專利名稱：血壓測定裝置的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及一種血壓測定裝置，特別是涉及一種壓迫動脈、基于由此引起的動脈容積變化而測定血壓的血壓測定裝置。
背景技術：
在無侵襲地測定血壓的方法中，有的在使壓力慢慢地變化的過程中，捕捉從外部施加有壓力的動脈的容積變化產(chǎn)生的各種脈動信號(下面稱之為脈搏波)，據(jù)此計算并確定血壓值(稱之為振量法オシロメトリツク法)。作為這種代表性的方法，是向卷繞到血壓測定部位上的稱之為束帶(臂帶)的壓迫帶內(nèi)注入空氣等流體，實現(xiàn)向測定部位的動脈的壓迫。而作為壓迫壓力、即束帶內(nèi)的壓力(下面稱之為束帶壓)的脈動而檢測出脈搏波，是最為普及的方法(下面稱之為束帶振量法)(例如，參照專利文獻1和2)。
在束帶振量法中有這樣的方法，即從束帶壓信號中提取出這種脈搏波，但也有另外設置其它的脈搏波檢測部(例如光電傳感器)，借此實現(xiàn)振量法。此外，有的利用束帶之外的壓迫功能而壓迫動脈而實現(xiàn)振量法。在下面的說明中，將這些都稱為振量法。
此外，專利文獻3公開了一種能夠知道某一時間下的血壓的方法。在這種方法中，獲取在束帶壓低于舒張期血壓時的動脈容積信號以及束帶壓力在舒張期血壓與收縮期血壓之間時的動脈容積信號，通過將所獲得的兩個動脈容積信號使開始時刻一致而進行比較，可以知道束帶壓和動脈壓一致的時刻。
專利文獻1為特開平5-31084號公報的說明書和附圖。
專利文獻2為特開平6-133938號公報的說明書和附圖。
專利文獻3為特表2000-512875公報的第30頁～31頁以及圖27及圖29A～圖29C。
在振量法中，例如，在使束帶壓增大的過程中進行測定時，如圖12所示，由表示在使束帶壓緩慢地上升到比最高血壓(收縮期血壓)足夠高的過程中不斷變化的脈搏波的振幅變化的圖形的包絡線推斷出血壓值(收縮期血壓和舒張期血壓)。此外，圖中沒有示出，但在使束帶壓減少的過程中進行測定的情況下，當急速地將束帶加壓到比收縮期血壓足夠高之后，在緩慢地減壓到低于最低血壓(舒張期血壓)的過程中，同樣地從脈搏波的包絡線推斷出血壓值。在這種推斷方法中，從原理上講，需要高的加壓波幅和長的測定時間。高的加壓波幅，例如在血壓高的使用者的情況下，伴隨著一再的壓迫，會引起疼痛。由于在血壓測定過程中的疼痛不僅是僅引起不快感，而且還是使血壓上升的很大的原因，所以，會影響到血壓測定的正確性。此外，當一次測定花費很長的時間時，不僅是效率低，而且前述疼痛會長時間持續(xù)，會損及正確性。而且，例如在測定和運動中的測定等中不能捕捉到一再引起的急劇的血壓變動。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的是提供一種可以縮短測定時間的血壓測定裝置。
本發(fā)明的另一個目的是提供一種不用施加高的壓力就可以進行測定的血壓測定裝置。
根據(jù)本發(fā)明的一個方面，血壓測定裝置包括壓迫機構，壓迫活體的血管；壓迫壓力檢測機構，檢測由前述壓迫機構對前述血管進行壓迫的壓迫壓力值；相似波形檢測機構，檢測與在一個心搏周期內(nèi)由前述壓迫機構壓迫的前述血管內(nèi)的壓力變化相似地進行變化的相似波形；血壓計算機構，確定由前述相似波形檢測機構檢測出的前述相似波形的尺度，通過使所確定的前述相似波形的尺度與表示前述血管內(nèi)的壓力變化的波形的尺度相對應，從而計算出血壓。
血壓計算機構包括檢測前述相似波形在整個前述一個心搏周期內(nèi)的波幅的波幅檢測機構；根據(jù)由前述波幅檢測機構檢測出的最大波幅和最小波幅之間的兩個時刻的波幅的差分、與分別對應前述兩個時刻而由前述壓迫壓力檢測機構檢測出的前述壓迫壓力值的差分之比所表示的相似比、確定相似波形的尺度、使所確定的前述相似波形的尺度與表示前述血管內(nèi)的壓力變化的波形的尺度對應的機構。
從而，由于可以利用與在整個一個心搏的周期內(nèi)檢測出的血管內(nèi)的壓力變化相似地進行化的相似波形的尺度計算出血壓，所以，可以在短時間內(nèi)測定血壓。即，用于確定相似波形的尺度、使所確定的相似波形的尺度與表示血管內(nèi)的壓力變化的波形的尺度對應的相似比，可以很簡單地用兩個時刻的波幅的差分和分別與兩個時刻對應而由壓迫壓力檢測機構檢測出的壓迫壓力值的差分之比求出。此外，由于兩個時刻的波幅位于最大波幅和最小波幅之間，所以，不必壓迫到最大波幅、即不必壓迫到最高血壓就可以進行測定。此外，由于只通過檢測出兩個時刻的波幅和壓迫壓力值就可以進行測定，所以可以縮短測定時間。
優(yōu)選地，前述兩個時刻各自分別對應于根據(jù)前述壓迫機構對前述血管產(chǎn)生的不同的兩個前述壓迫壓力值而前述血管開始閉塞的時刻。
從而，由于開始閉塞的時刻相當于壓迫壓力與血管內(nèi)的壓力相等的瞬間，所以，通過利用開始閉塞時刻的壓迫壓力值，可以高精度地計算出血壓。
優(yōu)選地，前述相似波形是由前述壓迫機構進行壓迫而產(chǎn)生的前述血管的容積變化的脈動成分形成的脈搏波的波形。
