率f₁的波设为1次波，将1次波的频率f₁的n倍的频率的f_n的波设为n次波。对应于脉搏波的频率f₁是与人体的可能的脉搏波对应的频率范围，例如为0.5Hz～3.7Hz。此外，对应于脉搏波的频率f₁通过生命体所具有的摇动，在与人体的可能的脉搏波对应的频率范围(0.5Hz～3.7Hz)内变化，伴随该变化频率f_n也变化。上述数学式(1)中，LW_F(f₁)表示1次波的谱强度，LW_F(fn)表示n次波的谱强度。例如1次波的谱强度是1次波的谱强度的峰值，例如n次波的谱强度是n次波的谱强度的幅值。

解析部34通过上述的数学式(1)计算粘弹特性补正值f_v时，例如可以设N＝3。即可以使用至少从1次波到3次波的谱强度的峰值。另外，也可以设N＝6。即可以使用至少从1次波到6次波的谱强度的峰值。另外，更具体地，相对容积脉搏波谱LW_F中比30Hz高的频率成分是噪声，因此，可以使用30Hz以下的谱强度的峰值，使得截止至上述噪声的成分而不影响计算结果，优选使用20Hz以下的谱强度的峰值。

上述的数学式(1)是根据以下的数学式(2)和数学式(3)导出的。

上述的数学式(2)表示本发明人多次锐意研究的结果、新发现的具有统计学意义的对应关系。对于该对应关系和数学式(2)的详细内容，后面进行叙述。另外，上述的数学式(3)是根据容积脉搏波和血压波形与血管的粘弹特性建立对应的知识来表示的心血管系统的模型式。数学式(3)中表示：将受到血管的粘弹特性的影响的迟钝的容积脉搏波谱LW_F，通过以规定的系数进行补正，向血压相似波形谱P’_F进行变换。其中所述规定的系数使用了表示血管粘弹特性的粘弹特性补正值f_v。此外，数学式(3)中的α是规定的常数，例如为1。基于根据粘弹特性建立对应知识表示的心血管的模型式，可以是图20(a)所示的表示串联弹簧阻尼器模型，也可以是图20(b)所示的并联、串联复合型模型。

补正部35使用由解析部34算出的粘弹特性补正值f_v，对容积脉搏波谱LW_F进行补正，所述容积脉搏波谱LW_F是通过频域表示变换部33获取的。具体而言，补正部35使用粘弹特性补正值f_v和上述的数学式(3)对容积脉搏波谱LW_F进行补正，由此获取血压相似波形谱P’_F。补正部35将获取的血压相似波形谱P’_F的信息向血压比计算部36和时域表示变换部37输出。

在图3，表示容积脉搏波谱LW_F和血压相似波形谱P’_F的各强度分布。图3的横轴表示频率[Hz]，图3的纵轴表示谱强度。图3中，图表3a表示通过补正部35进行的补正前的容积脉搏波谱LW_F的强度分布，图表3b表示通过补正部35进行的补正后的血压相似波形谱P’_F的强度分布。在各图表3a、3b表示的强度分布包含作为与脉搏对应的频率f₁的波的1次波，和其整数倍的多个的n次波。此外，在图3，由于图表3a的一部分与图表3b重叠而无法看到。例如，由于图表3a的1次波与图表b的一次波彼此重叠，无法看到图表3a的1次波。如图3所示，通过补正部35进行的补正，使血管的粘弹性的影响降低，由此表示血压相似波形谱P’_F的强度分布的图表b对图表a进行补正，所述图表3a表示受到血管的粘弹性导致的影响、成为迟钝的波形的补正前的容积脉搏波谱LW_F的强度分布。

血压比计算部36根据通过补正部35算出的血压相似波形谱P’_F，计算最高血压值P_Tmax与最低血压值P_Tmin之比。具体而言，血压比计算部36根据血压相似波形谱P’_F，使用上述的数学式(2)计算最高血压值P_Tmax与最低血压值P_Tmin之比。即，血压比计算部36计算血压相似波形谱P’_F中的1次波以上的谱强度的各峰值的和与1次波的谱强度的峰值之比，由此计算最高血压值P_Tmax与最低血压值P_Tmin之比。以下，将通过血压比计算部36算出的最高血压值P_Tmax与最低血压值P_Tmin之比，仅称为“最高最低血压比”。血压比计算部36将算出的最高最低血压比向血压绝对值计算部38输出。

时域表示变换部37对通过补正部35算出的血压相似波形谱P’_F进行逆傅里叶变换，计算血压相似波形P’_T。即，时域表示变换部37将血压相似波形谱P’_F向血压相似波形P’_T变换，所述血压相似波形谱P’_F是频域表示中表示的频率的函数，血压相似波形P’_T是时域表示中表示的时间的函数。时域表示变换部37将算出的血压相似波形P’_T向血压绝对值计算部38输出。血压相似波形P’_T是相对压，与作为绝对压的血压波形相比，值本身不同，但是其形状与血压波形的形状相似。血压相似波形为也称为相对血压波形。血压相似波形P’_T具有：血压波形中对应于舒张期血压的最低点，血压波形中对应于收缩期血压的最高点，和血压波形中对应于特征点的变化点。血压波形中的特征点，例如是由于血液量的减少而导致主动脉瓣关闭，由此产生的血压的变化点、即上述的切迹点。该切迹点中的血压值P_DN与检测对象的运动状态无关，假定为对于每个检测对象为一定的值。即，切迹点中的血压值P_DN能够预先从每个检测对象获取并进行设定。

