血壓計(jì)測(cè)裝置制造方法
【專利摘要】一種血壓計(jì)測(cè)裝置，其計(jì)測(cè)血管的血壓脈搏波形來(lái)確定所述血管的血壓，其中，所述血管的血壓脈搏波形在1次脈搏波中包含第1極大值和第2極大值，所述血壓計(jì)測(cè)裝置將所述第2極大值變?yōu)榇笥谒龅?極大值時(shí)的所述第2極大值確定為最高血壓值。
【專利說(shuō)明】血壓計(jì)測(cè)裝置
[0001]本申請(qǐng)是基于發(fā)明名稱為“血壓檢測(cè)裝置以及血壓檢測(cè)方法”，申請(qǐng)日為2011年8月I日，申請(qǐng)?zhí)枮?01110218935.3的發(fā)明專利申請(qǐng)的分案申請(qǐng)。

【技術(shù)領(lǐng)域】
[0002]本發(fā)明涉及血壓計(jì)測(cè)裝置、血壓檢測(cè)裝置以及血壓檢測(cè)方法。

【背景技術(shù)】
[0003]以往，在非創(chuàng)傷的血壓測(cè)量中一般使用以下兩種方法。
[0004]第一種方法稱為聽(tīng)診法。在從外部對(duì)動(dòng)脈加壓到最高血壓值以上之后，緩慢地減壓時(shí)，血管在特定壓力范圍內(nèi)產(chǎn)生可聽(tīng)區(qū)域的振動(dòng)、即所謂柯氏(KOTOtkOff)音。在聽(tīng)診法中，將開(kāi)始產(chǎn)生該柯氏音時(shí)的加壓壓力值作為最高血壓值、并將該柯氏音消失時(shí)的加壓壓力值作為最低血壓值來(lái)確定人的血壓。
[0005]第二種方法為測(cè)振法(oscillometry)，該方法使用血管動(dòng)脈壁的力學(xué)特性相對(duì)于來(lái)自外部的壓力呈非線性變化的性質(zhì)。與心臟的一次搏動(dòng)相對(duì)應(yīng)地、血管直徑發(fā)生變動(dòng)而且其容積也發(fā)生改變。該容積變動(dòng)的狀況當(dāng)然根據(jù)血管內(nèi)的壓力(血壓)和從外部施加的壓力而不同，但也已知對(duì)于該內(nèi)外壓力差表現(xiàn)出特別顯著的非線性(管定律)。因此，首先當(dāng)將血管加壓到最高血壓值以上時(shí)，血管閉塞而不發(fā)生容積變動(dòng)。其后當(dāng)以固定的減壓速度緩慢地減壓時(shí)表現(xiàn)出這樣的變動(dòng):在加壓值低于最高血壓值的附近，血管的容積開(kāi)始變動(dòng)，在平均血壓值附近表現(xiàn)出最大的容積變動(dòng)之后，在最低血壓值附近容積變動(dòng)再次消失。
[0006]測(cè)振法通過(guò)在這樣的容積變動(dòng)的消失、變成最大、再次消失這樣的一系列過(guò)程中同時(shí)記錄施加壓力和當(dāng)時(shí)的血管容積變動(dòng)，來(lái)確定最高血壓值、平均血壓值、以及最低血壓值。
[0007]例如，提出有如下獲得脈搏波形的技術(shù):其能夠使用設(shè)有血壓檢測(cè)應(yīng)變傳感器的脈搏波檢測(cè)單元，簡(jiǎn)單且直接地從生物體檢測(cè)脈搏波(例如，參考專利文獻(xiàn)I)。由于所檢測(cè)出的脈搏波的波長(zhǎng)特性具有帶陷波(notch)的特異性，因此，如果使用帶通濾波器等則能清楚地與噪聲區(qū)分開(kāi)，可以利用該脈搏波來(lái)檢測(cè)準(zhǔn)確的最高最低血壓。
[0008]專利文獻(xiàn)1:日本特開(kāi)2006-280485號(hào)公報(bào)
[0009]在專利文獻(xiàn)I中，為了計(jì)算出血壓值，在從加壓到減壓的整個(gè)過(guò)程中記錄與心臟的各搏動(dòng)對(duì)應(yīng)的血管容積變化和當(dāng)時(shí)的施加壓力，從容積變化的總體變化狀況中提取與收縮期、平均以及舒張期對(duì)應(yīng)的特征，將當(dāng)時(shí)的施加壓力分別作為收縮期血壓值、平均血壓值以及舒張期血壓值。即，在專利文獻(xiàn)I的基于測(cè)振法的血壓值確定中，將從血管開(kāi)始振動(dòng)的點(diǎn)一直到產(chǎn)生最大變動(dòng)的點(diǎn)以及容積變動(dòng)消失的點(diǎn)全部記錄下來(lái)，如果沒(méi)有取得血管的全部的容積變動(dòng)則無(wú)法確定血壓值。此外，如果減壓過(guò)程過(guò)快則無(wú)法知道準(zhǔn)確的變動(dòng)過(guò)程，因此，為了能計(jì)算出準(zhǔn)確的血壓值，在減壓時(shí)，一般而言這一系列過(guò)程需要大概20次以上的心搏。設(shè)一次心搏的周期為I秒時(shí)，該過(guò)程大概需要20秒，為了進(jìn)行準(zhǔn)確的血壓測(cè)量，加上加壓過(guò)程則大概需要30秒左右的時(shí)間。
[0010]進(jìn)而將血壓值定義為大動(dòng)脈起始部處的值，如果測(cè)量部位的高度與心臟的高度相差1cm則在血壓換算中會(huì)產(chǎn)生大約7.5mmHg的誤差，因此，在測(cè)量中需要將測(cè)量部位保持在心臟的高度。因此，在通常的血壓測(cè)量的數(shù)十秒期間，需要保持測(cè)量部位與心臟的高度一致的姿勢(shì)。
[0011]如目前市場(chǎng)中的臂式血壓計(jì)或腕式血壓計(jì)的使用方法那樣，在以例如早晨、白天、晚間這樣一天數(shù)次的程度進(jìn)行使用的頻率下，這個(gè)問(wèn)題對(duì)于使用者而言還不會(huì)成為一個(gè)較大的問(wèn)題。