從而，作為相似波形，可以利用脈搏波的波形。
優(yōu)選地，前述血壓計算機構包括收縮期血壓計算機構，根據(jù)由前述波幅檢測機構檢測出的前述最大波幅與由前述波幅檢測機構檢測出的前述兩個時刻的波幅中的一個波幅的差分、對應于前述一個波幅的時刻而由前述壓迫壓力檢測機構檢測出的前述壓迫壓力值、以及前述相似比，將對應于前述最大波幅的前述壓迫壓力值作為收縮期血壓而計算出。
從而，由于可以利用相似波形的最大波幅、兩個時刻的波幅中的一個波幅、對應于所述一個波幅的壓迫值及相似比可以計算出收縮期血壓，所以，不必用高達收縮期血壓附近的壓力壓迫血管，就可以測定血壓。
優(yōu)選地，前述血壓計算機構包括舒張期血壓計算機構，根據(jù)由前述波幅檢測機構檢測出的前述最小波幅與由前述波幅檢測機構檢測出的前述兩個時刻的波幅中的一個波幅的差分、對應于前述一個波幅的時刻而由前述壓迫壓力檢測機構檢測出的前述壓迫壓力值、以及前述相似比，將對應于前述最小波幅的前述壓迫壓力值作為舒張期血壓而計算出。
從而，可以利用相似波形的最小波幅、兩個時刻的波幅中的一個波幅、對應于所述一個波幅的壓迫值及相似比可以計算出舒張期血壓。
根據(jù)本發(fā)明的另一個方面，血壓測定裝置，包括壓迫機構，壓迫活體的血管；相似波形檢測機構，檢測與在一個心搏周期內(nèi)由前述壓迫機構壓迫的前述血管內(nèi)的壓力變化相似地進行變化的相似波形；血壓計算機構，確定由前述相似波形檢測機構檢測出的前述相似波形的尺度，通過使所確定的前述相似波形的尺度與表示前述血管內(nèi)的壓力變化的波形的尺度對應，從而計算出血壓。
前述相似波形檢測機構包括脈搏波檢測機構，檢測出由前述壓迫機構進行壓迫而產(chǎn)生的前述血管的容積變化的脈動成分形成的脈搏波的波形而作為前述相似波形，前述血壓計算機構包括存儲機構，在整個前述一個心搏周期內(nèi)存儲在前述壓迫機構的不使前述血管閉塞的第一壓迫壓力、以及使前述血管閉塞的第二壓迫壓力和第三壓迫壓力的條件下，由前述脈搏波檢測機構檢測出的第一、第二以及第三脈搏波的波形的波幅；波幅特定機構，在存儲于前述存儲機構中的內(nèi)容中，特定在時間上與前述第二及第三脈搏波的波形一致的前述第一脈搏波的波形的、與前述第二及第三脈搏波的波形各自的前述閉塞的開始時刻對應的第二及第三波幅；處理機構，根據(jù)由前述波幅特定機構特定的前述第二波幅與前述第三波幅的差分、和前述第二壓迫壓力與前述第三壓迫壓力的差分之比所表示的相似比，確定前述相似波形的尺度，使所確定的前述相似波形的尺度與表示前述血管內(nèi)的壓力變化的波形的尺度對應。
從而，由于可以利用與在整個一個心搏周期檢測出的血管內(nèi)的壓力變化相似地進行變化的相似波形尺度計算出血壓，所以，可以在短時間內(nèi)測定血壓。即，當利用脈搏波檢測機構檢測出第一、第二和第三脈搏波，在整個一個心搏周期內(nèi)，將第一、第二即第三脈搏波的波形的波幅存儲到存儲機構中時，利用處理機構根據(jù)相似比確定相似波形的尺度，使所確定的相似波形的尺度與表示血管內(nèi)的壓力變化的波形尺度對應，可以計算出血壓。
優(yōu)選地，上述處理機構，是將作為與前述第一脈搏波的波形的存儲在前述存儲機構中的最大波幅和前述第二波幅的差分對應的前述第一脈搏波的波形的變化量的第二變化量、除以作為與前述第二波幅和前述第三波幅的差分對應的前述第一脈搏波的波形的變化量的第一變化量所獲得的數(shù)值，與前述第二壓迫壓力和前述第三壓迫壓力的差分的乘積，再加上前述第二壓迫壓力而計算出來的結果，作為收縮期血壓而計算出來。
優(yōu)選地，上述處理機構，是將作為與前述第一脈搏波的波形的存儲在前述存儲機構中的最小波幅和前述第三波幅的差分對應的前述第一脈搏波的波形的變化量的第二變化量、除以作為與前述第二波幅和前述第三波幅的差分對應的前述第一脈搏波的波形的變化量的第一變化量所獲得的數(shù)值，與前述第二壓迫壓力與前述第三壓迫壓力的差分的乘積，從前述第三壓迫壓力減去而計算出來的結果，作為舒張期血壓而計算出來。
優(yōu)選地，在上述血壓測定裝置中，使前述第一、第二及第三脈搏波的波形，根據(jù)與各個波形的存儲在前述存儲機構中的最大波幅對應的時刻，而在時間上相一致。
從而，在時間上的一致可以根據(jù)存儲機構內(nèi)的存儲內(nèi)容進行。
優(yōu)選地，上述血壓測定裝置還包括與前述血壓測定并行地從血壓測定對象檢測心電信號的心電檢測機構，根據(jù)在前述一個心搏周期內(nèi)由前述心電檢測機構檢測出的前述心電信號中的特征波形，使前述第一、第二及第三脈搏波的波形在時間上一致。
從而，根據(jù)與心電信號的心搏同步地特征波形，可以精度更高地使在時間上相一致。
上述特征波形優(yōu)選地表示出R波的峰值。從而，可以根據(jù)噪音成分少的R波的峰值精度更高地使之在時間上一致。
優(yōu)選地，前述血壓計算機構具有計算脈搏壓的脈搏壓計算機構。從而，在測定血壓的同時可以測定脈搏壓。
優(yōu)選地，前述脈搏壓計算機構根據(jù)前述最大波幅與前述最小波幅的差分以及前述相似比而計算出脈搏壓。