血压绝对值计算部38根据由输入部31获取的检测对象的初始的最高血压值P_Tmax和最低血压值P_Tmin，对血压相似波形P’_T进行补正处理，由此获取作为绝对压的血压波形P_T。例如，对血压相似波形P’_T一边加以加法系数，一边乘以乘法系数，由此，使得血压相似波形P’_T中的最高点和最低点与检测对象的初始的最高血压值P_Tmax和最低血压值P_Tmin大致相同。接着，血压绝对值计算部38从获取的血压波形P_T获取重搏切迹(dicrotic>T的获取(切迹点例如是由于血液量的减少而导致主动脉瓣关闭，由此产生的血压波形中的特征点)。例如，根据切迹点中的血压值和由血压计算部36算出的最高最低血压比，对血压相似波形P’_T进行补正处理，获取作为绝对压的血压波形P_T。更详细地，血压绝对值计算部38对血压相似波形P’_T加以加法系数，使得血压相似波形P’_T中的最高点和最低点之比与通过血压比计算部36算出的最高最低血压比大致相同。而且，血压绝对值计算部38对血压相似波形P’_T乘以乘法系数，使得血压相似波形P’_T中切迹点的血压值与从血压波形P_T获取的切迹点中的血压值大致相同。通过如上所述的补正处理，血压绝对值计算部38获取以后的血压波形P_T。

在图4，表示容积脉搏波LW_T和血压波形P_T的图表。图4的横轴表示时间[s]，图4的纵轴表示波形强度[a.u.]和血压[mmHg]。图4中，图表4a表示容积脉搏波LW_T，图表4b表示血压波形P_T。如图4所示，通过进行由上述的频域表示变换部33、解析部34、补正部35、血压比计算部36、时域显示变换部37和血压绝对值计算部38进行的各种处理，从图表4a得到作为表示血压波形P_T的图表4b，所述图表4a表示从容积脉搏波获取部32输出的容积脉搏波LW_T。在图表4b中表示的血压波形P_T相当于通过在测量对象中通过血压计等实际地测量而得到的血压波形。即，从容积脉搏波再现的血压波形。

血压绝对值计算部38将获取的血压波形P_T的信息通过无线通信等向计算机20发送。计算机20具有显示器等的显示部，根据从血压绝对值计算部38发送的血压波形P_T的信息，在显示器上显示血压波形P_T。另外，计算机20在显示器上可以根据血压波形P_T实时地显示血压值，也可以显示每一周期的最高、最低血压值或者平均血压值等。另外，为通过容积脉搏波获取部32计算脉搏数，脉搏数可以与波形、血压值同时在计算机20的显示器上显示。此外，粘弹特性获取装置10可以具有显示器等显示部，也可以通过粘弹特性获取装置10具有的显示部来显示血压波形P_T等。

接着，参照图5，对处理部30的硬件构成进行说明。图5表示图1中的处理部30的硬件构成。如图5所示，处理部30在物理上是计算机等，所述计算机等包括作为处理器的CPU(Central Processing Unit)301、作为存储介质的RAM(RandomAccess Memory)302或者ROM(Read Only Memory)303、无线通信模块304、天线305和输入模块306等，各个部件电连接着。上述处理部30的各功能通过以下方式实现：通过读入在CPU301和RAM302等的硬件上的粘弹性取得程序等，以CPU301的控制为基础，使无线通信模块304、天线305和输入输出模块306等工作，并且进行RAM302的数据的读出和写入。此外，处理部30也可以包括显示器或者操作模块等。

接着，对本发明人发现的上述数学式(2)表示的对应关系，进行详细的说明。

图6是表示血压波形的图表。图6的横轴表示时间[s]，图6的纵轴表示血压[mmHg]。图6所示的图表中，最高血压值P_Tmax表示为大约130mmHg，最低血压值P_Tmin表示为大约70mmHg。因此，最高血压值P_Tmax与最低血压值P_Tmin之比，即最高最低血压比大约为1.86。血压波形由对应于主要脉搏波的频率f₁的1次波(主波)和比其频率f₁大的频率f_n的n次波构成，如果对图6所示的血压波形进行傅里叶变换，能够得到如图7所示的功率谱。

图7是表示对图6所示的血压波形进行傅里叶变换得到的功率谱的图表。利用1次波的谱强度将该功率谱标准化，图7的横轴表示频率[Hz]，图7的纵轴表示谱强度。本发明人经多次锐意研究的结果，得到以下新的发现：图7所示的功率谱中，1次波以上的n次波的谱强度的和与1次波的谱强度之比(以下，称为“基于谱强度之比”)，与图6所示的从血压波形得到的最高最低血压比变得大致相等。具体地，图7所示的功率谱中，1次波以上的n次波的谱强度的和为1.00+0.49+0.20+0.16＝1.85。因此，1次波以上的n次波的谱强度的和与1次波的谱强度之比为1.85，最高血压值P_Tmax与最低血压值P_Tmin之比大约等于1.86。该对应关系能够由上述数学式(2)表示。

通过下面的实验，本发明人确认上述的数学式(2)所示的对应关系具有统计学意义。本发明人在食蟹猕猴的足动脉设置观血式血压计的状态中，对食蟹猕猴施与不同浓度的异氟醚麻醉剂并且血压发生变化的同时，持续地测量表示食蟹猕猴的血压的变化的血压波形。图8表示由麻醉药导致的食蟹猕猴的血压的变化。图8的横轴表示时间，图8的纵轴表示血压。