[0012]但是，顯然伴隨著今后人口老齡化等，心臟疾病、腦血管疾病這樣的循環(huán)系統(tǒng)疾病增加，為了這些疾病的預(yù)防以及發(fā)病后的康復(fù)管理，需要與現(xiàn)在相比更細(xì)致的血壓管理。為了這個(gè)目的需要能夠始終佩戴并在需要時(shí)隨時(shí)測(cè)量血壓的所謂可穿帶式血壓計(jì)。由此，在日常的各種情況下都可以測(cè)量血壓，但如上所述在現(xiàn)有技術(shù)中每次測(cè)量血壓時(shí)需要將身體的位置保持30秒及以上(包含30秒)，這樣對(duì)于使用者而言存在很大的不便。


【發(fā)明內(nèi)容】

[0013]本發(fā)明的目的在于提供一種血壓計(jì)測(cè)裝置、血壓檢測(cè)裝置以及血壓檢測(cè)方法，其與以往相比能夠縮短血壓測(cè)量所需要的時(shí)間。
[0014]一個(gè)實(shí)施方式是一種血壓計(jì)測(cè)裝置，其計(jì)測(cè)血管的血壓脈搏波形來(lái)確定所述血管的血壓，其中，所述血管的血壓脈搏波形在I次脈搏波中包含第I極大值和第2極大值，所述血壓計(jì)測(cè)裝置將所述第2極大值變?yōu)榇笥谒龅贗極大值時(shí)的所述第2極大值確定為最高血壓值。
[0015]在該血壓計(jì)測(cè)裝置中，將所述血管的血壓脈搏波形表現(xiàn)出最大振幅時(shí)的所述血管的血壓脈搏波形的值確定為平均血壓值。
[0016]在該血壓計(jì)測(cè)裝置中，根據(jù)所述最高血壓值和所述平均血壓值計(jì)算最低血壓值。
[0017]在該血壓計(jì)測(cè)裝置中，所述血管是橈骨動(dòng)脈。
[0018]另一個(gè)實(shí)施方式是一種血壓檢測(cè)裝置，其包含:加壓機(jī)構(gòu)，其對(duì)生物體進(jìn)行按壓以壓迫血管并且能夠使所述壓迫的壓力逐漸降低；壓力傳感器，其檢測(cè)因所述加壓機(jī)構(gòu)進(jìn)行壓迫的壓力變動(dòng)而產(chǎn)生的所述血管的壓力變動(dòng)；以及血壓計(jì)算部，其將表示所述血管的壓力變動(dòng)的波形中出現(xiàn)預(yù)定的波形模式時(shí)所述加壓機(jī)構(gòu)進(jìn)行壓迫的壓力作為最高血壓值，將表示所述血管的壓力變動(dòng)的波形表現(xiàn)出最大振幅時(shí)所述加壓機(jī)構(gòu)進(jìn)行壓迫的壓力作為平均血壓值，并使用所述最高血壓值和所述平均血壓值來(lái)計(jì)算最低血壓值。
[0019]本發(fā)明的發(fā)明人通過(guò)實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)了在表示血管的壓力變動(dòng)的波形中出現(xiàn)了預(yù)定的波形模式時(shí)的施加壓力(加壓機(jī)構(gòu)進(jìn)行壓迫的壓力)是最高血壓值。據(jù)此，如果觀測(cè)是否出現(xiàn)預(yù)定波形模式，則可以將觀測(cè)到預(yù)定的波形模式時(shí)的施加壓力即加壓機(jī)構(gòu)進(jìn)行壓迫的壓力值作為收縮期血壓值(最高血壓值)，而不像現(xiàn)有技術(shù)中那樣對(duì)從加壓到減壓的全過(guò)程的血管容積變動(dòng)進(jìn)行觀測(cè)。由此，與以往的血壓確定方法相比能夠縮短測(cè)量時(shí)間。
[0020]此外，在本實(shí)施方式中，所述預(yù)定的波形模式是表示所述血管的壓力變動(dòng)的波形中的如下波形:其表示包含第I極大值以及第2極大值的脈搏波，所述第2極大值比所述第I極大值大，其中所述第2極大值是所述加壓機(jī)構(gòu)進(jìn)行壓迫的壓力比該第I極大值時(shí)小的情形下的極大值。
[0021]本發(fā)明的發(fā)明人通過(guò)實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)在作為預(yù)定波形模式測(cè)量到如下脈搏波時(shí)的施加壓力對(duì)應(yīng)于最高血壓:該脈搏波是表示血管的壓力變動(dòng)的波形中的包含第I極大值以及第2極大值的波形，該第2極大值是加壓機(jī)構(gòu)進(jìn)行壓迫的壓力比測(cè)量到第I極大值時(shí)小的情形下的極大值，所述第2極大值比所述第I極大值大。由此，不但能夠容易地檢測(cè)出預(yù)定的波形模式是否出現(xiàn)，而且與以往的血壓確定方法相比能夠縮短測(cè)量時(shí)間。
[0022]此外，在本實(shí)施方式中，所述加壓機(jī)構(gòu)可以從動(dòng)脈閉塞時(shí)開(kāi)始緩慢地放開(kāi)動(dòng)脈，由此構(gòu)成血壓檢測(cè)裝置。
[0023]本發(fā)明的發(fā)明人通過(guò)實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)了在從動(dòng)脈閉塞時(shí)開(kāi)始緩慢地放開(kāi)動(dòng)脈的過(guò)程中出現(xiàn)上述預(yù)定波形模式。由此，通過(guò)加壓機(jī)構(gòu)施加壓力，使得從施加使動(dòng)脈閉塞的程度的壓力開(kāi)始緩慢降低壓力而放開(kāi)動(dòng)脈，從而能使預(yù)定的波形模式出現(xiàn)，能容易地提供與以往的血壓確定方法相比縮短了測(cè)量時(shí)間的血壓檢測(cè)裝置。
[0024]此外，在本實(shí)施方式中，所述加壓機(jī)構(gòu)可以從動(dòng)脈放開(kāi)時(shí)開(kāi)始緩慢地閉塞動(dòng)脈，由此構(gòu)成血壓檢測(cè)裝置。
[0025]在以往的血壓確定方法中，需要觀測(cè)從加壓到減壓的全過(guò)程的血管容積變動(dòng)，因此，需要在通過(guò)加壓機(jī)構(gòu)使動(dòng)脈緩慢地閉塞后，緩慢地開(kāi)放動(dòng)脈，直到確定血壓為止，花費(fèi)時(shí)間。本發(fā)明的發(fā)明人通過(guò)實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)了在從動(dòng)脈放開(kāi)時(shí)開(kāi)始緩慢地閉塞動(dòng)脈的過(guò)程中出現(xiàn)了上述預(yù)定的波形模式。據(jù)此，能夠根據(jù)使加壓機(jī)構(gòu)動(dòng)作而緩慢地閉塞動(dòng)脈的過(guò)程中出現(xiàn)的預(yù)定的波形模式來(lái)求出最高血壓值。因此，與以往的血壓確定方法相比，能進(jìn)一步縮短測(cè)量時(shí)間。
