血壓測(cè)定裝置制造方法
【專利摘要】本發(fā)明提供血壓測(cè)定裝置。該血壓測(cè)定裝置具有：血流速度傳感器部，其測(cè)定被測(cè)定者的所述血管的血液的速度；血管直徑傳感器部，其測(cè)定所述血管的血管直徑；以及血壓運(yùn)算部，其根據(jù)所述血管的血管直徑的平方、以及所述血管的血流速度，運(yùn)算所述血管的血壓。
【專利說明】血壓測(cè)定裝置
[0001]本申請(qǐng)是申請(qǐng)日為2011年05月18日，申請(qǐng)?zhí)枮?01110129046.X，發(fā)明名稱為“血壓測(cè)定裝置以及血壓測(cè)定方法”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)明涉及血壓測(cè)定裝置以及血壓測(cè)定方法。

【背景技術(shù)】
[0003]現(xiàn)今，作為測(cè)定血壓的方法，已提出了使用超聲波進(jìn)行測(cè)定的方法。例如，在動(dòng)脈的局部部位，求出最大直徑和最小直徑，并將這些參數(shù)賦予給非線性函數(shù)，通過該非線性函數(shù)，對(duì)所輸入的各時(shí)刻的直徑進(jìn)行換算，從而運(yùn)算出關(guān)于局部部位的各時(shí)刻的壓力(例如，參照專利文獻(xiàn)I)。
[0004]此外，提出了如下方法:通過超聲波檢測(cè)血流速度、流量或容量等，并通過光波檢測(cè)脈波速度，將這兩個(gè)量相關(guān)聯(lián)來計(jì)算血壓及其變化量(例如，參照專利文獻(xiàn)2和3)。
[0005]【專利文獻(xiàn)I】日本特開2004-041382號(hào)公報(bào)
[0006]【專利文獻(xiàn)2】日本特開平4-250135號(hào)公報(bào)
[0007]【專利文獻(xiàn)3】日本特開2004-154231號(hào)公報(bào)
[0008]但是，在如專利文獻(xiàn)I?3那樣以往使用超聲波計(jì)算血壓值時(shí)，需要利用袖帶型血壓計(jì)進(jìn)行校正。這存在以下不便等，即:在考慮了在24小時(shí)自由行動(dòng)中進(jìn)行血壓測(cè)定(24ABPM)或按每一拍進(jìn)行連續(xù)血壓測(cè)定的情況下，要將袖帶始終戴在身上，或者需要將袖帶隨身攜帶并適時(shí)地使用。而且，這在普通生活中可能很難得到實(shí)際應(yīng)用。
[0009]而且，除了需要利用袖帶型血壓計(jì)進(jìn)行校正以外，還可能存在需要定期(30分鐘?I小時(shí)左右)進(jìn)行該校正的問題。眾所周知，一般而言，當(dāng)根據(jù)脈波傳播速度估計(jì)血壓值時(shí)，誤差概率隨著校正間隔變長(zhǎng)而變大。這是因?yàn)?雖然在短時(shí)間內(nèi)可將血管彈性特性(E0:無壓力時(shí)的血管彈性模量、Y:特定血管的常數(shù))視為恒定，但在一定時(shí)間以上時(shí)誤差變大。在專利文獻(xiàn)I中，根據(jù)通過袖帶型血壓計(jì)求出的最高血壓Ps和最低血壓Pd計(jì)算出剛度系數(shù)β，但是這與前述的血管彈性模量存在相關(guān)性，因此如果為一定時(shí)間以上，它的值顯然也會(huì)發(fā)生變化。即，為了連續(xù)且持續(xù)地求出準(zhǔn)確的血壓值，僅進(jìn)行一次校正是不夠的，需要每隔一定程度的間隔、例如每隔一個(gè)小時(shí)左右進(jìn)行校正。


【發(fā)明內(nèi)容】

