專利名稱：血壓檢測裝置以及血壓檢測方法
技術領域：
本發(fā)明涉及血壓檢測裝置以及血壓檢測方法。
背景技術：
以往，在非創(chuàng)傷的血壓測量中一般使用以下兩種方法。第一種方法稱為聽診法。在從外部對動脈加壓到最高血壓值以上之后，緩慢地減壓時，血管在特定壓力范圍內產生可聽區(qū)域的振動、即所謂柯氏(Korotkoff)音。在聽診法中，將開始產生該柯氏音時的加壓壓力值作為最高血壓值、并將該柯氏音消失時的加壓壓力值作為最低血壓值來確定人的血壓。第二種方法為測振法(oscillometry)，該方法使用血管動脈壁的力學特性相對于來自外部的壓力呈非線性變化的性質。與心臟的一次搏動相對應地、血管直徑發(fā)生變動而且其容積也發(fā)生改變。該容積變動的狀況當然根據血管內的壓力(血壓)和從外部施加的壓力而不同，但也已知對于該內外壓力差表現出特別顯著的非線性(管定律)。因此，首先當將血管加壓到最高血壓值以上時，血管閉塞而不發(fā)生容積變動。其后當以固定的減壓速度緩慢地減壓時表現出這樣的變動在加壓值低于最高血壓值的附近，血管的容積開始變動，在平均血壓值附近表現出最大的容積變動之后，在最低血壓值附近容積變動再次消失。測振法通過在這樣的容積變動的消失、變成最大、再次消失這樣的一系列過程中同時記錄施加壓力和當時的血管容積變動，來確定最高血壓值、平均血壓值、以及最低血壓值。例如，提出有如下獲得脈搏波形的技術其能夠使用設有血壓檢測應變傳感器的脈搏波檢測單元，簡單且直接地從生物體檢測脈搏波(例如，參考專利文獻1)。由于所檢測出的脈搏波的波長特性具有帶陷波(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，可以利用該脈搏波來檢測準確的最高最低血壓。專利文獻1 日本特開2006-280485號公報在專利文獻1中，為了計算出血壓值，在從加壓到減壓的整個過程中記錄與心臟的各搏動對應的血管容積變化和當時的施加壓力，從容積變化的總體變化狀況中提取與收縮期、平均以及舒張期對應的特征，將當時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1的基于測振法的血壓值確定中，將從血管開始振動的點一直到產生最大變動的點以及容積變動消失的點全部記錄下來，如果沒有取得血管的全部的容積變動則無法確定血壓值。此外，如果減壓過程過快則無法知道準確的變動過程，因此，為了能計算出準確的血壓值，在減壓時，一般而言這一系列過程需要大概20次以上的心搏。設一次心搏的周期為1秒時，該過程大概需要20秒，為了進行準確的血壓測量，加上加壓過程則大概需要30秒左右的時間。進而將血壓值定義為大動脈起始部處的值，如果測量部位的高度與心臟的高度相差IOcm則在血壓換算中會產生大約7. 5mmHg的誤差，因此，在測量中需要將測量部位保持在心臟的高度。因此，在通常的血壓測量的數十秒期間，需要保持測量部位與心臟的高度一致的姿勢。如目前市場中的臂式血壓計或腕式血壓計的使用方法那樣，在以例如早晨、白天、 晚間這樣一天數次的程度進行使用的頻率下，這個問題對于使用者而言還不會成為一個較大的問題。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，為了這些疾病的預防以及發(fā)病后的康復管理，需要與現在相比更細致的血壓管理。為了這個目的需要能夠始終佩戴并在需要時隨時測量血壓的所謂可穿帶式血壓計。由此，在日常的各種情況下都可以測量血壓，但如上所述在現有技術中每次測量血壓時需要將身體的位置保持30秒及以上(包含30秒)，這樣對于使用者而言存在很大的不便。

發(fā)明內容