[0026]此外，在本實(shí)施方式中，所述動(dòng)脈可以是橈骨動(dòng)脈，由此來(lái)構(gòu)成血壓檢測(cè)裝置。
[0027]在生物體的部位中橈骨動(dòng)脈位于距離體表較淺位置的部位。進(jìn)而，由于橈骨動(dòng)脈的正下方有橈骨，所以可以在不怎么分散的情況下把加壓機(jī)構(gòu)的施加壓力施加到橈骨動(dòng)脈上。因此，可以通過(guò)加壓機(jī)構(gòu)使橈骨動(dòng)脈閉塞、開(kāi)放，可靠地檢測(cè)血壓。
[0028]此外，作為其他實(shí)施方式，還可以通過(guò)下述步驟來(lái)構(gòu)成血壓檢測(cè)方法:對(duì)生物體進(jìn)行按壓以壓迫血管；使壓迫所述血管的壓力逐漸降低；檢測(cè)因壓迫所述血管的壓力變動(dòng)而產(chǎn)生的該血管的壓力變動(dòng)；以及將表示所述血管的壓力變動(dòng)的波形中出現(xiàn)預(yù)定的波形模式時(shí)壓迫該血管的壓力設(shè)為最高血壓值，將表示該血管的壓力變動(dòng)的波形表現(xiàn)出最大振幅時(shí)壓迫該血管的壓力作為平均血壓值，并使用所述最高血壓值和所述平均血壓值來(lái)計(jì)算最低血壓值。
[0029]本發(fā)明的發(fā)明人通過(guò)實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)了在表示血管的壓力變動(dòng)的波形中出現(xiàn)了預(yù)定的波形模式時(shí)的施加壓力(壓迫血管的壓力)是最高血壓值。據(jù)此，如果觀測(cè)是否出現(xiàn)預(yù)定波形模式，則可以將觀測(cè)到預(yù)定的波形模式時(shí)的施加壓力作為收縮期血壓值(最高血壓值)，而不像現(xiàn)有技術(shù)中那樣對(duì)從加壓到減壓的全過(guò)程的血管容積變動(dòng)進(jìn)行觀測(cè)。由此，與以往的血壓確定方法相比能夠縮短測(cè)量時(shí)間。

【專利附圖】

【附圖說(shuō)明】
[0030]圖1是示出如何在腕部佩戴血壓檢測(cè)裝置的圖。
[0031]圖2是示出如何在腕部佩戴血壓檢測(cè)裝置的圖。
[0032]圖3是詳細(xì)示出加壓機(jī)構(gòu)的圖。
[0033]圖4是示出壓力傳感器的結(jié)構(gòu)的圖。
[0034]圖5是示出控制/顯示部的詳細(xì)圖。
[0035]圖6是示出測(cè)振法下的各種波形的圖，圖6(A)示出振動(dòng)波形(oscillometricwaveform)，圖6 (B)示出微分波形，圖6 (C)示出壓力信號(hào)波形。
[0036]圖7是示出振動(dòng)波形和其壓力波形的圖。
[0037]圖8是示出振動(dòng)波形和其壓力波形的圖。
[0038]圖9是示出振動(dòng)波形和其微分波形的圖。
[0039]圖10是示出振動(dòng)波形中的收縮期波形模式的圖。
[0040]圖11是說(shuō)明振動(dòng)波形中的收縮期波形模式的圖。
[0041]圖12示出本實(shí)施方式的總體動(dòng)作的流程圖。
[0042]圖13是示出變形例中振動(dòng)波形的收縮期波形模式的圖。
[0043]符號(hào)說(shuō)明
[0044]2、血壓檢測(cè)裝置10、加壓機(jī)構(gòu)12、壓力傳感器14、控制/顯示部
[0045]16、燒骨動(dòng)脈(動(dòng)脈)18、振動(dòng)波形20、手腕22、燒骨
[0046]24、電動(dòng)機(jī)26、泵28、伸縮部29、腕帶30、控制信號(hào)線
[0047]31、機(jī)殼34、身體組織36、檢測(cè)部38、壓力-電信號(hào)轉(zhuǎn)換器
[0048]40、遮板42、壓力信號(hào)線44、壓力信號(hào)波形46、微分波形
[0049]48、電容器50、放大器52，54、A/D轉(zhuǎn)換器56、CPU
[0050]58、信號(hào)線60、壓力信號(hào)線62、平滑波形64、收縮期波形模式
[0051]66、開(kāi)關(guān)68、收縮期血壓值70、平均血壓波形72、平均血壓值
[0052]74、顯示裝置76、脈搏波形

【具體實(shí)施方式】
[0053]首先說(shuō)明本發(fā)明的發(fā)明人的發(fā)現(xiàn)內(nèi)容。
[0054]本發(fā)明的發(fā)明人通過(guò)實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)了在表示血管的壓力變動(dòng)的波形中出現(xiàn)了預(yù)定的波形模式時(shí)的施加壓力(加壓機(jī)構(gòu)進(jìn)行壓迫的壓力)成為最高血壓值。據(jù)此，如果觀測(cè)是否出現(xiàn)預(yù)定波形模式，就可以將觀測(cè)到預(yù)定的波形模式時(shí)的施加壓力即加壓機(jī)構(gòu)進(jìn)行壓迫的壓力值作為收縮期血壓值(最高血壓值)，而不像現(xiàn)有技術(shù)中那樣對(duì)從加壓到減壓的全過(guò)程的血管容積變動(dòng)進(jìn)行觀測(cè)。由此，與以往的血壓確定方法相比能夠縮短測(cè)量時(shí)間。