然后，通过将关系以图9的图表所示的方式进行绘图，确认上述的相关关系，其中所述关系为最高血压与最低血压之比和基于谱强度的比的关系，其中所述最高血压与最低血压之比是抽取多个测量的血压波形中不同的时间带的数据、根据抽取的数据计算的，所述谱强度是对血压波形进行傅里叶变换得到的。图9的横轴表示通过对食蟹猕猴进行试验而算出的最高最低血压比，图9的纵轴表示以将血压波形进行傅里叶变换而得到的谱强度为基础的比。如图9所示，能够确认基于谱强度的比收敛于通过对食蟹猕猴进行试验而算出的最高最低血压比的±5％的范围内，所述谱强度是对血压波形进行傅里叶变换得到的。

通过以上，说明了通过上述数学式(2)表示的对应关系有统计学意义。根据该数学式(2)和作为粘弹特性的模型的上述的数学式(3)，将上述的数学式(1)导出。

此外，上述的数学式(2)表示的相关系的精度，依赖于傅里叶变换的频率分辨率。考虑一个脉搏波时，理想地，与脉搏对应的频率的整数倍以外的频率的波不存在。但是，考虑多个脉搏波时，由于生命体的摇动，包含与脉搏对应的频率的整数倍以外的频率的波。

原理上，通过傅里叶变换得到的频率分辨率依赖于变换前的时间波形的长度，但是实际上测量的时间波形是有限的长度，因此不能讲时间波形的谱按频率完全分离。在各整数次波的谱中，包含其周边的整数倍以外的波的谱。频率分辨率越高，越能够去除整数倍以外的波，上述的数学式(2)中表示的相关系的精度提高。反之，频率分解能力越低，受整数倍以外的波的影响，精度下降。此外，根据傅里叶变换的频率分辨率，精度有所不同，但是上述的数学式(2)表示的对应关系仍然有统计学意义。

图10是表示通过生命体摇动得到的血压波形的功率谱的扩展的图表。图10的横轴表示频率[Hz]，图10的纵轴表示谱强度。图10的图表10a表示不考虑生命体摇动的理想的血压波形的功率谱，图10的图表10b表示包含通过生命体摇动得到的整数倍以外的波的血压波形的功率谱。表示包含通过生命体摇动得到的整数倍以外的波的血压波形的功率谱的图表10b，与表示不考虑生命体摇动的理想的血压波形的功率谱图表10a相比，各峰值的峰变宽。

本发明人发现，包含通过生命体摇动得到的整数倍以外的波的血压波形的功率谱中，1次波群以上的n次波群的各谱强度的和与1次波群的谱强度之比，大致等于最高血压值P_Tmax与最低血压值P_Tmin之比。即，发现以下数学式(4)中表示的对应关系成立。1次波群是包含与脉搏波对应的频率f₁、并且是与脉搏波对应的频率f₁的规定范围的频率的波群。更具体地，1次波群例如是以1次波的谱强度的峰值为中心的规定的有效幅值的范围的谱。1次波群的谱强度例如是在规定的有效幅值下的谱强度的积分值。另外，n次波群是包含与脉搏波对应的频率f₁的n倍的频率的f_n、并且与脉搏波对应的n倍的频率f_n的规定范围的频率的波群。更具体地，n次波群例如是以n次波的谱强度的峰值为中心的规定的有效幅值的范围的谱。n次波群的谱强度例如是在规定的有效幅值下的谱强度的积分值。

规定的有效幅值可以是例如如图11(a)所示的n次波的谱强度的峰值的一半的频率幅度W1，也可以是例如如图11(b)所示在相邻的n次波的频率区间的中心隔开的频率幅度W2。此外，考虑粘弹性获取装置的机械特性或者生命体摇动，可以适宜地设定最佳频率分辨率或者谱群的有效幅度。

代替上述的数学式(1)，解析部34根据上述的数学式(4)和作为粘弹特性的模型式的上述的数学式(3)，可以获取粘弹特性。即，解析部34根据最高最低血压比和1次波群以上的各容积脉搏波谱的强度的和，可以计算粘弹特性补正值f_v。此时，上述的数学式(4)中，解析部34可以设N＝3。即可以使用至少从1次波群到3次波群的谱强度的积分值。另外，也可以设N＝6。即可以使用至少从1次波群到6次波群的谱强度的积分值。另外，更具体地，容积脉搏波谱中比30Hz高的频率成分是噪声，因此，可以使用30Hz以下的谱强度的积分值，使得截止至上述噪声的成分而不影响计算结果，优选使用20Hz以下的谱强度的积分值。

接着，参照图12的流程图，对处理顺序进行说明，所述处理顺序为：通过包含本实施方式的粘弹特性获取装置10的血压波形推断系统1，获取血管的粘弹特性，并且基于该粘弹特性，推断血压波形。

此外，作为本处理的前提，检测对象的初始的最高血压值P_Tmax与最低血压值P_Tmin预先存储于计算机20。计算机20与粘弹特性获取装置10的处理部30之间建立有利用无线通信的连接，从计算机20向输入部31发送初始的最高血压值P_Tmax与最低血压值P_Tmin。由此，输入部31将初始的最高血压值P_Tmax与最低血压值P_Tmin输入(S1：输入步骤)。