[0010]本發(fā)明正是為了解決上述課題中的至少一部分而完成的，可作為以下方式或應(yīng)用例來實(shí)現(xiàn)。
[0011][應(yīng)用例I]一種血壓測(cè)定裝置，其特征在于，該血壓測(cè)定裝置具有:血流速度傳感器部，其從被測(cè)定者的活體表面相對(duì)于活體內(nèi)部的血液發(fā)送并接收波動(dòng)，檢測(cè)該活體內(nèi)部的血液流動(dòng)；血流速度傳感器驅(qū)動(dòng)部，其驅(qū)動(dòng)所述血流速度傳感器部；血流速度傳感器信號(hào)運(yùn)算部，其對(duì)所述血流速度傳感器驅(qū)動(dòng)部和所述血流速度傳感器部進(jìn)行控制，求出所述活體內(nèi)部的血流速度；血管直徑傳感器部，其相對(duì)于所述活體內(nèi)部的血管發(fā)送并接收超聲波，檢測(cè)該活體內(nèi)部的血管壁的反射到達(dá)時(shí)間差；血管直徑傳感器驅(qū)動(dòng)部，其驅(qū)動(dòng)所述血管直徑傳感器部；血管直徑傳感器信號(hào)運(yùn)算部，其對(duì)所述血管直徑傳感器驅(qū)動(dòng)部和所述血管直徑傳感器部進(jìn)行控制，求出所述活體內(nèi)部的血管直徑；以及血壓信號(hào)運(yùn)算部，其利用所述血流速度傳感器信號(hào)運(yùn)算部和所述血管直徑傳感器信號(hào)運(yùn)算部的運(yùn)算結(jié)果求出所述被測(cè)定者的血壓。
[0012]根據(jù)該應(yīng)用例，能夠提供如下的可持續(xù)佩戴的血壓測(cè)定裝置:該血壓測(cè)定裝置只需根據(jù)最初使用袖帶型血壓計(jì)測(cè)定的血壓值求出校正系數(shù)，之后就能夠在不使用袖帶型血壓計(jì)的情況下高精度地測(cè)定血壓，在被測(cè)定者在自由行動(dòng)中持續(xù)進(jìn)行血壓測(cè)定的情況下，無需使用袖帶型血壓計(jì)而能夠簡(jiǎn)單地進(jìn)行校正。
[0013][應(yīng)用例2]上述血壓測(cè)定裝置的特征在于，所述血壓信號(hào)運(yùn)算部執(zhí)行如下運(yùn)算:通過將所述血管直徑換算為水頭壓力來求出所述血壓。
[0014]根據(jù)該應(yīng)用例，看作血管直徑與血壓大致呈線性變化，因此，通過測(cè)定血管直徑的時(shí)間變化，能夠得到與血壓的時(shí)間變化相關(guān)的值。
[0015][應(yīng)用例3]上述血壓測(cè)定裝置的特征在于，該血壓測(cè)定裝置還包括高度位置傳感器部，在所述被測(cè)定者的預(yù)定部位被定位于預(yù)定高度的第I狀態(tài)下，該高度位置傳感器部求出該第I狀態(tài)與所述預(yù)定部位被定位于所述被測(cè)定者的心臟高度的第2狀態(tài)之間的所述預(yù)定部位的高低差，利用由所述高度位置傳感器部測(cè)定的所述高低差，求出所述水頭壓力。
[0016]根據(jù)該應(yīng)用例，能夠容易地測(cè)定作為求出水頭壓力時(shí)的一個(gè)要素的高低差。
[0017][應(yīng)用例4]上述血壓測(cè)定裝置的特征在于，所述血流速度傳感器部由發(fā)送用元件和接收用元件構(gòu)成，而且所述發(fā)送用元件與所述接收用元件的對(duì)存在多對(duì)，發(fā)送和接收的波動(dòng)的行進(jìn)方向與血液的流動(dòng)方向所成的角度對(duì)于每個(gè)對(duì)各不相同。