本發(fā)明的目的在于提供一種血壓檢測裝置以及血壓檢測方法，其與以往相比能夠縮短血壓測量所需要的時間。本實施方式是一種血壓檢測裝置，其包含加壓機構，其對生物體進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，其檢測因所述加壓機構進行壓迫的壓力變動而產生的所述血管的壓力變動；以及血壓計算部，其將表示所述血管的壓力變動的波形中出現預定的波形模式時所述加壓機構進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的波形表現出最大振幅時所述加壓機構進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計算最低血壓值。本發(fā)明的發(fā)明人通過實驗發(fā)現了在表示血管的壓力變動的波形中出現了預定的波形模式時的施加壓力(加壓機構進行壓迫的壓力)是最高血壓值。據此，如果觀測是否出現預定波形模式，則可以將觀測到預定的波形模式時的施加壓力即加壓機構進行壓迫的壓力值作為收縮期血壓值(最高血壓值)，而不像現有技術中那樣對從加壓到減壓的全過程的血管容積變動進行觀測。由此，與以往的血壓確定方法相比能夠縮短測量時間。此外，在本實施方式中，所述預定的波形模式是表示所述血管的壓力變動的波形中的如下波形其表示包含第1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 1極大值大，其中所述第2極大值是所述加壓機構進行壓迫的壓力比該第1極大值時小的情形下的極大值。本發(fā)明的發(fā)明人通過實驗發(fā)現在作為預定波形模式測量到如下脈搏波時的施加壓力對應于最高血壓該脈搏波是表示血管的壓力變動的波形中的包含第1極大值以及第 2極大值的波形，該第2極大值是加壓機構進行壓迫的壓力比測量到第1極大值時小的情形下的極大值，所述第2極大值比所述第1極大值大。由此，不但能夠容易地檢測出預定的波形模式是否出現，而且與以往的血壓確定方法相比能夠縮短測量時間。此外，在本實施方式中，所述加壓機構可以從動脈閉塞時開始緩慢地放開動脈，由此構成血壓檢測裝置。本發(fā)明的發(fā)明人通過實驗發(fā)現了在從動脈閉塞時開始緩慢地放開動脈的過程中出現上述預定波形模式。由此，通過加壓機構施加壓力，使得從施加使動脈閉塞的程度的壓力開始緩慢降低壓力而放開動脈，從而能使預定的波形模式出現，能容易地提供與以往的血壓確定方法相比縮短了測量時間的血壓檢測裝置。
此外，在本實施方式中，所述加壓機構可以從動脈放開時開始緩慢地閉塞動脈，由此構成血壓檢測裝置。在以往的血壓確定方法中，需要觀測從加壓到減壓的全過程的血管容積變動，因此，需要在通過加壓機構使動脈緩慢地閉塞后，緩慢地開放動脈，直到確定血壓為止，花費時間。本發(fā)明的發(fā)明人通過實驗發(fā)現了在從動脈放開時開始緩慢地閉塞動脈的過程中出現了上述預定的波形模式。據此，能夠根據使加壓機構動作而緩慢地閉塞動脈的過程中出現的預定的波形模式來求出最高血壓值。因此，與以往的血壓確定方法相比，能進一步縮短測量時間。此外，在本實施方式中，所述動脈可以是橈骨動脈，由此來構成血壓檢測裝置。在生物體的部位中橈骨動脈位于距離體表較淺位置的部位。進而，由于橈骨動脈的正下方有橈骨，所以可以在不怎么分散的情況下把加壓機構的施加壓力施加到橈骨動脈上。因此，可以通過加壓機構使橈骨動脈閉塞、開放，可靠地檢測血壓。此外，作為其他實施方式，還可以通過下述步驟來構成血壓檢測方法對生物體進行按壓以壓迫血管；使壓迫所述血管的壓力逐漸降低；檢測因壓迫所述血管的壓力變動而產生的該血管的壓力變動；以及將表示所述血管的壓力變動的波形中出現預定的波形模式時壓迫該血管的壓力設為最高血壓值，將表示該血管的壓力變動的波形表現出最大振幅時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計算最低血壓值。本發(fā)明的發(fā)明人通過實驗發(fā)現了在表示血管的壓力變動的波形中出現了預定的波形模式時的施加壓力(壓迫血管的壓力)是最高血壓值。據此，如果觀測是否出現預定波形模式，則可以將觀測到預定的波形模式時的施加壓力作為收縮期血壓值(最高血壓值)， 而不像現有技術中那樣對從加壓到減壓的全過程的血管容積變動進行觀測。由此，與以往的血壓確定方法相比能夠縮短測量時間。