接着，容积脉搏波获取部32，根据来自检测部11的信号，获取容积脉搏波LW_T(S2：容积脉搏波获取步骤)。接着，频域表示变换部33对S2中获取的容积脉搏波LW_T进行傅里叶变换，获取容积脉搏波谱LW_F(S3：谱获取步骤)。接着，解析部34根据S3中获取容积脉搏波谱LW_F，计算表示血管的粘弹特性的粘弹特性补正值f_v(S4：解析步骤)。通过以上的S1～S4的处理，能够获取血管的粘弹特性。接下来的S5～S8中，根据获取的粘弹特性补正值f_v，进行用于推断血压波形的处理。

补正部35根据S3中算出的容积脉搏波谱LW_F和S4中算出的粘弹特性补正值f_v，使用上述数学式(3)，对容积脉搏波谱进行补正，计算血压相似波形谱P’_F(S5：补正步骤)。另外，血压比计算部36根据在S5中算出的血压相似波形谱P’_F，使用上述的数学式(2)，计算最高最低血压比(S6：血压波形获取步骤)。接着，时域表示变换部37对在S5中算出的血压相似波形谱P’_F进行逆傅里叶变换，获取血压相似波形P’_T(S7：血压波形获取步骤)。接着，血压绝对值计算部28对血压相似波形P’_T加以加发系数或乘以乘法系数，使得血压相似波形P’_T中的最高点和最低点与检测对象的初始的最高血压值P_Tmax与最低血压值P_Tmin大致相同。接着，血压绝对值计算部38通过预先从取得的血压波形P_T获取作为特征点的例如切迹点中的血压值P_DN，对以后的血压相似波形P’_T，根据在S6中算出的最高最低血压比和在切迹点的血压值P_DN，进行补正处理，获取血压波形P_T(S8：血压波形获取步骤)。通过以上的S5～S8，推断血压波形，处理结束。此外，将在S8获取的表示血压波形P_T的信息，从处理部30箱计算机20发送，由此可以显示于计算机20的显示器等。

接着，参照图13，对粘弹特性获取程序进行说明，所述粘弹特性获取程序用于使计算机作为上述粘弹特性获取装置10进行作用。

粘弹特性获取程序P1包括主模块P10、输入模块P15、容积脉搏波获取模块P16、频域表示变换模块P17、解析模块P18、补正模块P19、血压比计算模块P20、时域表示变换模块P21和血压绝对值计算模块P22。

主模块P10是总体地控制粘弹特性获取处理的部分。通过运行输入模块15、容积脉搏波获取模块P16、频域表示变换模块P17、解析模块P18、补正模块P19、血压比计算模块P20、时域表示变换模块P21和血压绝对值计算模块P22以实现的功能，分别与粘弹特性获取装置10的输入部31、容积脉搏波获取部32、频域表示变换部33、解析部34、补正部35、血压比计算部36、时域显示变换部37和血压绝对值计算部38的功能相同。

粘弹特性获取程序P1例如由CD-ROM、DVD或者ROM等存储介质或者半导体存储器提供。另外，粘弹特性获取程序P1也可以作为与载波重叠的计算机数据信号，通过网络来提供。

以上，根据本实施方式的粘弹特性获取装置10、粘弹特性获取方法、粘弹特性获取程序和存储该程序的存储介质，基于检测对象的初始的最高血压值P_Tmax与最低血压值P_Tmin、和与检测对象的脉搏对应的频率f₁以上的容积脉搏波谱LW_F，获取表示粘弹特性的粘弹特性补正值f_v。由此，能够简便地获取高精度的粘弹特性。然后，能够根据该粘弹特性评价心血管系统。

更具体地，上述实施方式的粘弹特性获取装置10中，解析部34根据检测对象的初始的最高血压值P_Tmax与最低血压值P_Tmin和容积脉搏波谱的强度的和，能够获取精度非常优良的粘弹特性补正值f_v，所述容积脉搏波谱的强度包含检测对象的至少从1次波到3次波的各的容积脉搏波谱LW_F强度。

另外，即使由于生命体摇动的影响各n次波在频率方向以高斯状扩展时，通过将扩展的各n次波的强度分别作为各n次波群的强度，根据检测对象的初始的最高血压值c_max与最低血压值P_Tmin和容积脉搏波谱的强度的和，能够获取精度非常优良的粘弹特性补正值f_v，所述容积脉搏波谱的强度包含检测对象的至少从1次波群到3次波群的各容积脉搏波谱的强度。

另外，根据本实施方式，基于表示容积脉搏波LW_T和血压波形P_T的相关性的粘弹特性补正值f_v对容积脉搏波LW_T进行补正，基于经补正的容积脉搏波LW_T获取血压波形P_T。由此，能够精度良好地从积脉搏波LW_T推断血压波形P_T，基于推断的血压波形，能够简便并且精度十分优良地评价心血管系统。

另外，根据本实施方式，从检测部11具有的光源11a照射的光即透过生命体内部的光，由该检测部11具有的光检测器11b检测，由此粘弹特性获取装置10可以不独立地设置用于获取容积脉搏波LW_T的检测信号的装置而能够容易地获取容积脉搏波LW_T。

(第二实施方式)