[0055]此外，本發(fā)明的發(fā)明人通過(guò)實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)在作為預(yù)定波形模式測(cè)量到如下脈搏波時(shí)的施加壓力對(duì)應(yīng)于最高血壓:該脈搏波是表示血管的壓力變動(dòng)的波形中的包含第I極大值以及第2極大值的波形，該第2極大值是加壓機(jī)構(gòu)進(jìn)行壓迫的壓力比測(cè)量到第I極大值時(shí)小的情形下的極大值，所述第2極大值比所述第I極大值大。由此，不但能夠容易地檢測(cè)出預(yù)定的波形模式是否出現(xiàn)，而且與以往的血壓確定方法相比能夠縮短測(cè)量時(shí)間。
[0056]此外，本發(fā)明的發(fā)明人通過(guò)實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)了在從動(dòng)脈閉塞時(shí)開(kāi)始緩慢地放開(kāi)動(dòng)脈的過(guò)程中出現(xiàn)上述預(yù)定波形。由此，通過(guò)加壓機(jī)構(gòu)施加壓力，使得從施加使動(dòng)脈閉塞的程度的壓力開(kāi)始使壓力緩慢降低而放開(kāi)動(dòng)脈，能使預(yù)定的波形模式出現(xiàn)，從而能容易地提供與以往的血壓確定方法相比縮短了測(cè)量時(shí)間的血壓檢測(cè)裝置。
[0057]在以往的血壓確定方法中，需要觀測(cè)從加壓到減壓的全過(guò)程的血管容積變動(dòng)，因此，需要在通過(guò)加壓機(jī)構(gòu)使動(dòng)脈緩慢地閉塞后，緩慢地開(kāi)放動(dòng)脈，直到確定血壓為止，花費(fèi)了時(shí)間。本發(fā)明的發(fā)明人通過(guò)實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)了在從動(dòng)脈放開(kāi)時(shí)到緩慢地閉塞動(dòng)脈的過(guò)程中出現(xiàn)了上述預(yù)定的波形模式。據(jù)此，能夠根據(jù)使加壓機(jī)構(gòu)動(dòng)作而緩慢地閉塞動(dòng)脈的過(guò)程中出現(xiàn)的預(yù)定的波形模式來(lái)求出最高血壓值。因此，與以往的血壓確定方法相比，能進(jìn)一步縮短測(cè)量時(shí)間。
[0058]此外，在生物體的部位中橈骨動(dòng)脈是位于距離體表較淺位置的部位。進(jìn)而，由于橈骨動(dòng)脈的正下方有橈骨，所以能夠在不怎么分散的情況下將加壓機(jī)構(gòu)的施加壓力施加到橈骨動(dòng)脈上。因此，可以通過(guò)加壓機(jī)構(gòu)使橈骨動(dòng)脈閉塞、開(kāi)放，可靠地檢測(cè)血壓。
[0059]然后，使用附圖詳細(xì)說(shuō)明應(yīng)用了本發(fā)明的實(shí)施方式。
[0060]圖1以及圖2是示出如何將本實(shí)施方式的血壓檢測(cè)裝置戴到腕部的圖。圖1示出從腕外側(cè)觀察的狀態(tài)，圖2示出從腕的截面方向觀察的狀態(tài)。
[0061]本實(shí)施方式的血壓檢測(cè)裝置2包含加壓機(jī)構(gòu)10、壓力傳感器12和控制/顯示部14。
[0062]加壓機(jī)構(gòu)10對(duì)燒骨動(dòng)脈(動(dòng)脈)16施加用于產(chǎn)生振動(dòng)波形18 (參照?qǐng)D6 (A))的外部壓力。加壓機(jī)構(gòu)10在按壓生物體而壓迫血管的同時(shí)能夠緩慢地減小其壓迫壓力。
[0063]壓力傳感器12觀測(cè)與各心搏相對(duì)的容積變動(dòng)作為壓力變動(dòng)并轉(zhuǎn)換為電信號(hào)，發(fā)送到控制/顯示部14。
[0064]控制/顯示部14根據(jù)所得到的振動(dòng)信號(hào)來(lái)執(zhí)行血壓值的運(yùn)算算法并顯示結(jié)果。此夕卜，將用于控制施加到橈骨動(dòng)脈16上的壓力的控制信號(hào)發(fā)送到加壓機(jī)構(gòu)10。控制/顯示部14和加壓機(jī)構(gòu)10通過(guò)由具有柔軟性的塑料等構(gòu)成的腕帶29纏繞在手腕上，該腕帶29的末端是開(kāi)放的，并具備由將末端之間連接起來(lái)的面搭扣(Magic Fastener (注冊(cè)商標(biāo)))等構(gòu)成的連接單元。
[0065]如圖2所示，手腕20在身體的部位中是動(dòng)脈(橈骨動(dòng)脈16)位于體表下3?4mm的較淺位置的部位。進(jìn)而，在橈骨動(dòng)脈16的正下方有橈骨22，這樣來(lái)自體表的施加壓力可以不分散地直接施加到橈骨動(dòng)脈16上。由此可知，手腕20是適合測(cè)量血壓的部位。
[0066]圖3是詳細(xì)示出本實(shí)施方式的加壓機(jī)構(gòu)10的圖。
[0067]本實(shí)施方式的加壓機(jī)構(gòu)10包含電動(dòng)機(jī)24、泵26、伸縮部28、收容各單元的機(jī)殼31。
[0068]通過(guò)從控制/顯示部14經(jīng)由控制信號(hào)線30發(fā)送的控制信號(hào)來(lái)控制電動(dòng)機(jī)24。此時(shí)，由電動(dòng)機(jī)24驅(qū)動(dòng)的泵26將來(lái)自外部的空氣送到伸縮部28。伸縮部28通過(guò)此時(shí)產(chǎn)生的力從橈骨22所在一側(cè)(身體表面)將壓力傳感器12按壓到手腕20表面，能通過(guò)身體組織34將壓力施加到橈骨動(dòng)脈16上。伸縮部28的伸縮高度為10mm、底面半徑為10mm，是熔接例如3張袋狀的圓盤(pán)而成的形狀。此外，電動(dòng)機(jī)24是直徑5mm、長(zhǎng)度1mm的圓筒形,泵26也是直徑5mm高度5mm的圓筒形。
[0069]圖4是示出本實(shí)施方式的壓力傳感器12的結(jié)構(gòu)的圖。