圖1是示出如何在腕部佩戴血壓檢測裝置的圖。圖2是示出如何在腕部佩戴血壓檢測裝置的圖。圖3是詳細示出加壓機構的圖。圖4是示出壓力傳感器的結構的圖。圖5是示出控制/顯示部的詳細圖。圖6是示出測振法下的各種波形的圖，圖6㈧示出振動波形 (oscillometricwaveform)，圖6 (B)示出微分波形，圖6 (C)示出壓力信號波形。圖7是示出振動波形和其壓力波形的圖。圖8是示出振動波形和其壓力波形的圖。圖9是示出振動波形和其微分波形的圖。圖10是示出振動波形中的收縮期波形模式的圖。圖11是說明振動波形中的收縮期波形模式的圖。圖12示出本實施方式的總體動作的流程圖。圖13是示出變形例中振動波形的收縮期波形模式的圖。
符號說明2、血壓檢測裝置10、加壓機構12、壓力傳感器14、控制/顯示部16、橈骨動脈(動脈)18、振動波形20、手腕22、橈骨24、電動機26、泵28、伸縮部29、腕帶30、控制信號線31、機殼34、身體組織36、檢測部38、壓力-電信號轉換器40、遮板42、壓力信號線44、壓力信號波形46、微分波形48、電容器50、放大器52J4、A/D轉換器56、CPU58、信號線60、壓力信號線62、平滑波形64、收縮期波形模式66、開關68、收縮期血壓值70、平均血壓波形72、平均血壓值74、顯示裝置76、脈搏波形
具體實施例方式首先說明本發(fā)明的發(fā)明人的發(fā)現內容。本發(fā)明的發(fā)明人通過實驗發(fā)現了在表示血管的壓力變動的波形中出現了預定的波形模式時的施加壓力(加壓機構進行壓迫的壓力)成為最高血壓值。據此，如果觀測是否出現預定波形模式，就可以將觀測到預定的波形模式時的施加壓力即加壓機構進行壓迫的壓力值作為收縮期血壓值(最高血壓值)，而不像現有技術中那樣對從加壓到減壓的全過程的血管容積變動進行觀測。由此，與以往的血壓確定方法相比能夠縮短測量時間。此外，本發(fā)明的發(fā)明人通過實驗發(fā)現在作為預定波形模式測量到如下脈搏波時的施加壓力對應于最高血壓該脈搏波是表示血管的壓力變動的波形中的包含第1極大值以及第2極大值的波形，該第2極大值是加壓機構進行壓迫的壓力比測量到第1極大值時小的情形下的極大值，所述第2極大值比所述第1極大值大。由此，不但能夠容易地檢測出預定的波形模式是否出現，而且與以往的血壓確定方法相比能夠縮短測量時間。此外，本發(fā)明的發(fā)明人通過實驗發(fā)現了在從動脈閉塞時開始緩慢地放開動脈的過程中出現上述預定波形。由此，通過加壓機構施加壓力，使得從施加使動脈閉塞的程度的壓力開始使壓力緩慢降低而放開動脈，能使預定的波形模式出現，從而能容易地提供與以往的血壓確定方法相比縮短了測量時間的血壓檢測裝置。在以往的血壓確定方法中，需要觀測從加壓到減壓的全過程的血管容積變動，因此，需要在通過加壓機構使動脈緩慢地閉塞后，緩慢地開放動脈，直到確定血壓為止，花費了時間。本發(fā)明的發(fā)明人通過實驗發(fā)現了在從動脈放開時到緩慢地閉塞動脈的過程中出現了上述預定的波形模式。據此，能夠根據使加壓機構動作而緩慢地閉塞動脈的過程中出現的預定的波形模式來求出最高血壓值。因此，與以往的血壓確定方法相比，能進一步縮短測量時間。此外，在生物體的部位中橈骨動脈是位于距離體表較淺位置的部位。進而，由于橈骨動脈的正下方有橈骨，所以能夠在不怎么分散的情況下將加壓機構的施加壓力施加到橈骨動脈上。因此，可以通過加壓機構使橈骨動脈閉塞、開放，可靠地檢測血壓。然后，使用附圖詳細說明應用了本發(fā)明的實施方式。圖1以及圖2是示出如何將本實施方式的血壓檢測裝置戴到腕部的圖。圖1示出從腕外側觀察的狀態(tài)，圖2示出從腕的截面方向觀察的狀態(tài)。