接着，对包含第二实施方式的粘弹特性获取装置的血管年龄推断系统的概要进行说明。本实施方式的血管年龄推断系统是用于获取检测对象(被测者)的血管的粘弹特性，并使用获取的粘弹特性对测量对象的血管年龄进行推断的系统。血管年龄表示血管的年龄，通过与实际年龄进行比较，作为知晓血管老化到哪种程度的指标。已知随着年龄的增加，人类的血管逐渐失去柔软性，逐渐变为硬且脆的状态。血管的上述老化现象一般被称为动脉硬化，成为中风、心绞痛或者心肌梗塞等的原因，因此对动脉硬化的进度进行日常并且简便地测量的装置的存在是非常有用的。

一般地，作为动脉硬化的进度的指标，使用硬度参数β(以下，也称为“硬度β”)的方法为众所知。通过超声检测或者使用脉搏波传播速度的CAVI检测等，根据以下数学式(5)计算硬度β。但是，ps和pd是在各个测量部位的最高血压和最低血压，d是测量部位中血管的直径，Δd是伴随脉搏的血管的直径变化量。将该硬度β的值与同龄的人的平均值进行比较，由此能够计算被测者的血管年龄。

用于计算硬度β的上述的数学式(5)中，血管的直径变化量Δd的计算一般来说是困难的。现有技术中，使用超声检测等大规模的仪器对d和Δd进行测量，或者通过利用脉搏波传播速度、间接地计算Δd/d，并计算硬度β。另外，原本，优选硬度β不以一年一次之类的长周期、而以一个月～每天之类的短周期进行测量、记录和管理，但是接收现有的CAVI检测的机会受到限制。

因此，在本实施方式的血管年龄推断系统中，首先获取表示血管的粘弹特性补正值f_v。然后，根据获取的粘弹特性补正值f_v，推断血管年龄。以下，进行详细的说明。

图14是第二实施方式的血管年龄推断系统中图2对应的功能框图。第二实施方式的血管年龄推断系统1A与第一实施方式的血压波形推断系统1相同，包含计算机20和粘弹特性获取装置10A。本实施方式的粘弹特性获取装置10A与第一实施方式的粘弹特性获取装置10相同，具有检测部11和处理部30。本实施方式的粘弹特性获取装置10A的处理部30与第一实施方式的粘弹特性获取装置10的处理部30相同，具有输入部31、容积脉搏波获取部32、频域表示变换部33和解析部34。另一方面，本实施方式的粘弹特性获取装置10A的处理部30与第一实施方式的粘弹特性获取装置10的处理部30不同，不具有补正部35、血压比计算部36、时域表示变换部37和血压绝对值计算部38，而代替上述部分具有血管年龄获取部39。

本实施方式的血管年龄推断系统中，也在输入部31、容积脉搏波获取部32、频域表示变换部33和解析部34进行与第一实施方式相同的处理。由此，与第一实施方式相同，通过解析部34计算表示粘弹特性的粘弹特性补正值f_v。解析部34将算出的粘弹特性补正值f_v向血管年龄获取部39输出。

血管年龄获取部39根据由解析部34算出的粘弹特性补正值f_v，计算硬度β。在粘弹特性补正值f_v与血管的特性角频率ω_v之间，表示为ω_v＝2πf_v。即，通过f_v表示血管的特性角频率ω_v。图15中表示血管的特性频率与容积脉搏波波形的关系。图15的横轴表示时间，图15的纵轴表示波形强度。图15中的图表14a，表示通过导管式血压计等得到的血压波行，图15中的图表14b、14c表示图表14a中表示的血压波形的情况下的容积脉搏波波形。图表14b是特性角频率ω_v大的情况下得到的容积脉搏波波形，图表14c是特性角频率ω_v小的情况下得到的容积脉搏波波形。由上所述，在相同的血压波形，根据测量部位的血管具有的特性角频率ω_v的大小，容积脉搏波的迟钝的程度也发生变化。特性角频率ω_v越小，表示血管的柔软性越高。即，在图表14b和图表14c中，对于成为更迟钝的波形的图表14c的一方表示柔软性丰富的血管。

即，由粘弹特性补正值f_v表示的血管的特性角频率ω_v，是表示血管的柔软性的程度的指标。因此，取代现有的硬度β，对特性角频率ω_v的大小进行比较，由此能够评价血管的硬度。

血管年龄获取部39例如使用图16所示的年龄与特性角频率ω_v的对应关系，获取血管年龄。图16是表示每个年龄的特性角频率ω_v的平均值的统计结果的图表。图16的横轴表示年龄，图16的纵轴表示特性角频率ω_v。图16的图表例如基于对多个被测者收集的数据而预先制作。血管年龄获取部39预先存储有如图16所示的年龄与特性角频率ω_v的对应关系。血管年龄获取部39，例如对于实际年龄为35岁的特定的被测者，由解析部34算出的由粘弹特性补正值f_v表示的特性角频率ω_v为0.8时，参照图16的图表表示的对应关系，获取对应于该特性角频率ω_v的血管年龄为50岁的信息。

另外，为了制作图16所示的图表而收集数据时，同时也收集硬度β的值，由此可以制作如图17所示的硬度β与特性角频率ω_v的相关图表。图17的横轴表示硬度β，图17的纵轴表示特性角频率ω_v。血管年龄获取部39可以预先存储有如图17所示的硬度β与特性角频率ω_v的对应关系。此时，血管年龄获取部39参照如上所述的硬度β与特性角频率ω_v的对应关系，能够根据特性角频率ω_v计算硬度β，并根据硬度β计算血管年龄，能够提高获取的血管年龄的可信度。