[0070]本實(shí)施方式中的壓力傳感器12包含檢測(cè)部36、壓力-電信號(hào)轉(zhuǎn)換器38、遮板40。
[0071]橈骨動(dòng)脈16根據(jù)外部施加壓力與基于心搏的血壓之間的關(guān)系而發(fā)生容積變動(dòng)。該容積變動(dòng)經(jīng)過(guò)身體組織34而由檢測(cè)部36檢測(cè)到。檢測(cè)部36由不可壓縮的流體填充，高精度地將經(jīng)由該流體檢測(cè)出的變動(dòng)作為壓力變動(dòng)傳遞到壓力-電信號(hào)轉(zhuǎn)換器38。
[0072]壓力-電信號(hào)轉(zhuǎn)換器38例如作為電阻值的變化而讀取檢測(cè)出的壓力，并轉(zhuǎn)換為電信號(hào)，經(jīng)由壓力信號(hào)線42傳送到控制/顯示部14。
[0073]檢測(cè)部36例如是一邊為15mmX30mm的長(zhǎng)方形、厚度為2mm，這樣來(lái)管理內(nèi)部的流體的量。此外，為了最大限度地利用壓力變動(dòng)，檢測(cè)部36的上方(檢測(cè)部36的與身體組織34相接的方向的相反側(cè)方向)被固定在遮板40上。此外，壓力-電信號(hào)轉(zhuǎn)換器38能檢測(cè)包含通常的人的血壓范圍在內(nèi)的壓力范圍即可，具有例如50KPa以下(包含該值)的范圍的檢測(cè)性能即可。
[0074]圖5是示出本實(shí)施方式的控制/顯示部14的詳細(xì)圖。
[0075]本實(shí)施方式的控制/顯示部14包含電容器48、放大器50、A/D轉(zhuǎn)換器52，54、CPU56 (血壓計(jì)算部)。
[0076]從壓力傳感器12輸出的壓力信號(hào)經(jīng)由壓力信號(hào)線42被輸入到控制/顯示部14。在控制/顯示部14中，壓力信號(hào)分別作為兩個(gè)信息被用在兩個(gè)不同的處理中。其一，用作表示容積變動(dòng)的信號(hào)即振動(dòng)信號(hào)，在通過(guò)電容器48除去了 DC成分(直流成分)之后，被放大器50放大例如100倍之后，通過(guò)A/D轉(zhuǎn)換器52轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)，經(jīng)由信號(hào)線58輸入到CPU56。另一方面,來(lái)自壓力傳感器12的壓力信號(hào)通過(guò)壓力信號(hào)線42被分支，同時(shí)在A/D轉(zhuǎn)換器54中被轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)，經(jīng)由壓力信號(hào)線60輸入到CPU56。
[0077]血壓計(jì)算部在從動(dòng)脈閉塞時(shí)到緩慢地放開(kāi)動(dòng)脈的過(guò)程中，對(duì)于從壓力傳感器12得到的脈搏波，將其波形中出現(xiàn)預(yù)定的波形模式時(shí)的壓力作為收縮期血壓值(最高血壓值)，將其波形表現(xiàn)出最大振幅時(shí)的壓力作為平均血壓值。
[0078]進(jìn)而，血壓計(jì)算部根據(jù)最高血壓值和平均血壓值來(lái)計(jì)算最低血壓值(舒張期血壓值)。已知在計(jì)算舒張期血壓值時(shí)，在收縮期血壓值、平均血壓值、以及舒張期血壓值之間以下關(guān)系式成立。
[0079]平均血壓值=舒張期血壓值+(收縮期血壓值-舒張期血壓值)/3
[0080]因此，舒張期血壓值能夠如下式那樣進(jìn)行計(jì)算。
[0081]舒張期血壓值=(3X平均血壓值-收縮期血壓值)/2
[0082]在上述實(shí)施方式中，血壓檢測(cè)裝置2中的血壓計(jì)算部是通過(guò)上述CPU56處理預(yù)定的程序來(lái)實(shí)現(xiàn)的。
[0083](振動(dòng)波形)
[0084]圖6是例示本實(shí)施方式的測(cè)振法中的標(biāo)準(zhǔn)血壓確定算法的圖。圖6(A)是從外部施加了圖6(C)中示出的壓力信號(hào)波形44時(shí)，CPU56對(duì)壓力傳感器12檢測(cè)并在信號(hào)線58上檢測(cè)出的脈搏波形進(jìn)行存儲(chǔ)并進(jìn)行了噪聲去除等的波形處理之后，作為各波形的峰值點(diǎn)的排列而得到的振動(dòng)波形18。此外，壓力信號(hào)波形44也由壓力傳感器12同時(shí)檢測(cè)出并經(jīng)由壓力信號(hào)線60在CPU56中與振動(dòng)波形18 —起記錄。一次心搏對(duì)應(yīng)的容積變動(dòng)是大約數(shù)lOmmV，但由于在放大器50中被放大100倍，所以作為檢測(cè)波形檢測(cè)出2?3V的變動(dòng)。
[0085]下面是根據(jù)基于標(biāo)準(zhǔn)算法即微分法得到的波形數(shù)據(jù)序列來(lái)確定最高血壓、最低血壓的方法的例子。圖6(B)的微分波形46是對(duì)振動(dòng)波形18進(jìn)行微分而得的波形。在實(shí)際處理中是通過(guò)對(duì)振動(dòng)波形18的各頂點(diǎn)值的數(shù)值序列取各個(gè)值的前后差的所謂差分法而得到的波形。在微分波形46中讀出與正的最大值對(duì)應(yīng)的點(diǎn)的壓力信號(hào)波形44的壓力值，其與最高血壓對(duì)應(yīng),與負(fù)的最大值對(duì)應(yīng)的壓力信號(hào)波形44的壓力值與最低血壓值對(duì)應(yīng)。在這個(gè)例子中，可以將最高血壓值確定為120mmHg,將最低血壓值確定為90mmHg。
[0086](收縮期波形模式的檢測(cè)和血壓值確定法)
[0087]圖7以及圖8是示出本實(shí)施方式的振動(dòng)波形和其壓力波形的圖。