本實施方式的血壓檢測裝置2包含加壓機構10、壓力傳感器12和控制/顯示部 14。加壓機構10對橈骨動脈(動脈)16施加用于產生振動波形18 (參照圖6 (A))的外部壓力。加壓機構10在按壓生物體而壓迫血管的同時能夠緩慢地減小其壓迫壓力。壓力傳感器12觀測與各心搏相對的容積變動作為壓力變動并轉換為電信號，發(fā)送到控制/顯示部14。控制/顯示部14根據所得到的振動信號來執(zhí)行血壓值的運算算法并顯示結果。此外，將用于控制施加到橈骨動脈16上的壓力的控制信號發(fā)送到加壓機構10?？刂?顯示部 14和加壓機構10通過由具有柔軟性的塑料等構成的腕帶四纏繞在手腕上，該腕帶四的末端是開放的，并具備由將末端之間連接起來的面搭扣(Magic Fastener (注冊商標))等構成的連接單元。如圖2所示，手腕20在身體的部位中是動脈(橈骨動脈16)位于體表下3 4mm 的較淺位置的部位。進而，在橈骨動脈16的正下方有橈骨22，這樣來自體表的施加壓力可以不分散地直接施加到橈骨動脈16上。由此可知，手腕20是適合測量血壓的部位。圖3是詳細示出本實施方式的加壓機構10的圖。本實施方式的加壓機構10包含電動機M、泵沈、伸縮部28、收容各單元的機殼 31。通過從控制/顯示部14經由控制信號線30發(fā)送的控制信號來控制電動機24。此時，由電動機M驅動的泵26將來自外部的空氣送到伸縮部28。伸縮部28通過此時產生的力從橈骨22所在一側(身體表面)將壓力傳感器12按壓到手腕20表面，能通過身體組織 ；34將壓力施加到橈骨動脈16上。伸縮部觀的伸縮高度為10mm、底面半徑為10mm，是熔接例如3張袋狀的圓盤而成的形狀。此外，電動機M是直徑5mm、長度IOmm的圓筒形，泵沈也是直徑5mm高度5mm的圓筒形。圖4是示出本實施方式的壓力傳感器12的結構的圖。本實施方式中的壓力傳感器12包含檢測部36、壓力-電信號轉換器38、遮板40。橈骨動脈16根據外部施加壓力與基于心搏的血壓之間的關系而發(fā)生容積變動。 該容積變動經過身體組織34而由檢測部36檢測到。檢測部36由不可壓縮的流體填充，高精度地將經由該流體檢測出的變動作為壓力變動傳遞到壓力-電信號轉換器38。壓力-電信號轉換器38例如作為電阻值的變化而讀取檢測出的壓力，并轉換為電信號，經由壓力信號線42傳送到控制/顯示部14。檢測部36例如是一邊為15mmX30mm的長方形、厚度為2mm，這樣來管理內部的流體的量。此外，為了最大限度地利用壓力變動，檢測部36的上方(檢測部36的與身體組織 34相接的方向的相反側方向)被固定在遮板40上。此外，壓力-電信號轉換器38能檢測包含通常的人的血壓范圍在內的壓力范圍即可，具有例如50KPa以下(包含該值)的范圍的檢測性能即可。圖5是示出本實施方式的控制/顯示部14的詳細圖。本實施方式的控制/顯示部14包含電容器48、放大器50、A/D轉換器52，54、CPU 56 (血壓計算部)。從壓力傳感器12輸出的壓力信號經由壓力信號線42被輸入到控制/顯示部14。在控制/顯示部14中，壓力信號分別作為兩個信息被用在兩個不同的處理中。其一，用作表示容積變動的信號即振動信號，在通過電容器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A/D轉換器52轉換為數字信號，經由信號線58輸入到 CPU 56。另一方面，來自壓力傳感器12的壓力信號通過壓力信號線42被分支，同時在A/D 轉換器M中被轉換為數字信號，經由壓力信號線60輸入到CPU 56。血壓計算部在從動脈閉塞時到緩慢地放開動脈的過程中，對于從壓力傳感器12 得到的脈搏波，將其波形中出現預定的波形模式時的壓力作為收縮期血壓值(最高血壓值)，將其波形表現出最大振幅時的壓力作為平均血壓值。