另外，关于血管年龄获取部39，除根据如图16或者图17所示的对应关系、获取血管年龄的方法，即上述的统计学的方法之外，例如以数值计算的方式根据特性角频率ω_v计算硬度β，由此可以根据该硬度β获取血管年龄。以下，对通过血管年龄获取部39以数值计算的方式获取血管年龄的方法，进行详细的说明。

图18表示作为硬度β的测量对象的血管的示意图。在图18表示的血管中，τ表示血管的厚度，d表示血管的内径，ρ表示血管的密度，L表示血管的长度。此外，血管的厚度τ相对于血管的内径d充分小。在此，对于图18的血管，考虑伴随来自内侧的心脏的射出运动而发生变化的血压p进行作用，内径d发生变化的情况。

关于表示作用于血管内壁的血压与内径位移的关系的血管模型，在本实施方式，例如使用图19中表示并联弹簧阻尼器模型。此外，对于血管模型，可以为如图20(a)所示的串联弹簧阻尼器模型，也可以为图20(b)所示的串联、并联弹簧阻尼器模型。另外，在本实施方式中，血管质量的影响微小，因此考虑忽略，但是上述的血管模型中也可以补充表示血管质量M的影响的部位。

如图19或者图20所示的血管模型中，F表示血压p波及血管内壁的力，K表示血管的等价刚性，C表示血管的等价衰减系数，x表示血管模型中的F的作用点的位移。位移x相当于图18的示意图中血管的内径d的变化量Δd。另外，下附的数字以方便的角标表示。

各种血管模型中，对于血管p的傅里叶变换值P与位移x的傅里叶变换值X的关系，使用传递函数G，能够通过以下的数学式(6)进行一般化。

P＝G·X…(6)

在图19表示的血管模型的情况下，将时域中的血压p与位移x的关系通过以下的数学式(7)进行表示。以下的数学式(7)中，f(t)是血压p(t)波及血管内壁的力，S是血管血管的表面积。此外，如上所述，K是血管的等价刚性，C是血管的等价衰减系数。

若将上述数学式(7)进行傅里叶变换、整理，则成为以下的数学式(8)。以下的数学式(8)中，ω_v特性角频率，ξ是衰减比。

特性角频率ω_v和衰减比ξ分别由以下的数学式(9)、(10)表示。

另外，由于血管的厚度τ与血管的内径d相比充分小，使用内径的代表值d_r，通过以下的数学式(11)来近似血管质量M和血管内壁的表面积S。

S＝2πT_IL…(11)

如上所述，在图19和图20表示的血管模型中，成为在传递函数G的内部包含血管的特性角频率ω_v的形态。另外，传递函数G的内径包含的变量中，血管的密度ρ或者血管的厚度τ中存在解剖学的统计值，能够将衰减比ξ作为不依赖于年龄的大致常数来处理。因此，通过活用已经存在的统计值，根据特性角频率ω_v，能够计算血管的传递函数G，其中所述特性角频率ω_v由通过解析部34算出的粘弹特性补正值f_v表示。如果算出传递函数G，使用传递函数G的逆函数G^-1和血压的傅里叶变换值P，将位移x的傅里叶变换值X通过以下的数学式进行表示，所述血压的傅里叶变换值P是通过如第一实施方式中的血压推断方法之类的方法，根据容积脉搏波计算的血压的傅里叶变换值P。

G^-1·P＝X…(13)

通过对上述的数学式(13)进行傅里叶逆变换，并且变换为时域的式子，能够计算血管壁的位移x的时间推移x(t)。然后，对于x(t)，通过加上统计地求得的血管的初始半径d0，通过以下的数学式(14)计算血管内径的时间推移d(t)。

d(t)＝d0+2x(t)…(14)

根据通过上述的数学式(14)得到的d(t)，计算以下的数学式(15)，通过向上述的数学式(5)的式子中代入，能够以数值计算的方式计算硬度β。因此，通过将硬度β与已有的按年龄得硬度β的平均值相比较，能够获得血管年龄。

以上，在本实施方式中，计算表示粘弹特性的粘弹特性补正值f_v，因此根据粘弹特性补正值f_v，能够简便并且精度十分优良地评价心血管系统。特别地，根据本实施方式，通过血管年龄获取部39，根据粘弹特性补正值f_v，能够获取检测对象的血管年龄(血管年龄获取步骤)。因此，能够对获取的血管年龄进行简便并且精度优良的评价。

以上，对本发明的各种实施方式进行了说明，但是本发明不是上述实施方式所限定的内容，而在记载于各权利要求项的主要思想不发生改变的范围内，可以进行变形或者进行其他应用。

例如，在上述第1实施方式的血压波形推断系统1中，由粘弹特性获取装置10作为粘弹特性获取装置，但是不限于此。例如，血压波形推断系统1中，可以将除粘弹特性获取装置10之外、包括计算机20的构成作为粘弹特性获取装置，也可以取代粘弹特性获取装置10、将计算机20作为粘弹特性获取装置。计算机20作为粘弹特性获取装置时，计算机20具有上述的处理部30的各功能。另外，例如在血压波形推断系统1中，计算机20和处理部30可以一体地构成。