優(yōu)選地，前述血壓計算機構還包括檢測前述血管開始閉塞的時刻的閉塞起點檢測機構，前述閉塞起點檢測機構，是將從前述一個心搏周期的終端時刻到對應于前述最大波幅的時刻的多個候選時刻中、對應于前述相似波形的該候選時刻的傾斜波幅和對應于剛好之前的前述候選時刻的前述傾斜波幅之差成為最大的前述候選時刻，作為開始閉塞的時刻而檢測出來。
從而，可以利用相似波形的傾斜波幅檢測出開始閉塞的時刻。
優(yōu)選地，上述血壓測定裝置包括包含前述相似波形檢測機構和前述血壓計算機構的第一測定部；在通過前述壓迫機構使對前述血管的壓迫慢慢地變化的同時，進行根據(jù)振量法的血壓測定用的第二測定部，前述第一及第二測定部中的一個選擇性地被激活。
從而，通過選擇性地將第二測定部激活，可以根據(jù)現(xiàn)有技術的振量法測定血壓。


圖1是根據(jù)本實施形式的血壓測定裝置的功能結構圖；圖2是根據(jù)本實施形式的血壓測定裝置的外觀圖；圖3是使用了根據(jù)本實施形式的血壓推斷的血壓測定原理的說明圖；圖4是表示存儲器存儲內(nèi)容的視圖；圖5是表示血壓測定的整體動作的流程圖；圖6是表示代表性束帶壓的另外的檢測方法的視圖；圖7是表示閉塞起點的時間位置的另外的檢測方法的視圖；圖8是說明根據(jù)幾何信息進行血壓計算的步驟的視圖；圖9是說明識別脈搏波起點的步驟的視圖；圖10是說明識別閉塞起點的步驟的視圖；圖11是說明識別閉塞起點的另外的步驟的視圖；圖12是表示根據(jù)現(xiàn)有技術的振量法進行的血壓推斷方法的概念的視圖。
具體實施例方式
下面，參照附圖對本發(fā)明的實施形式進行詳細說明。在本實施形式中，作為振量法的原理，是檢測出疊加到束帶壓信號上的脈搏波(束帶壓脈搏波)，但脈搏波并不限定于束帶壓脈搏波，也可以是基于光學或電學原理檢測出的脈搏波。
設備的結構參照圖1，根據(jù)本實施形式的血壓測定裝置包括卷繞于血壓測定部位的臂部等的束帶1；由向束帶1上施加束帶壓的加壓泵構成的加壓部2；由將束帶1的束帶壓快速減壓用的閥構成的快速排氣部3；由檢測束帶壓的傳感器構成的束帶壓檢測部4；集中地控制和監(jiān)視血壓測定裝置本身的微處理器(下面稱之為MPU)6；將由束帶壓檢測部4檢測出的模擬的束帶壓信號輸入并放大后變換成數(shù)字信號并輸出到MPU6中的放大電路/AD轉換器5；與左右電極VL和VR及接地電極GD連接的心電檢測部7；將由心電檢測部7檢測出的模擬的心電信號輸入、放大之后變換成數(shù)字信號并輸出到MPU6中的放大電路/AD轉換器8；將測定的血壓及心電波形的信息等輸出的輸出部9；以及輸入指示及信息用的輸入部10。
利用空氣系統(tǒng)11將快速排氣部3、加壓部2、束帶壓檢測部4連接到束帶1上?？焖倥艢獠?和加壓部2由MPU6控制。MPU6包括與由第二測定部20和第一測定部21進行的血壓測定功能以及與血壓測定同時并行的心電計測用的心電計測部63；存儲各種信號處理所必需的數(shù)據(jù)的存儲器64。第二測定部20具有這樣的功能通過在舒張期血壓附近和收縮期血壓附近之間，利用加壓部4慢慢地向血管增加或減少壓迫壓力，從而根據(jù)現(xiàn)有技術的振量法進行血壓測定。第一測定部21包括從放大電路/AD轉換器5輸入束帶壓信號，從輸入的束帶壓信號檢測出脈搏波的脈搏波檢測部61；以及使檢測出的脈搏波的振幅變化與束帶壓對應，計算出血壓值的血壓計算部62。血壓計算部62包括計算出脈搏壓的脈波壓計算部65。
圖2是圖1的血壓測定裝置的外觀圖。在圖2中省略了用于心電檢測的部分的圖示。在圖2中，在血壓測定裝置中分別設置有作為輸入部10的電源開關10A、進行操作而指示測定開始用的開始開關10B、以及進行操作以選擇第一以及第二測定部21、20的任意一方的血壓測定模式的模式開關10C；作為輸出部的顯示部9A；作為空氣系統(tǒng)11的空氣管11A。當操作模式開關10C時，使一方的測定部的血壓測定被激活(能動化)。
血壓測定原理的說明下面，說明使用了根據(jù)本實施形式的血壓推定的血壓測定原理。利用束帶1等而從外部施加壓力的動脈，根據(jù)外壓、即束帶壓與動脈內(nèi)壓的大小關系，引起容積變化。由于動脈內(nèi)壓在一個心搏周期內(nèi)在收縮期血壓與舒張期血壓之間搏動(變化)，所以，動脈的容積也與之相應地變化。該容積變化作為束帶壓的變化等被檢測出來，被稱之為用于由振量法計算血壓的脈搏波。在圖3中的(A)～(C)的左側，表示對應于一個心搏周期內(nèi)的束帶壓的變化的動脈內(nèi)壓波形12，在右側，表示同樣的一個心搏周期內(nèi)的伴隨該動脈內(nèi)壓波形的容積變化的動脈容積波形13、即脈搏波的波形。
其中，如圖3中的(A)所示，在未達到舒張期血壓的低的束帶壓Pc1處，動脈容積波形13和動脈內(nèi)壓波形12基本上相似，所以作為束帶壓變化而被檢測出的脈搏波也成為同樣的波形。