進而，血壓計算部根據最高血壓值和平均血壓值來計算最低血壓值(舒張期血壓值)。已知在計算舒張期血壓值時，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系式成立。平均血壓值=舒張期血壓值+(收縮期血壓值-舒張期血壓值)/3因此，舒張期血壓值能夠如下式那樣進行計算。舒張期血壓值=(3 X平均血壓值-收縮期血壓值)/2在上述實施方式中，血壓檢測裝置2中的血壓計算部是通過上述CPU 56處理預定的程序來實現的。(振動波形)圖6是例示本實施方式的測振法中的標準血壓確定算法的圖。圖6(A)是從外部施加了圖6(C)中示出的壓力信號波形44時，CPU 56對壓力傳感器12檢測并在信號線58 上檢測出的脈搏波形進行存儲并進行了噪聲去除等的波形處理之后，作為各波形的峰值點的排列而得到的振動波形18。此外，壓力信號波形44也由壓力傳感器12同時檢測出并經由壓力信號線60在CPU 56中與振動波形18—起記錄。一次心搏對應的容積變動是大約數lOmmV，但由于在放大器50中被放大100倍，所以作為檢測波形檢測出2 3V的變動。下面是根據基于標準算法即微分法得到的波形數據序列來確定最高血壓、最低血壓的方法的例子。圖6(B)的微分波形46是對振動波形18進行微分而得的波形。在實際處理中是通過對振動波形18的各頂點值的數值序列取各個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應的點的壓力信號波形44的壓力值，其與最高血壓對應，與負的最大值對應的壓力信號波形44的壓力值與最低血壓值對應。在這個例子中，可以將最高血壓值確定為120mmHg，將最低血壓值確定為90mmHg。(收縮期波形模式的檢測和血壓值確定法)圖7以及圖8是示出本實施方式的振動波形和其壓力波形的圖。圖7的波形分別再次示出了圖6的振動波形18、壓力信號波形44。進而，圖8 (A) 對圖7的前半部分即包括收縮期血壓值的部分進行放大、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定波形模式的收縮期波形模式64。從圖8(B)可以明確，當從外部施加到血管上的壓力發(fā)生了變化時，與脈搏波相當的血壓脈搏波形在收縮期波形模式 64的前后變化為波形A、B、C、D、E0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中構成波形的多個極大值(圖8(B)中是2個) 中，時間序列上前面(加壓機構10施加的壓力大的一側)的極大值比時間序列上后面(加壓機構10施加的壓力小的一側)的極大值大。但是，如果是波形C，在構成波形的極大值中，時間序列上前面(加壓機構10施加的壓力大的一側)的極大值比時間序列上后面(加壓機構10施加的壓力小的一側)的極大值小。即，在波形C中構成波形的多個極大值的關系與波形B相反。即，可根據構成波形的極大值的關系是否相反來斷收縮期波形模式64。圖9是示出本實施方式的振動波形和其微分波形的圖。進一步詳細說明本實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是對振動波形18進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前后的差分的差分法。根據圖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)后進行利用。這可通過所謂移動平均法來實現，所述移動平均法是例如針對某點的信號，對該點及其前后的信號值進行相加，進而除以其數據的個數。但是此時，在進行了處理后，需要將相位還原。在對微分波形46進行了平滑化后的平滑化波形62中斜率為0的點中，觀察振動波形18的值為極大值的點a、b、c、d與振動波形18的前后平均值的差時，在圖9的例子中， 在波形B中hi > h2，在波形C中h3 < h4。