[0088]圖7的波形分別再次示出了圖6的振動(dòng)波形18、壓力信號(hào)波形44。進(jìn)而，圖8 (A)對(duì)圖7的前半部分即包括收縮期血壓值的部分進(jìn)行放大、圖8(B)將圖8(A)的波形的虛線部分放大到能夠觀察到作為預(yù)定波形模式的收縮期波形模式64。從圖8(B)可以明確，當(dāng)從外部施加到血管上的壓力發(fā)生了變化時(shí)，與脈搏波相當(dāng)?shù)难獕好}搏波形在收縮期波形模式64的前后變化為波形A、B、C、D、E。與此相比較，波形C與其他波形不同，能夠容易地區(qū)分出收縮期波形模式64。具體而言，在波形B中構(gòu)成波形的多個(gè)極大值(圖8(B)中是2個(gè))中，時(shí)間序列上前面(加壓機(jī)構(gòu)10施加的壓力大的一側(cè))的極大值比時(shí)間序列上后面(加壓機(jī)構(gòu)10施加的壓力小的一側(cè))的極大值大。但是，如果是波形C，在構(gòu)成波形的極大值中，時(shí)間序列上前面(加壓機(jī)構(gòu)10施加的壓力大的一側(cè))的極大值比時(shí)間序列上后面(加壓機(jī)構(gòu)10施加的壓力小的一側(cè))的極大值小。即，在波形C中構(gòu)成波形的多個(gè)極大值的關(guān)系與波形B相反。即，可根據(jù)構(gòu)成波形的極大值的關(guān)系是否相反來(lái)斷收縮期波形模式64。
[0089]圖9是示出本實(shí)施方式的振動(dòng)波形和其微分波形的圖。
[0090]進(jìn)一步詳細(xì)說(shuō)明本實(shí)施方式的收縮期波形模式64的提取方法。在圖9中微分波形46是對(duì)振動(dòng)波形18進(jìn)行微分而得到的波形，是收縮期波形模式64較為明顯的波形的例子。也可把微分方法替換為例如取信號(hào)前后的差分的差分法。根據(jù)圖9能明確，由于在微分波形46中通常疊加有非常大的噪聲，所以通常是消除噪聲(平滑化)后進(jìn)行利用。這可通過(guò)所謂移動(dòng)平均法來(lái)實(shí)現(xiàn)，所述移動(dòng)平均法是例如針對(duì)某點(diǎn)的信號(hào)，對(duì)該點(diǎn)及其前后的信號(hào)值進(jìn)行相加，進(jìn)而除以其數(shù)據(jù)的個(gè)數(shù)。但是此時(shí)，在進(jìn)行了處理后，需要將相位還原。
[0091]在對(duì)微分波形46進(jìn)行了平滑化后的平滑化波形62中斜率為O的點(diǎn)中，觀察振動(dòng)波形18的值為極大值的點(diǎn)a、b、c、d與振動(dòng)波形18的前后平均值的差時(shí)，在圖9的例子中，在波形B中hl>h2，在波形C中h3〈h4。S卩，可見(jiàn)在波形B和波形C間，構(gòu)成波形的多個(gè)極大值的關(guān)系相反。而且，根據(jù)這個(gè)事實(shí)，在這個(gè)例子中能容易識(shí)別出波形C是收縮期波形模式64。
[0092]另外，通常以上述方法能檢測(cè)出收縮期波形模式64，但是在實(shí)際的例子中，根據(jù)減壓速度和血壓脈搏波形在時(shí)間上的關(guān)系，有時(shí)也不能如這個(gè)例子這樣明確得到收縮期波形模式64。這種情況是例如在圖9中是不生成波形C而從波形B直接生成波形D的情況。在這種情況下，可求出與波形B對(duì)應(yīng)的施加壓力即壓力傳感器12的壓力值、以及與波形D對(duì)應(yīng)的施加壓力即壓力傳感器12的壓力值，并將其中央值作為收縮期血壓值，因此，無(wú)損于本方法的能夠在不用測(cè)量整個(gè)振動(dòng)波形18的情況下確定血壓值的便利性。
[0093]圖10是示出本實(shí)施方式的振動(dòng)波形18的收縮期波形模式64的圖。關(guān)于本實(shí)施方式的上述情形，在小型血壓測(cè)量技術(shù)中，收集大量振動(dòng)波形18，在分析中可見(jiàn)，在施加壓力即壓力傳感器12的壓力值與壓力信號(hào)波形44的收縮期血壓值68相等的附近，振動(dòng)波形18表現(xiàn)出特有的波形(收縮期波形模式64)。表現(xiàn)出收縮期波形模式64時(shí)的施加壓力(壓力傳感器12的壓力值)、即收縮期血壓值68表現(xiàn)出最高血壓值。另外，最高血壓值可以設(shè)為收縮期波形模式64中在時(shí)間序列上前面的極大值時(shí)的施加壓力，也可以設(shè)為在時(shí)間序列上后面的極大值時(shí)的施加壓力。此外，還可以將時(shí)間序列上前面的極大值時(shí)的施加壓力和時(shí)間序列上后面的極大值時(shí)的施加壓力的平均值作為最高血壓值。
[0094]圖10的波形不是通過(guò)以往的cuff法、而是通過(guò)局部按壓位于橈骨動(dòng)脈16的上方(身體表面)的皮膚的部分的方法，對(duì)橈骨動(dòng)脈16施加壓力并使用小型壓力傳感器12對(duì)此時(shí)的心搏所對(duì)應(yīng)的血管容積變動(dòng)的狀態(tài)進(jìn)行測(cè)量時(shí)所觀測(cè)到的波形。振動(dòng)波形18表現(xiàn)出最大振幅(平均血壓波形70)時(shí)的施加壓力即壓力傳感器12的壓力值(平均血壓值72)表示平均血壓值。這是由于振動(dòng)波形表現(xiàn)出最大振幅時(shí)的施加壓力在醫(yī)學(xué)上被定義為平均血壓值。