其次，如圖3中的(B)所示，當使束帶壓增大，變成比舒張期血壓高的束帶壓Pc2時，在一個心搏周期內(nèi)，動脈壓變得比束帶壓低，出現(xiàn)動脈血管暫時被束帶壓壓扁的期間(下面稱之為閉塞期間)14。在閉塞期間14內(nèi)，由于動脈容積總是為零，所以檢測出的脈搏波信號的波形也變成平坦的。當進一步使束帶壓增大，達到束帶壓Pc3時，如圖3中的(C)所示，閉塞期間14在更早的時刻開始。例如，可以看出，在將檢測出一個心搏周期內(nèi)的脈搏波的振幅的峰值的時刻作為起點時，圖3的(B)的閉塞期間14在時刻T1開始，而相對于此，在圖3(C)的更高的束帶壓Pc3下，在時刻T2開始，閉塞期間14早開始圖中所示的時間差ΔT。
閉塞期間14的開始時刻(下面稱之為閉塞起點)，就是束帶壓與動脈內(nèi)壓相等的瞬間。從而，如果能夠檢測出兩個閉塞期間14的閉塞起點處的束帶壓與動脈內(nèi)壓的變化的話，就可以推斷出在閉塞起點之外的時刻的動脈內(nèi)壓。具體地說，可以計算出收縮期血壓和舒張期血壓，進而也計算出平均血壓。
如圖3中(A)所示，在被認為是與動脈壓變化相似的舒張期血壓以下的束帶壓下檢測出的脈搏波的波形(動脈容積波形13)，在一個心搏周期內(nèi)，相對地給出動脈內(nèi)壓在該時刻處于哪一個波幅(レベルlevel)。特別是，給出在臨床中最重要的收縮期血壓、舒張期血壓以及平均血壓和其它時刻的動脈內(nèi)壓之間的相對關系。而且，可以利用振幅的峰值點而使該脈搏波的波形與其它脈搏波的波形在時間上(時相的に)相一致。
基于這些事實，在本實施形式中，在一個心搏周期內(nèi)，確定與動脈內(nèi)壓變化相似地進行變化的相似波形(脈搏波的波形)的尺度(スケ一ルscale)，通過使所確定的相似波形的尺度與表示動脈內(nèi)壓變化的波形尺度相對應，從而計算出血壓。即，檢測出兩個閉塞期間14的閉塞起點、以及在各個閉塞起點的瞬間的動脈內(nèi)壓，利用檢測出的信息和相似波形，幾何地推定除此之外的時刻的動脈內(nèi)壓。
關于存儲器的存儲數(shù)據(jù)如圖4所示，為了進行血壓的測定，在存儲器64中存儲有對于在測定過程中檢測出的每個脈搏波，特定該脈搏波的脈搏波編號30；后面所述的脈搏波起點的數(shù)據(jù)31；后面所述的代表束帶壓的數(shù)據(jù)32；脈搏波成分的數(shù)據(jù)33；最大振幅的數(shù)據(jù)34；表示檢測出最大振幅的時刻的數(shù)據(jù)35；以及閉塞起點的數(shù)據(jù)36。脈搏波成分的數(shù)據(jù)33是將整個一個心搏周期的時間信息與在整個一個心搏周期內(nèi)變化的脈搏波波形的波幅對應起來表示。血壓測定裝置的動作這里，設定通過模式開關10C的操作，選擇性地使第一測定部21進行的血壓側功能被激活。
(整體動作)下面，參照圖5的流程圖，對利用根據(jù)血壓測定裝置的第一測定部21進行血壓測定的整體動作進行說明。根據(jù)該流程的程序，預先存儲在MPU6的存儲器64內(nèi)，在MPU6的控制之下執(zhí)行。
將束帶1卷繞到血壓測定對象的臂部，另外將利用MPU6而與血壓測定并行地進行心電計測用的左右電極VL和VR以及接地電極GD安裝到對象的身體上。然后，使用者將電源開關10A接通時，進行初始化處理(步驟ST(下面簡單地寫成ST)1a)。在初始化處理中將后面描述的標志FL設定為初始值(＝0)。
然后，當使用者將開始開關10B接通時，并行地進行血壓測定和心電計測。這里，省略對用于心電測量的處理的詳細描述。
由于當開始血壓測定時，MPU6使加壓部2的圖中未示出的泵開始起動，從而對于束帶1的加壓開始，束帶壓開始慢慢地增大(ST1b)。伴隨著束帶壓的增大，將束帶壓信號經(jīng)由束帶壓檢測部4和放大電路/AD轉換器5，而輸入到MPU6。
其次，執(zhí)行在束帶壓信號上識別每一個心搏周期的、即每一個心搏的脈搏波的起點的脈搏波起點識別處理(ST2)。在檢測出脈搏波起點的同時特定脈搏波，被特定的脈搏波作為脈搏波編號30被存儲在存儲器64中，對應的脈搏波起點的數(shù)據(jù)31也被存儲。對脈搏波起點的檢測后面詳細描述。其次，對于每一次心搏，利用束帶壓檢測部4檢測出與存儲在存儲器64中的脈搏波分別對應的束帶壓(下面稱之為代表性束帶壓)，作為數(shù)據(jù)32對應地存儲在存儲器64內(nèi)(ST3)。該代表性束帶壓可以作為一個心搏周期內(nèi)的任何時刻的束帶壓，但在本實施形式中，以在脈搏波的起點處檢測出的束帶壓信號的值作為代表性的束帶壓。
這里，將代表性束帶壓作為對應于脈搏波起點的束帶壓，但實際上如圖6所示，由于相對于脈搏波72，束帶壓Pc不是像實線所示的那樣，而是像虛線那樣變化，所以通過將閉塞起點處的束帶壓PA(PB)作為代表性束帶壓，可以獲得更高的測定精度。
其次，判斷控制處理動作的標志FL是否為0(ST4)。當判斷為0時，MPU6以被識別出的脈搏波起點為基礎，在整個所述心搏周期內(nèi)從束帶壓信號中提取出脈搏波成分，作為數(shù)據(jù)33而存儲到存儲器64內(nèi)(ST5)。其次，識別所述脈搏波波形的最大振幅的波幅和變成最大波幅的時刻，作為數(shù)據(jù)34和35存儲到存儲器64中(ST6)。