另外，例如，如图21所示，变形例的血压波形推断系统1B中，可以包含袖带式血压计21(血压测量部)，所述袖带式血压计21对与检测对象的最高血压和最低血压对应的值进行测量。图21是变形例的血压波形推断系统1B中的图2对应的功能框图。此时，通过袖带式血压计21测量的与最高血压和最低血压对应的值，例如通过计算机20向输入部31输出。另外，袖带式血压计21可以具有血压波形推断系统1B包含的粘弹特性获取装置10B本身，也可以将通过袖带式血压测量的与最高血压和最低血压对应的值，从袖带式血压计21直接输出。此时，将输入到输入部31的与检测对象的最高血压和最低血压对应的值，通过粘弹性获取装置10B具有的袖带式血压计21进行测量，能够容易地获取，从而不用独立于粘弹特性获取装置10B而设置对该值进行测量的装置。此外，取代袖带式血压计21，可以使用导管式血压计等。

另外，例如，如图22所示，可以将粘弹特性获取装置10作为智能手机等的通信终端40以构成。智能手机等的通信终端40包含具有处理器或者存储介质等的计算机。本变形例中，通信终端40具有与上述实施方式的粘弹特性获取装置10、10A、10B相同的功能。另外，通信终端40除粘弹特性获取装置10的各功能之外，可以具有计算机20的各功能。即，可以通过一体的构成来实现第一实施方式所涉及的粘弹特性获取装置10的各功能和计算机20的各功能。

通信终端40与上述的粘弹特性获取装置10、10A、10B不同的点在于：关于上述的检测部11，代替光源11a而具有光源16，代替光源检测器11b而具有光检测器17。光源16例如是通信终端40的闪光灯。光检测器17例如是通信终端40的相机。即，本实施方式中，通信终端40原本具有的功能兼有作为检测部的功能。另外，通信终端40除闪光灯和照相机之外，也可以具有光源16和光检测器17。另外，也可以包含平板电脑等具有处理器和存储介质的计算机，并代替通信终端40而使用平板电脑等。

本变形例中，作为被测者的生命体H的表面(例如，手指)放置于通信终端40的光源16与光检测器17这两者的状态中，将来自光源的16光从生命体H的表面向内部照射。然后，将来自生命体H的反射光通过光检测器17检测，并且向容积脉搏波获取部32输出。由此，容积脉搏波获取部32获取容积脉搏波。接着，容积脉搏波获取部32根据获取的容积脉搏波，获取与上述实施方式相同的脉搏波形。然后，通过与上述的实施方式相同的处理，获取粘弹特性。由此，在本实施例中，也能够根据粘弹特性，简便并且精度非常优良地评价心血管系统。接着，根据本实施方式，通过通信终端40原本具有的功能，能够实现作为粘弹特性获取装置的功能，并且简便。

另外，例如，如图23所示，可以使检测部11和处理部30一体化，并且构成粘弹特性获取装置10C。粘弹特性获取装置10C安装于生命体H的表面，例如一体地具有检测部11，所述检测部具有通信部14、处理部30、电源部15、光源11a和光检测器11b。该变形例的粘弹特性获取装置10C中，也与上述的实施方式相同，能够获取粘弹特性。

另外，作为被测者的生命体H的表面可以是手心或者手指之外，可以是额头、上臂、头、耳垂等。

另外，在第一实施方式，如上所述的频域表示变换部33、补正部35和时域表示变换部37中，通过粘弹特性补正值f_v对由容积脉搏波获取部32获取的容积脉搏波LW_T在频域进行补正，算出血压相似波形P’_T，但是也可以通过粘弹特性补正值f_v对容积脉搏波LW_T在时域进行补正，算出血压相似波形P’_T。例如，如图24表示的粘弹特性获取装置10D中的处理部30D，容积脉搏波获取部32与补正部35电连接，通过将容积脉搏波LWT从容积脉搏波获取部32向补正部35输入的构成，在解析部34生成基于粘弹特性补正值f_v的滤波器Fv。然后，补正部35中，通过粘弹特性补正值f_v对应的滤波器Fv，将容积脉搏波LW_T在时域进行补正，由此可以计算血压相似波形P’_T。

接着，作为进一步多次锐意研究的结果，本发明人新发现：在容积脉搏波谱中，将与脉搏波对应的频率的波设为1次波、将1次波的频率的n倍(n是正整数)频率的波设为n次波时，容积脉搏波谱的强度的和与1次波的强度之比与最高血压值和最低血压值之比大致相等的关系成立，所述容积脉搏波谱的强度至少包含从1次波到3次波的各容积脉搏波谱的强度。据此，本发明人想到：根据与最高血压和最低血压对应的值与容积脉搏波谱的强度的和，能够精度优良地导出血管的粘弹特性，其中所述容积脉搏波谱的强度至少包含从1次波到3次波的各容积脉搏波谱的强度。即，在上述方式的粘弹特性获取装置，在容积脉搏波谱中，将与脉搏波对应的频率的波设为1次波、将1次波的频率的n倍(n是正整数)频率的波设为n次波时，解析部根据与最高血压和最低血压对应的值与容积脉搏波谱的强度的和，能够获取粘弹特性，其中所述容积脉搏波谱的强度至少包含从1次波到3次波的各容积脉搏波谱的强度。另外，上述方式的粘弹特性获取方法，在容积脉搏波谱中，将与脉搏波对应的频率的波设为1次波、将1次波的频率的n倍(n是正整数)频率的波设为n次波时，解析步骤中，根据与最高血压和最低血压对应的值与容积脉搏波谱的强度的和，能够获取粘弹特性，其中所述容积脉搏波谱的强度至少包含从1次波到3次波的各容积脉搏波谱的强度。