[0095]圖11是說(shuō)明本實(shí)施方式的振動(dòng)波形18中的收縮期波形模式64的圖。圖11的左圖是在時(shí)間序列上示出基于管定律的、隨著時(shí)間經(jīng)過(guò)的內(nèi)外壓力差與血管截面之間的關(guān)系的圖。這示出了由于截面積的變化因內(nèi)外壓力差而變化，所以即使是相同的壓力變化(脈搏)變化區(qū)域也不同，因此傳遞到壓力傳感器12的強(qiáng)度不同。此外，在壓力傳感器12的周邊部和中心部施加到血管的壓力不同，因此，各自的壓力變動(dòng)的差異呈現(xiàn)為時(shí)間差。而且，其波形的大小由于各自的變化而變得相等并反轉(zhuǎn)。進(jìn)而，在壓力傳感器12的周邊部和中心部間，即使壓力相同所傳遞的強(qiáng)度也不同。此外，壓力傳感器12的靈敏度在周邊部弱，在中央部強(qiáng)。
[0096]然后說(shuō)明基于時(shí)間經(jīng)過(guò)的變化。在隨時(shí)間經(jīng)過(guò)而逐漸降低施加壓力時(shí)，首先，如圖1l(A)所示，當(dāng)施加壓力大時(shí)壓力傳感器12的中心部處的血管閉塞，因此，不產(chǎn)生壓力傳感器12的中心部的信號(hào)，按照管定律而作為小波形A-1產(chǎn)生進(jìn)入壓力傳感器的周邊部的信號(hào)。
[0097]然后如圖11⑶所示，降低施加壓力而使壓力傳感器12的中心部的血管稍微放開(kāi)，由此，進(jìn)入壓力傳感器12的中心部的信號(hào)按照管定律而作為小波形B-2產(chǎn)生。此外，進(jìn)入壓力傳感器12的周邊部的信號(hào)按照管定律而作為中波形B-1并錯(cuò)開(kāi)小波形B-2而產(chǎn)生。這是由于壓力傳感器12接受的周緣部(周邊部)的振動(dòng)與中央部相比，稍早開(kāi)始移位。
[0098]然后，如圖1l(C)所示，通過(guò)進(jìn)一步降低施加壓力來(lái)進(jìn)一步放開(kāi)壓力傳感器中心部的血管，由此，進(jìn)入壓力傳感器12中心部的信號(hào)按照管定律作為中波形C-2而產(chǎn)生。此夕卜，進(jìn)入壓力傳感器12周邊部的信號(hào)按照管定律作為中波形C-1而產(chǎn)生。即作為預(yù)定的波形模式，壓力傳感器12的中心部的波形和周邊部的波形幾乎相等。
[0099]然后，如圖1l(D)所示，通過(guò)進(jìn)一步降低施加壓力來(lái)進(jìn)一步放開(kāi)壓力傳感器12的中心部的血管，由此，進(jìn)入壓力傳感器12的中心部的信號(hào)按照管定律作為大波形D-2而產(chǎn)生。此外，壓力傳感器12的周邊部的信號(hào)按照管定律作為小波形D-1而產(chǎn)生。
[0100]圖1l(E)以時(shí)間序列對(duì)此進(jìn)行示出。實(shí)際波形如圖1l(F)所示。
[0101]圖12是示出本實(shí)施方式的總體動(dòng)作的流程圖。按照?qǐng)D12的流程圖說(shuō)明總體動(dòng)作。
[0102]首先，如步驟SlO所示，血壓檢測(cè)裝置2基于控制/顯示部14上帶有的開(kāi)關(guān)55的按下而開(kāi)始動(dòng)作。當(dāng)檢測(cè)到開(kāi)關(guān)66被按壓時(shí)，CPU56經(jīng)由控制信號(hào)線30向加壓機(jī)構(gòu)10指示加壓動(dòng)作開(kāi)始。加壓機(jī)構(gòu)10啟動(dòng)電動(dòng)機(jī)24而使泵26動(dòng)作,將空氣送到伸縮部28。同時(shí)，CPU56開(kāi)始測(cè)量從壓力信號(hào)線42、60輸入的壓力傳感器12的壓力值。
[0103]然后，如步驟S20所示，CPU56判斷壓力傳感器12的壓力值是否在預(yù)先確定的值，例如200mmHg以上(包含該值)。當(dāng)小于200mmHg時(shí)(否)，繼續(xù)判斷是否在200mmHg以上(包含該值)。當(dāng)為200mmHg以上(包含該值)時(shí)(是)，進(jìn)入步驟S30。
[0104]然后，如步驟S30所示，在壓力傳感器12的壓力值成為例如200mmHg以上(包含該值)之后，CPU56經(jīng)由控制信號(hào)線30對(duì)加壓機(jī)構(gòu)10指示停止加壓動(dòng)作以及開(kāi)始減壓動(dòng)作。由此，加壓機(jī)構(gòu)10內(nèi)的泵26停止加壓動(dòng)作，開(kāi)始減壓動(dòng)作。減壓動(dòng)作以每秒3mmHg的固定減壓速度進(jìn)行。
[0105]然后，如步驟S40所示，在開(kāi)始減壓動(dòng)作的同時(shí)，CPU56開(kāi)始以每秒700次的速率測(cè)量從信號(hào)線58輸入的振動(dòng)信號(hào)。如果該測(cè)量的值在時(shí)間上連續(xù)就能得到振動(dòng)波形18。因此，CPU56與從壓力傳感器12逐次接收信號(hào)并行地將所得信號(hào)在存儲(chǔ)器(未圖示)中展開(kāi)并生成振動(dòng)波形18。
[0106]然后，如步驟S50所示，CPU56判斷所生成的振動(dòng)波形18的形狀。根據(jù)判斷結(jié)果當(dāng)振動(dòng)波形18的形狀不是圖10的收縮期波形模式64時(shí)(否)，判斷下一個(gè)波形。當(dāng)是收縮期波形模式64時(shí)(是)，進(jìn)入步驟S60。
[0107]然后，如步驟S60所示，將表現(xiàn)出這樣得到的波形的收縮期波形模式64時(shí)的施加壓力即壓力傳感器12的壓力值、即收縮期血壓值68存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器中。
[0108]然后，如步驟S70所示，CPU56判斷振動(dòng)波形18的最大振幅。根據(jù)判斷結(jié)果當(dāng)振動(dòng)波形18不是最大振幅時(shí)(否)，判斷下一個(gè)波形。當(dāng)是最大振幅(是)時(shí)，進(jìn)入步驟S80。