在下一個處理中，對于存儲在存儲器64中的一個心搏單位的脈搏波，執(zhí)行識別閉塞起點的閉塞起點識別處理，被識別出的閉塞起點作為數(shù)據(jù)36被存儲在存儲器64中(ST7)。對于這種閉塞起點識別處理的詳細情況在后面描述。但是，在束帶壓處于舒張期血壓以下的情況下，成為處理對象的脈搏波中不存在閉塞期間。在這種情況下，作為沒有閉塞期間，只將該判斷結果作為數(shù)據(jù)36存儲在存儲器64內(nèi)。
束帶壓上升，終于超過舒張期血壓，結果是，當MPU6判斷開始檢測出存在閉塞期間的脈搏波時(ST8)，將與剛好在此之前的心搏對應的脈搏波(即，不存在閉塞期間的脈搏波中，最后被檢測出的脈搏波)作為第一脈搏波，將該心搏的脈搏波(即存在閉塞期間的脈搏波信號中的最初檢測出的脈搏波)特定為第二脈搏波，而將指示第一和第二脈搏波被特定用的標志FL更新為1(ST9)。此外，第一脈搏波不必局限于剛好在此之前的心搏的脈搏波，但由于剛好在此之前的心搏的脈搏波比其以前的心搏的脈搏波的振幅大，噪音小，所以通過利用剛好在其之前的心搏的脈搏波，可以獲得更高的測定精度。
然后，為了對下一個心搏重復進行同樣的處理，返回ST2，在ST3，檢測出針對下一個心搏的脈搏波的代表性束帶壓并作為數(shù)據(jù)32而存儲到存儲器64內(nèi)，進入到處理ST4。這時，由于標志FL表示1，所以處理ST4的判斷結果轉移到下一個處理(ST10)。
在下一個處理中，判斷與第二脈搏波對應并存儲在存儲器64內(nèi)的代表性束帶壓(例如為代表性束帶壓Pc2)和對應于在該時刻檢測出的脈搏波而存儲的代表性束帶壓之間的差值是否在規(guī)定值(例如10mmHg)以上(ST10)。在該差值不在規(guī)定值以上(ST10中為“否”)的期間內(nèi)，束帶壓繼續(xù)慢慢上升，繼續(xù)重復進行脈搏波起點識別處理(ST2)和代表性束帶壓存儲處理(ST3)。
然后，當針對相對于代表性束帶壓Pc2的當前檢測出的脈搏波的代表性束帶壓的增量變成規(guī)定值以上(ST10中為“是”)時，進入下一個處理(ST11)。這樣，在從檢測出第二脈搏波起到上升到規(guī)定的束帶壓(例如10mmHg)止的時間內(nèi)進入下一個處理的原因，是為了在利用后面描述的幾何方法進行血壓的推定中，保持其精度。
在下一個處理中，將當前的心搏的脈搏波特定為第三脈搏波(ST11)，接著對第三脈搏波進行ST12～ST14的處理。由于這些處理和ST5～ST7的處理完全相同所以省略其說明。
如上所述，當捕捉(檢測出并存儲)一個心搏的量的不存在閉塞期間的脈搏波(第一脈搏波)，并且捕捉(檢測出并存儲)兩個心搏的量(第二及第三脈搏波)的存在閉塞期間的脈搏波時，根據(jù)存儲在存儲器64內(nèi)的內(nèi)容，進行如下這樣的血壓的計算。
首先，根據(jù)存儲在存儲器64內(nèi)的內(nèi)容，分別計算出對于第二及第三脈搏波、以脈搏波振幅(脈搏波波形)成為最大波幅的時刻作為基點的閉塞起點的時間的位置T1和T2(ST15)。
時間位置T1和T2的檢測方法不必局限于此，例如，如圖7所示，也可以將心電計測部63針對從心電檢測部7輸入的心電信號80(R波)，在每一次心搏內(nèi)檢測出的振幅為最大的時刻PT存儲在存儲器64內(nèi)，將其作為基點，分別計算出閉塞起點的時間的位置T1和T2。
然后，利用存儲在存儲器64內(nèi)的第一、第二以及第三脈搏波1TH、2TH以及3TH的數(shù)據(jù)，根據(jù)如圖8所示的幾何信息計算出血壓。通過將第一、第二和第三脈搏波1TH、2TH和3TH的數(shù)據(jù)存儲在存儲器64中，利用存儲的數(shù)據(jù)確定脈搏波波形的尺度。而通過使所確定的脈搏波波形的尺度與表示血管內(nèi)的壓力的變化的波形尺度相一致，計算出收縮期血壓和舒張期血壓等血壓。
首先，計算出收縮期血壓SP(ST16，ST17)。具體地說，在圖8中，使第一、第二和第三脈搏波波形在時間上一致。即，根據(jù)數(shù)據(jù)33、34和35，基于第一脈搏波1TH的振幅成為最大波幅時的時刻的軸TT，使第二及第三脈搏波2TH及3TH各自的振幅成為最大波幅的時刻在時間上一致。而特定在閉塞起點的時間位置T1及T2與第一脈搏波1TH的波形上對應的點處對應的波幅(壓力波幅)A1和A2。由此，特定對應于從時間位置T2向T1過渡的脈搏波波形(第一脈搏波1TH)的位移量ΔA(＝A2-A1)，可以確定對于脈搏波波形的尺度。
從而求出關于與特定的波幅A1向A2的變化量(＝ΔA)相當?shù)牡谝幻}搏波1TH的束帶壓變化量ΔPc(＝Pc3-Pc2)。ΔA與ΔPc之比為動脈的內(nèi)壓變化的波形與脈搏波的波形的相似比。然后，求出在波幅A2與在第一脈搏波1TH的處理ST6中檢測出的振幅最大值Amax之間，第一脈搏波1TH的變化量(＝Amax-A2)。然后，通過在變化量(＝Amax-A2)被變化量ΔA(＝A2-A1)除而得的比值與束帶壓變化量ΔPc的乘積上加上束帶壓Pc3，可以求出收縮期血壓SP。這一系列運算步驟有公式(1)表示。