S卩，可見在波形B和波形C間，構成波形的多個極大值的關系相反。而且，根據這個事實，在這個例子中能容易識別出波形C是收縮期波形模式64。另外，通常以上述方法能檢測出收縮期波形模式64，但是在實際的例子中，根據減壓速度和血壓脈搏波形在時間上的關系，有時也不能如這個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對應的施加壓力即壓力傳感器12的壓力值、以及與波形D對應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，無損于本方法的能夠在不用測量整個振動波形18的情況下確定血壓值的便利性。圖10是示出本實施方式的振動波形18的收縮期波形模式64的圖。關于本實施方式的上述情形，在小型血壓測量技術中，收集大量振動波形18，在分析中可見，在施加壓力即壓力傳感器12的壓力值與壓力信號波形44的收縮期血壓值68相等的附近，振動波形 18表現出特有的波形(收縮期波形模式64)。表現出收縮期波形模式64時的施加壓力(壓力傳感器12的壓力值)、即收縮期血壓值68表現出最高血壓值。另外，最高血壓值可以設為收縮期波形模式64中在時間序列上前面的極大值時的施加壓力，也可以設為在時間序列上后面的極大值時的施加壓力。此外，還可以將時間序列上前面的極大值時的施加壓力和時間序列上后面的極大值時的施加壓力的平均值作為最高血壓值。圖10的波形不是通過以往的cuff法、而是通過局部按壓位于橈骨動脈16的上方 (身體表面)的皮膚的部分的方法，對橈骨動脈16施加壓力并使用小型壓力傳感器12對此時的心搏所對應的血管容積變動的狀態(tài)進行測量時所觀測到的波形。振動波形18表現出最大振幅(平均血壓波形70)時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。這是由于振動波形表現出最大振幅時的施加壓力在醫(yī)學上被定義為平均血壓值。圖11是說明本實施方式的振動波形18中的收縮期波形模式64的圖。圖11的左圖是在時間序列上示出基于管定律的、隨著時間經過的內外壓力差與血管截面之間的關系的圖。這示出了由于截面積的變化因內外壓力差而變化，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，各自的壓力變動的差異呈現為時間差。而且， 其波形的大小由于各自的變化而變得相等并反轉。進而，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。然后說明基于時間經過的變化。在隨時間經過而逐漸降低施加壓力時，首先，如圖 Il(A)所示，當施加壓力大時壓力傳感器12的中心部處的血管閉塞，因此，不產生壓力傳感器12的中心部的信號，按照管定律而作為小波形A-I產生進入壓力傳感器的周邊部的信號。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，由此，進入壓力傳感器12的中心部的信號按照管定律而作為小波形B-2產生。此外，進入壓力傳感器12的周邊部的信號按照管定律而作為中波形B-I并錯開小波形B-2而產生。 這是由于壓力傳感器12接受的周緣部(周邊部)的振動與中央部相比，稍早開始移位。然后，如圖Il(C)所示，通過進一步降低施加壓力來進一步放開壓力傳感器中心部的血管，由此，進入壓力傳感器12中心部的信號按照管定律作為中波形C-2而產生。此外，進入壓力傳感器12周邊部的信號按照管定律作為中波形C-I而產生。即作為預定的波形模式，壓力傳感器12的中心部的波形和周邊部的波形幾乎相等。然后，如圖Il(D)所示，通過進一步降低施加壓力來進一步放開壓力傳感器12的中心部的血管，由此，進入壓力傳感器12的中心部的信號按照管定律作為大波形D-2而產生。