接着，作为进一步多次锐意研究的结果，本发明人得到如下发现：容积脉搏波谱中，将包含与脉搏波对应的频率、同时与脉搏波对应的频率的规定范围的频率的波群设为1次波群，并且将包含与脉搏波对应的频率的n倍(n为正整数)频率、同时脉搏波的频率的n倍频率的规定范围的频率的波群设为n次波群时，即使由于生命体摇动的影响各n次波在频率方向以高斯状扩展时，通过将扩展的各n次波的强度分别设为各n次波群的强度，上述同样的对应关系成立，其中所述容积脉搏波谱的强度至少包含从1次波群到3次波群的各容积脉搏波谱的强度。据此，本发明人想到：根据与最高血压和最低血压对应的值与容积脉搏波谱的强度的和，能够精度优良地导出血管的粘弹特性，其中所述容积脉搏波谱的强度至少包含从1次波群到3次波群的各容积脉搏波谱的强度。即，在上述方式的粘弹特性获取装置，在容积脉搏波谱，将包含与脉搏波对应的频率、同时对应于脉搏波的频率的规定范围的频率的波群设为1次波群，并且将包含与脉搏波对应的频率的n倍(n为正整数)频率、同时脉搏波的频率的n倍频率的规定范围的频率的波群设为n次波群时，解析部根据最高血压和最低血压对应的值与容积脉搏波谱的强度的和，能够获取粘弹特性，其中所述容积脉搏波谱的强度至少包含从1次波群到3次波群的各容积脉搏波谱的强度。另外，在上述方式的粘弹特性获取方法，容积脉搏波谱中，将包含脉搏波对应的频率、同时对应于脉搏波的频率的规定范围的频率的波群设为1次波群，并且将包含与脉搏波对应的频率的n倍(n为正整数)频率、同时脉搏波的频率的n倍频率的规定范围的频率的波群设为n次波群时，解析步骤中，根据与最高血压和最低血压对应的值与容积脉搏波谱的强度的和，能够获取粘弹特性，其中所述容积脉搏波谱的强度至少包含从1次波到3次波的各容积脉搏波谱的强度。

上述方式的粘弹特性获取装置和粘弹特性获取方法中，与最高血压和最低血压对应的值可以是最高血压值和最低血压值。

上述方式的粘弹特性获取装置和粘弹特性获取方法中，与最高血压和最低血压对应的值可以是最高血压值和最低血压值之比。

上述方式的粘弹特性获取装置中，还包括血压测量部，所述血压测量部对与检测对象的最高血压和最低血压对应的值进行测量，血压测量部可以将测量的与最高血压和最低血压对应的值输出到输入部。此时，关于向输入部输入的与检测对象的最高血压和最低血压对应的值，不用设置独立于粘弹特性获取装置而测量该值的装置，而通过由血压测量部进行的测量，能够容易地获取。

脉搏波获取部可以具有：向生命体的内部照射光的照射装置；和检测透过生命体的内部的光的光检测器。此时，将作为来自脉搏波获取部具有的照射装置照射的光的、透过生命体的内部的光，通过该脉搏波获取部具有的光检测器检测，不用独立于粘弹特性获取装置而设置检测用于获取容积脉搏波对应的时间波形的信号的装置，而能够容易地获取容积脉搏波对应的波形。

上述方式的粘弹特性获取装置还可以包括：补正部，根据由解析部获取的粘弹特性、对与容积脉搏波对应的时间波形进行补正；和血压波形获取部，根据由补正部补正的时间波形、获取检测对象的血压波形。另外，上述方式的粘弹特性获取方法还可以包括：补正步骤根据解析步骤中获取的粘弹特性、对容积脉搏波对应的时间波形进行补正；和血压波形获取步骤，根据补正步骤中补正的时间波形、获取检测对象的血压波形。此时，根据表示容积脉搏波与血压波形的相关性的粘弹特性，对基于容积脉搏波的时间波形进行补正，根据补正的时间波形来获取血压波形。由此，能够根据容积脉搏波对应的时间波形来对血压波形进行精度优良的推断，根据推断的血压别，能够简便并且精度十分优良地评价心血管系统。

上述方式的粘弹特性获取装置还可以包括血管年龄获取部，所述血管年龄获取部根据由解析部获取的粘弹特性获取检测对象的血管年龄。另外，上述方式的粘弹特性获取方法还可以包含血管年龄获取步骤，所述血管年龄获取步骤根据解析步骤中获取的粘弹特性获取检测对象的血管年龄。此时，为了根据表示血管的粘弹性的粘弹特性以获取检测对象的血管年龄，能够根据获取的血管年龄，简便并且精度十分优良地评价心血管系统。

产业上应用的可能性

本发明的一个方面，设使用方式为粘弹特性获取装置、粘弹特性获取方法、粘弹特性获取程序及存储该程序的存储介质，能够对心血管系统进行简便并且精度十分优良的评价。

附图标记说明

10、10A、10B、10C、10D…粘弹特性获取装置；11…检测部(脉搏获取部)；11a、16…光源(照射装置)；11b、17…光检测器；21…袖带式血压计(血压测量部)；31…输入部；32…容积脉搏波获取部(脉搏波获取部)；33…频域表示变换部(谱获取部)；34…解析部；35…补正部；36…血压比计算部(血压波形获取部)；37…时域表示变换部(血压波形获取部)；38…血压绝对值计算部(血压波形获取部)；39…血压年龄获取部；40…通信终端(粘弹特性获取装置)；H…生命体；P1…粘弹特性获取程序。