SP＝Pc3+(Pc3-Pc2)×(Amax-A2)/ΔA…(1)。
公式(1)中的變量Pc2和Pc3，表示與第二和第三脈搏波對應、存儲在存儲器64中的數(shù)據(jù)32的代表性束帶壓的數(shù)值。在當前的情況下，第三脈搏波是以比第二脈搏波更高的束帶壓而被捕捉的，從而假定Pc3＞Pc2。公式(1)也可以是SP＝Pc2+(Pc3-Pc2)×(Amax-A1)/ΔA。然后，利用下式(2)同樣地計算出舒張期血壓DP(ST18)。
DP＝Pc2-(Pc3-Pc2)×(A1-Amin)/ΔA…(2)。
公式(2)中變量Pc1是表示與第一脈搏波1TH相對應、存儲在存儲器64內(nèi)的數(shù)據(jù)32的代表性束帶壓的值。變量Amin表示第一脈搏波1TH的波形的最小波幅，它可以作為與數(shù)據(jù)33表示的脈搏波成分中的數(shù)據(jù)31表示的脈搏波起點相對應的脈搏波的波形波幅，而很容易被求出。公式(2)也可以是DP＝Pc3-(Pc3-Pc2)×(A2-Amin)/ΔA。
公式(1)和公式(2)都是根據(jù)對脈搏波波形的幾何信息，利用相似比計算血壓的情況。
如上所述，當對收縮期血壓SP和舒張期血壓DP兩者的計算完畢時，束帶1內(nèi)的空氣由快速排氣部3排氣，將束帶壓排除，血壓計算結果經(jīng)由輸出部9而顯示在顯示部9A上。至此動作結束(ST19)。
但是在本實施形式中，將關于各心搏的脈搏波的代表性束帶壓作為脈搏波起點的束帶壓信號值，但并不限定與此。即，嚴格地說，在脈搏波起點與用于上述的血壓計算處理的閉塞起點之間有時間差，在此期間束帶壓也繼續(xù)增加。從而，如果將第二及第三脈搏波的代表性束帶壓作為在閉塞起點檢測出的束帶壓的話，當能進一步提高血壓計算精度。
此外，也可以和血壓的計算并行地計算出脈搏壓(收縮期血壓和舒張期血壓之差)。脈搏壓的計算，可以基于最大波幅Amax與最小波幅Amin的差分和相似比而計算出。
其次，對圖5的流程圖的脈搏波起點識別處理(ST2)、脈搏波提取處理(ST5、ST12)、以及閉塞起點識別處理(ST7、ST14)進行說明。
(脈搏波起點識別處理)脈搏波起點識別的概念示于圖9。在圖9上表示出隨著時間T的進展的束帶壓信號70、通過將束帶壓信號70微分而獲得的束帶壓微分信號71、以及從束帶壓信號70中提取出的表示脈搏波的脈搏波信號72。束帶壓信號70是由束帶壓檢測部4檢測出的信號，疊加有脈搏波。與束帶壓信號70相關聯(lián)，表示利用MPU6經(jīng)由加壓部2對束帶1附加的壓力的束帶壓Pc。脈搏波起點可以用各種各樣的方法進行識別，但一般地，通過對束帶壓信號70進行高通濾波器處理及MPU6的微分處理等，使強調(diào)脈搏波的豎起的濾波器輸出信號和微分信號(束帶壓微分信號71)的振幅作為開始超過規(guī)定的閾值的時刻等而被識別。這是基于脈搏波朝向振幅的峰值點的開始時的豎起在一個心搏周期內(nèi)是最陡峭的這一事實。
(脈搏波提取處理)脈搏波信號72從束帶壓信號70中被提取出來，可以考慮有各種方法。在本實施形式中，作為一個例子，是通過從原有的束帶壓信號70中除去束帶壓Pc的基本變動部分、即慢慢增大的成分，從而提取脈搏波成分(脈搏波信號72)的方法。
如圖9所示，在束帶壓信號70中，用實線表示的脈搏波成分，疊加在用束帶壓Pc慢慢增大的虛線表示的成分上。虛線的束帶壓慢慢增大的成分，是在對各心搏識別脈搏波起點之后，用直線將相鄰的脈搏波起點彼此連接起來而成。將虛線表示的束帶壓慢慢增大的成分從原有的束帶壓信號70中去除，得到脈搏波成分。脈搏波信號72，是將這樣提取出來的脈搏波成分按比例放大而表示的。
(閉塞起點識別處理)如前面所述，所謂閉塞期間，是指動脈血管由于束帶壓的作用變成被完全壓扁的狀態(tài)的期間。從而，在此期間，由于不發(fā)生動脈容積的變化，所以脈搏波波形基本上是平坦的。另一方面，在該閉塞期間之前，脈搏波振幅波幅從脈搏波的振幅的最大點慢慢地持續(xù)減小(下面稱之為減小期間)。作為減少期間和閉塞期間的交界的閉塞起點，可以用各種方法識別，但在這里，舉例說明基于在閉塞起點處作為其特征觀察到的脈搏波波形的轉折點的檢測的方法。
圖10表示基于將脈搏波的波形進行微分的微分波形的閉塞起點的識別處理的概念。在圖10中，表示借助脈搏波提取處理提取出來的脈搏波信號72的波形、和脈搏波波形信號72的二次微分信號D2以及三次微分信號D3的波形隨著時間T的變化情況。此外，在圖10中表示出了用于表示二次微分信號D2及三次微分信號D3的波幅0的基線BL。