此外，壓力傳感器12的周邊部的信號按照管定律作為小波形D-I而產生。圖Il(E)以時間序列對此進行示出。實際波形如圖Il(F)所示。圖12是示出本實施方式的總體動作的流程圖。按照圖12的流程圖說明總體動作。首先，如步驟SlO所示，血壓檢測裝置2基于控制/顯示部14上帶有的開關55的按下而開始動作。當檢測到開關66被按壓時，CPU 56經由控制信號線30向加壓機構10指示加壓動作開始。加壓機構10啟動電動機M而使泵沈動作，將空氣送到伸縮部觀。同時，CPU 56開始測量從壓力信號線42、60輸入的壓力傳感器12的壓力值。然后，如步驟S20所示，CPU 56判斷壓力傳感器12的壓力值是否在預先確定的值， 例如200mmHg以上(包含該值)。當小于200mmHg時(否)，繼續(xù)判斷是否在200mmHg以上 (包含該值)。當為200mmHg以上(包含該值)時(是)，進入步驟S30。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，CPU 56經由控制信號線30對加壓機構10指示停止加壓動作以及開始減壓動作。由此，加壓機構10內的泵沈停止加壓動作，開始減壓動作。減壓動作以每秒3mmHg的固定減壓速度進行。然后，如步驟S40所示，在開始減壓動作的同時，CPU 56開始以每秒700次的速率測量從信號線58輸入的振動信號。如果該測量的值在時間上連續(xù)就能得到振動波形18。 因此，CPU 56與從壓力傳感器12逐次接收信號并行地將所得信號在存儲器(未圖示)中展開并生成振動波形18。然后，如步驟S50所示，CPU 56判斷所生成的振動波形18的形狀。根據判斷結果當振動波形18的形狀不是圖10的收縮期波形模式64時(否)，判斷下一個波形。當是收縮期波形模式64時(是)，進入步驟S60。
然后，如步驟S60所示，將表現出這樣得到的波形的收縮期波形模式64時的施加壓力即壓力傳感器12的壓力值、即收縮期血壓值68存儲在存儲器中。然后，如步驟S70所示，CPU 56判斷振動波形18的最大振幅。根據判斷結果當振動波形18不是最大振幅時(否)，判斷下一個波形。當是最大振幅(是)時，進入步驟S80。然后，如步驟S80所示，CPU 56將振動波形18表現出最大振幅(平均血壓波形70) 時的施加壓力即壓力傳感器12的壓力值(平均血壓值7 存儲到存儲器中。通過到此為止的過程，CPU 56能夠檢測出收縮期血壓值68和平均血壓值72。然后，如步驟S90所示，CPU 56停止對從信號線58輸入的振動信號的測量。此外， 經由控制信號線30對加壓機構10指示停止減壓動作。由此，加壓機構10內的泵沈停止減壓動作。然后，如步驟SlOO所示，CPU 56通過血壓計算部根據收縮期血壓值68和平均血壓值72計算舒張期血壓值(最低血壓值)。然后，如步驟SllO所示，CPU 56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，結束一系列動作。根據本實施方式，能用比以前少的時間來確定準確的血壓值。此外，當需要一直佩戴時，在可隨時測量血壓的可穿帶式血壓計中，即使更加頻繁地測量血壓也能在不對使用者造成不便的情況下測量血壓，能夠更細致地管理血壓。(變形例)在上述實施方式中，通過降低施加壓力，將產生收縮期波形模式64時的施加壓力值設為最高血壓，但在本變形例中，也可以通過增大施加壓力，將產生收縮期波形模式64 時的施加壓力值設為最高血壓。即，血壓計算部在從動脈放開時到緩慢地關閉動脈的過程中，將從壓力傳感器12得到的脈搏的波形中出現預定的波形模式時的壓力設為收縮期血壓值(最高血壓值)，將其波形表現出最大振幅時的壓力設為平均壓力值。圖13是示出變形例的振動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波形44、上部是當時檢測出的脈搏波形76。