[0109]然后，如步驟S80所示，CPU56將振動(dòng)波形18表現(xiàn)出最大振幅(平均血壓波形70)時(shí)的施加壓力即壓力傳感器12的壓力值(平均血壓值72)存儲(chǔ)到存儲(chǔ)器中。通過(guò)到此為止的過(guò)程，CPU56能夠檢測(cè)出收縮期血壓值68和平均血壓值72。
[0110]然后，如步驟S90所示，CPU56停止對(duì)從信號(hào)線58輸入的振動(dòng)信號(hào)的測(cè)量。此外，經(jīng)由控制信號(hào)線30對(duì)加壓機(jī)構(gòu)10指示停止減壓動(dòng)作。由此，加壓機(jī)構(gòu)10內(nèi)的泵26停止減壓動(dòng)作。
[0111]然后，如步驟SlOO所示，CPU56通過(guò)血壓計(jì)算部根據(jù)收縮期血壓值68和平均血壓值72計(jì)算舒張期血壓值(最低血壓值)。
[0112]然后，如步驟SllO所示，CPU56在得到了收縮期血壓值68、舒張期血壓值之后，在顯示裝置74中顯示各值，結(jié)束一系列動(dòng)作。
[0113]根據(jù)本實(shí)施方式，能用比以前少的時(shí)間來(lái)確定準(zhǔn)確的血壓值。此外，當(dāng)需要一直佩戴時(shí)，在可隨時(shí)測(cè)量血壓的可穿帶式血壓計(jì)中，即使更加頻繁地測(cè)量血壓也能在不對(duì)使用者造成不便的情況下測(cè)量血壓，能夠更細(xì)致地管理血壓。
[0114](變形例)
[0115]在上述實(shí)施方式中，通過(guò)降低施加壓力，將產(chǎn)生收縮期波形模式64時(shí)的施加壓力值設(shè)為最高血壓，但在本變形例中，也可以通過(guò)增大施加壓力，將產(chǎn)生收縮期波形模式64時(shí)的施加壓力值設(shè)為最高血壓。即，血壓計(jì)算部在從動(dòng)脈放開(kāi)時(shí)到緩慢地關(guān)閉動(dòng)脈的過(guò)程中，將從壓力傳感器12得到的脈搏的波形中出現(xiàn)預(yù)定的波形模式時(shí)的壓力設(shè)為收縮期血壓值(最高血壓值)，將其波形表現(xiàn)出最大振幅時(shí)的壓力設(shè)為平均壓力值。
[0116]圖13是示出變形例的振動(dòng)波形的收縮期波形模式的圖。圖13的下部是在血管上施加的壓力值的壓力信號(hào)波形44、上部是當(dāng)時(shí)檢測(cè)出的脈搏波形76。脈搏波形76的收縮期波形模式64與其他波形不同。雖然省略了詳細(xì)的圖示，但是在收縮期波形模式64中，構(gòu)成波形的多個(gè)極大值中在時(shí)間序列上前面(加壓機(jī)構(gòu)10施加的壓力小的一側(cè))的極大值比在時(shí)間序列上后面(加壓機(jī)構(gòu)10施加的壓力大的一側(cè))的極大值大。但是在收縮期波形模式64的前面的脈搏波形中，構(gòu)成波形的極大值中在時(shí)間序列上前面(加壓機(jī)構(gòu)10施加的壓力小的一側(cè))的極大值比在時(shí)間序列上后面(加壓機(jī)構(gòu)10施加的壓力大的一側(cè))的極大值小。即，變成了與前述的上述實(shí)施方式相反的關(guān)系，但與上述實(shí)施方式相比沒(méi)有變化的是:收縮期波形模式64中構(gòu)成波形的多個(gè)極大值的關(guān)系與收縮期波形模式64之前的脈搏波形中構(gòu)成波形的多個(gè)極大值的關(guān)系相反。即，與上述實(shí)施方式同樣地，可根據(jù)構(gòu)成波形的極大值的關(guān)系是否反轉(zhuǎn)來(lái)判斷收縮期波形模式64。當(dāng)收縮期波形模式64出現(xiàn)時(shí)，下部的壓力信號(hào)波形44的壓力值示出為135，相對(duì)于用其他血壓計(jì)測(cè)量的最高血壓136表現(xiàn)出非常接近的值。因此，無(wú)需像通常的血壓計(jì)那樣進(jìn)行加壓減壓便可簡(jiǎn)便地確定最高血壓。
[0117]另外，在本實(shí)施方式的血壓計(jì)算部中，在從動(dòng)脈閉塞時(shí)開(kāi)始緩慢放開(kāi)動(dòng)脈的過(guò)程中，對(duì)于從壓力傳感器12得到的脈搏波，將其波形表現(xiàn)出最大振幅時(shí)的壓力作為平均血壓值，但也可以將其波形表現(xiàn)出最高值時(shí)的壓力作為平均血壓值。
【權(quán)利要求】
1.一種血壓計(jì)測(cè)裝置，其計(jì)測(cè)血管的血壓脈搏波形來(lái)確定所述血管的血壓，其中， 所述血管的血壓脈搏波形在I次脈搏波中包含第I極大值和第2極大值， 所述血壓計(jì)測(cè)裝置將所述第2極大值變?yōu)榇笥谒龅贗極大值時(shí)的所述第2極大值確定為最高血壓值。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的血壓計(jì)測(cè)裝置，其中， 所述血壓計(jì)測(cè)裝置將所述血管的血壓脈搏波形表現(xiàn)出最大振幅時(shí)的所述血管的血壓脈搏波形的值確定為平均血壓值。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的血壓計(jì)測(cè)裝置，其中， 所述血壓計(jì)測(cè)裝置根據(jù)所述最高血壓值和所述平均血壓值計(jì)算最低血壓值。
4.根據(jù)權(quán)利要求1至3中的任意一項(xiàng)所述的血壓計(jì)測(cè)裝置，其中， 所述血管是橈骨動(dòng)脈。
【文檔編號(hào)】A61B5/0225GK104224152SQ201410479638
【公開(kāi)日】2014年12月24日 申請(qǐng)日期:2011年8月1日 優(yōu)先權(quán)日:2010年8月2日
【發(fā)明者】橫山敏彥, 杤久保修 申請(qǐng)人:精工愛(ài)普生株式會(huì)社, 公立大學(xué)法人橫浜市立大學(xué)