首先，MPU6計算出對于提取出來的脈搏波信號72的二次及三次微分信號D2及D3的波形。其次，以脈搏波信號72的振幅的峰值點PP(振幅最大點)為起點，檢測出沿著時間T的經(jīng)過方向，二次微分信號D2的波形從負向正轉移的時刻。在峰值點PP處，由于脈搏波信號72的波形是向上凸的形狀，所以二次微分信號D2的波形顯示出負值，但從峰值點PP隨著時間T的經(jīng)過，到達脈搏波信號72的振幅波幅下降的區(qū)間時，二次微分信號D2的波形按照負→零→正的數(shù)值的方式轉移。而在閉塞起點，二次微分信號D2的波形達到極大點。由于在脈搏波信號72的波形中會混入有各種人為現(xiàn)象(artifact)，所以只簡單地求出二次微分信號D2的波形的峰值(極大點)，容易造成對閉塞起點的誤識別。因此，當MPU6在二次微分信號D2的波形在到達極大點的附近識別出三次微分信號D3的波形從正轉移到負時(即，檢測出存在著基線BL與三次微分信號D3的波形的交點P3時)，最終，將該交點作為閉塞起點P1。在檢測出閉塞起點P1、經(jīng)過閉塞期間之后，檢測關于下一個脈搏的脈搏波起點P2。
此外，也可以如圖11所示的檢測閉塞起點。在圖11中表示出隨著時間T變化的脈搏波信號72以及表示脈搏波信號72的斜率的斜率信號73。從由向下一個心搏周期的脈搏波信號72的最大振幅PP豎起的時刻(脈搏波起點P2)定義的該心搏周期的終端時刻TE起，向?qū)谠撔牟芷诘淖畲笳穹鵓P的時刻PT的方向(箭頭AR方向)而順著時間T，針對多個閉塞起點的候選點Ri(i＝1、2、3、…、n)，將脈搏波信號72與斜率信號73相交時刻的候選點R1以前的斜率信號73的波幅 與該候選點R1以后的候選點Ri中對應的斜率信號73的波幅之差成為最大的候選點Ri確定為閉塞起點P1。在圖11中，可以將候選點Rn定為閉塞起點P1。
這里所公開的實施形式完全是為了舉例進行說明，不應當理解為是對本發(fā)明的限制。本發(fā)明的范圍不由上面的說明來決定，而是由權利要求書來表示，包括在權利要求的范圍及與之等效的意義和范圍內(nèi)的所有變更。
根據(jù)本發(fā)明，由于可以利用與在整個一個心搏周期內(nèi)檢測出的血管內(nèi)的壓力相似地變化的相似波形的尺度計算出血壓，所以，可以在短時間內(nèi)測定血壓。即，根據(jù)本發(fā)明的一個方面，確定相似波形的尺度，使所決定的相似波形的尺度與表示血管內(nèi)的壓力變化的波形的尺度相互對應用的相似比，可以簡單地利用兩個時刻的波幅的差分與分別對應于該兩個時刻利用壓迫壓力檢測裝置檢測出的壓迫壓力值的差分之比求出。此外，由于兩個時刻的波幅位于最大波幅和最小波幅之間，所以，不必壓迫到最大波幅、即最高血壓，就可以進行測定。此外，由于只檢測出兩個時刻的波幅和壓迫壓力值就可以進行測定，所以，可以縮短測定時間。
此外，根據(jù)本發(fā)明的另一個方面，利用脈搏波檢測機構檢測出第一、第二及第三脈搏波，將第一、第二及第三脈搏波的波形波幅在一個心搏周期內(nèi)存儲到存儲機構中，利用處理機構、根據(jù)相似比確定相似波形的尺度，使所確定的相似波形的尺度與表示血管內(nèi)的壓力變化的波形尺度相對應，可以計算出血壓。
權利要求
1.一種血壓測定裝置，包括壓迫機構，壓迫活體的血管；壓迫壓力檢測機構，檢測由前述壓迫機構對前述血管進行壓迫的壓迫壓力值；相似波形檢測機構，檢測與在一個心搏周期內(nèi)由前述壓迫機構壓迫的前述血管內(nèi)的壓力變化相似地進行變化的相似波形；血壓計算機構，確定由前述相似波形檢測機構檢測出的前述相似波形的尺度，通過使所確定的前述相似波形的尺度與表示前述血管內(nèi)的壓力變化的波形的尺度相對應，從而計算出血壓，前述血壓計算機構包括檢測前述相似波形在整個前述一個心搏周期內(nèi)的波幅的波幅檢測機構；根據(jù)由前述波幅檢測機構檢測出的最大波幅和最小波幅之間的兩個時刻的波幅的差分、與分別對應前述兩個時刻而由前述壓迫壓力檢測機構檢測出的前述壓迫壓力值的差分之比所表示的相似比、確定相似波形的尺度、使所確定的前述相似波形的尺度與表示前述血管內(nèi)的壓力變化的波形的尺度對應的機構。
2.如權利要求1所述的血壓測定裝置，其特征在于，前述兩個時刻各自分別對應于根據(jù)前述壓迫機構對前述血管產(chǎn)生的不同的兩個前述壓迫壓力值而前述血管開始閉塞的時刻。
3.如權利要求1所述的血壓測定裝置，其特征在于，前述相似波形是由前述壓迫機構進行壓迫而產(chǎn)生的前述血管的容積變化的脈動成分形成的脈搏波的波形。
4.如權利要求1所述的血壓測定裝置，其特征在于，前述血壓計算機構包括收縮期血壓計算機構，根據(jù)由前述波幅檢測機構檢測出的前述最大波幅與由前述波幅檢測機構檢測出的前述兩個時刻的波幅中的一個波幅的差分、對應于前述一個波幅的時刻而由前述壓迫壓力檢測機構檢測出的前述壓迫壓力值、以及前述相似比，將對應于前述最大波幅的前述壓迫壓力值作為收縮期血壓而計算出。
5.如權利要求1所述的血壓測定裝置，其特征在于，前述血壓計算機構包括舒張期血壓計算機構，根據(jù)由前述波幅檢測機構檢測出的前述最小波幅與由前述波幅檢測機構檢測出的前述兩個時刻的波幅中的一個波幅的差分、對應于前述一個波幅的時刻而由前述壓迫壓力檢測機構檢測出的前述壓迫壓力值、以及前述相似比，將對應于前述最小波幅的前述壓迫壓力值作為舒張期血壓而計算出。