脈搏波形76的收縮期波形模式64與其他波形不同。雖然省略了詳細的圖示，但是在收縮期波形模式64中，構成波形的多個極大值中在時間序列上前面(加壓機構10施加的壓力小的一側)的極大值比在時間序列上后面(加壓機構10施加的壓力大的一側)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，構成波形的極大值中在時間序列上前面(加壓機構10施加的壓力小的一側)的極大值比在時間序列上后面(加壓機構10施加的壓力大的一側) 的極大值小。即，變成了與前述的上述實施方式相反的關系，但與上述實施方式相比沒有變化的是收縮期波形模式64中構成波形的多個極大值的關系與收縮期波形模式64之前的脈搏波形中構成波形的多個極大值的關系相反。即，與上述實施方式同樣地，可根據構成波形的極大值的關系是否反轉來判斷收縮期波形模式64。當收縮期波形模式64出現時，下部的壓力信號波形44的壓力值示出為135，相對于用其他血壓計測量的最高血壓136表現出非常接近的值。因此，無需像通常的血壓計那樣進行加壓減壓便可簡便地確定最高血壓。另外，在本實施方式的血壓計算部中，在從動脈閉塞時開始緩慢放開動脈的過程中，對于從壓力傳感器12得到的脈搏波，將其波形表現出最大振幅時的壓力作為平均血壓值，但也可以將其波形表現出最高值時的壓力作為平均血壓值。
權利要求
1.一種血壓檢測裝置，其包含加壓機構，其對生物體進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，其檢測因所述加壓機構進行壓迫的壓力變動而產生的所述血管的壓力變動；以及血壓計算部，其將表示所述血管的壓力變動的波形中出現預定的波形模式時所述加壓機構進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的波形表現出最大振幅時所述加壓機構進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計算最低血壓值。
2.根據權利要求1所述的血壓檢測裝置，其中，所述預定的波形模式是表示所述血管的壓力變動的波形中的如下波形其表示包含第 1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1極大值大，其中所述第2極大值是所述加壓機構進行壓迫的壓力比該第1極大值時小的情形下的極大值。
3.根據權利要求1所述的血壓檢測裝置，其中，所述加壓機構從動脈閉塞時開始緩慢地放開動脈。
4.根據權利要求1所述的血壓檢測裝置，其中，所述加壓機構從動脈放開時開始緩慢地閉塞動脈。
5.根據權利要求3所述的血壓檢測裝置，其中，所述動脈是橈骨動脈。
6.一種血壓檢測方法，該方法包含以下步驟對生物體進行按壓以壓迫血管；使壓迫所述血管的壓力逐漸降低；檢測因壓迫所述血管的壓力變動而產生的該血管的壓力變動；以及將表示所述血管的壓力變動的波形中出現預定的波形模式時壓迫該血管的壓力作為最高血壓值，將表示該血管的壓力變動的波形表現出最大振幅時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計算最低血壓值。
全文摘要
血壓檢測裝置和血壓檢測方法。血壓檢測裝置具備壓力傳感器(12)；加壓機構(10)，其對生物體進行按壓以壓迫血管并且能夠使該壓迫壓力逐漸降低；以及血壓計算部，其對于從壓力傳感器(12)得到的脈搏波，將其波形中出現預定的波形模式時的壓力作為最高血壓值，將其波形表現出最大振幅時的壓力作為平均血壓值，使用最高血壓值和平均血壓值計算最低血壓值。
文檔編號A61B5/022GK102379689SQ20111021893
公開日2012年3月21日 申請日期2011年8月1日 優(yōu)先權日2010年8月2日
發(fā)明者杤久保修, 橫山敏彥 申請人:公立大學法人橫浜市立大學, 精工愛普生株式會社