6.一種血壓測定裝置，包括壓迫機構，壓迫活體的血管；相似波形檢測機構，檢測與在一個心搏周期內(nèi)由前述壓迫機構壓迫的前述血管內(nèi)的壓力變化相似地進行變化的相似波形；血壓計算機構，確定由前述相似波形檢測機構檢測出的前述相似波形的尺度，通過使所確定的前述相似波形的尺度與表示前述血管內(nèi)的壓力變化的波形的尺度對應，從而計算出血壓，前述相似波形檢測機構包括脈搏波檢測機構，檢測出由前述壓迫機構進行壓迫而產(chǎn)生的前述血管的容積變化的脈動成分形成的脈搏波的波形而作為前述相似波形，前述血壓計算機構包括存儲機構，在整個前述一個心搏周期內(nèi)存儲在前述壓迫機構的不使前述血管閉塞的第一壓迫壓力、以及使前述血管閉塞的第二壓迫壓力和第三壓迫壓力的條件下，由前述脈搏波檢測機構檢測出的第一、第二以及第三脈搏波的波形的波幅；波幅特定機構，在存儲于前述存儲機構中的內(nèi)容中，特定在時間上與前述第二及第三脈搏波的波形一致的前述第一脈搏波的波形的、與前述第二及第三脈搏波的波形各自的前述閉塞的開始時刻對應的第二及第三波幅；處理機構，根據(jù)由前述波幅特定機構特定的前述第二波幅與前述第三波幅的差分、和前述第二壓迫壓力與前述第三壓迫壓力的差分之比所表示的相似比，確定前述相似波形的尺度，使所確定的前述相似波形的尺度與表示前述血管內(nèi)的壓力變化的波形的尺度對應。
7.如權利要求6所述的血壓測定裝置，其特征在于，前述處理機構，是將作為與前述第一脈搏波的波形的存儲在前述存儲機構中的最大波幅和前述第二波幅的差分對應的前述第一脈搏波的波形的變化量的第二變化量、除以作為與前述第二波幅和前述第三波幅的差分對應的前述第一脈搏波的波形的變化量的第一變化量所獲得的數(shù)值，與前述第二壓迫壓力和前述第三壓迫壓力的差分的乘積，再加上前述第二壓迫壓力而計算出來的結果，作為收縮期血壓而計算出來。
8.如權利要求6所述的血壓測定裝置，其特征在于，前述處理機構，是將作為與前述第一脈搏波的波形的存儲在前述存儲機構中的最小波幅和前述第三波幅的差分對應的前述第一脈搏波的波形的變化量的第二變化量、除以作為與前述第二波幅和前述第三波幅的差分對應的前述第一脈搏波的波形的變化量的第一變化量所獲得的數(shù)值，與前述第二壓迫壓力與前述第三壓迫壓力的差分的乘積，從前述第三壓迫壓力減去而計算出來的結果，作為舒張期血壓而計算出來。
9.如權利要求6所述的血壓測定裝置，其特征在于，使前述第一、第二及第三脈搏波的波形，根據(jù)與各個波形的存儲在前述存儲機構中的最大波幅對應的時刻，而在時間上相一致。
10.如權利要求9所述的血壓測定裝置，其特征在于，還包括與前述血壓測定并行地從血壓測定對象檢測心電信號的心電檢測機構，根據(jù)在前述一個心搏周期內(nèi)由前述心電檢測機構檢測出的前述心電信號中的特征波形，使前述第一、第二及第三脈搏波的波形在時間上一致。
11.如權利要求10所述的血壓測定裝置，其特征在于，前述特征波形是表示R波的峰值。
12.如權利要求6所述的血壓測定裝置，其特征在于，前述血壓計算機構具有計算脈搏壓的脈搏壓計算機構。
13.如權利要求12所述的血壓測定裝置，其特征在于，前述脈搏壓計算機構，根據(jù)前述最大波幅與前述最小波幅的差分以及前述相似比而計算出脈搏壓。
14.如權利要求2或6所述的血壓測定裝置，其特征在于，前述血壓計算機構還包括檢測前述血管開始閉塞的時刻的閉塞起點檢測機構，前述閉塞起點檢測機構，是將從前述一個心搏周期的終端時刻到對應于前述最大波幅的時刻的多個候選時刻中、對應于前述相似波形的該候選時刻的傾斜波幅和對應于剛好之前的前述候選時刻的前述傾斜波幅之差成為最大的前述候選時刻，作為開始閉塞的時刻而檢測出來。
15.如權利要求1或6所述的血壓測定裝置，其特征在于，包括包含前述相似波形檢測機構和前述血壓計算機構的第一測定部；在通過前述壓迫機構使對前述血管的壓迫慢慢地變化的同時，進行根據(jù)振量法的血壓測定用的第二測定部，前述第一及第二測定部中的一個選擇性地被激活。
全文摘要
一種在短時間內(nèi)測定血壓的血壓測定裝置。血壓測定裝置利用加壓部(2)經(jīng)由束帶(1)壓迫活體的血管。在經(jīng)由束帶(1)壓迫時，由脈搏波檢測部(61)檢測出疊加到經(jīng)由束帶壓檢測部(4)的束帶壓信號上的脈搏波。被檢測出的脈搏波波形在一個心搏周期內(nèi)與被壓迫的血管內(nèi)的壓力的變化相似地變化。將所檢測出的脈搏波波形的信息以及這時的束帶壓存儲到存儲器(64)中。血壓計算部(62)基于存儲在存儲器(64)內(nèi)的信息確定脈搏波波形尺度，通過使所確定的脈搏波波形尺度與表示血管內(nèi)的壓力變化的波形的尺度相對應，檢測出多個束帶壓與血壓一致的時刻，利用這些檢測出來的信息和存儲的脈搏波波形的信息計算出舒張期血壓和收縮期血壓。
文檔編號A61B5/0402GK1504165SQ20031011975
公開日2004年6月16日 申請日期2003年12月3日 優(yōu)先權日2002年12月3日
發(fā)明者白崎修, 久保大 申請人:歐姆龍健康醫(yī)療事業(yè)株式會社