[0018]根據(jù)該應(yīng)用例，即使在血管與波動(dòng)所成的角度未知的情況下，也能夠求出血流速度。
[0019][應(yīng)用例5]上述血壓測(cè)定裝置的特征在于，所述血流速度傳感器部利用壓電元件構(gòu)成。
[0020]根據(jù)該應(yīng)用例，由于壓電元件的結(jié)構(gòu)簡(jiǎn)單，因此能夠使血流速度傳感器小型化。
[0021][應(yīng)用例6]—種血壓測(cè)定方法，該血壓測(cè)定方法測(cè)定被測(cè)定者的血壓，其中，在將所述被測(cè)定者的預(yù)定部位定位于預(yù)定高度的第I狀態(tài)下，所述被測(cè)定者的血壓以預(yù)定的比例常數(shù)與所述預(yù)定部位的血流速度除以該預(yù)定部位的血管直徑的平方得到的值成比例，該血壓測(cè)定方法的特征在于，包括以下步驟:求出所述比例常數(shù)的校正步驟；在所述第I狀態(tài)下，分別測(cè)定所述預(yù)定部位的所述血管直徑和所述血流速度；利用所述血管直徑、所述血流速度和所述比例常數(shù)求出所述血壓；對(duì)所述血壓進(jìn)行顯示；以及判斷是否需要校正所述比例常數(shù)。
[0022]根據(jù)該應(yīng)用例，能夠提供如下的可持續(xù)佩戴的血壓測(cè)定裝置中的血壓測(cè)定方法:只需根據(jù)最初使用袖帶型血壓計(jì)測(cè)定的血壓值求出校正系數(shù)，之后就能夠在不使用袖帶型血壓計(jì)的情況下高精度地測(cè)定血壓，在被測(cè)定者在自由行動(dòng)中持續(xù)進(jìn)行血壓測(cè)定的情況下，無需使用袖帶型血壓計(jì)而能夠簡(jiǎn)單地進(jìn)行校正。
[0023][應(yīng)用例7]上述血壓測(cè)定方法的特征在于，所述校正步驟包括以下步驟:在將所述預(yù)定部位定位于所述被測(cè)定者的心臟高度的第2狀態(tài)下，分別測(cè)量所述預(yù)定部位的血管直徑、以及該預(yù)定部位的收縮期和擴(kuò)張期的血管直徑，求出第I平均血管直徑、平均收縮期血管直徑以及平均擴(kuò)張期血管直徑；在所述第I狀態(tài)下，測(cè)定該第I狀態(tài)與所述第2狀態(tài)之間的所述預(yù)定部位的高低差的高低差測(cè)定步驟；利用所述高低差求出所述第I狀態(tài)與所述第2狀態(tài)之間的水頭壓力；在所述第I狀態(tài)下，分別測(cè)量所述預(yù)定部位的血管直徑、以及該預(yù)定部位的收縮期和擴(kuò)張期的血流速度和血管直徑，求出第2平均血管直徑、收縮期血流速度、收縮期血管直徑、擴(kuò)張期血流速度以及擴(kuò)張期血管直徑；利用所述第I平均血管直徑和所述第2平均血管直徑求出平均血管直徑變化；利用所述水頭壓力、所述平均血管直徑變化、所述平均收縮期血管直徑以及所述平均擴(kuò)張期血管直徑，求出收縮期血壓與擴(kuò)張期血壓之間的血壓差；以及利用所述血壓差、所述收縮期血流速度、所述收縮期血管直徑、所述擴(kuò)張期血流速度以及所述擴(kuò)張期血管直徑，求出所述比例常數(shù)。
[0024]根據(jù)該應(yīng)用例，能夠容易地校正比例常數(shù)。
[0025][應(yīng)用例8]上述血壓測(cè)定方法的特征在于，在所述高低差測(cè)定步驟中，由測(cè)定所述第I狀態(tài)與所述第2狀態(tài)之間的所述預(yù)定部位的所述高低差的高度位置傳感器部進(jìn)行測(cè)定。
[0026]根據(jù)該應(yīng)用例，能夠容易地測(cè)定作為求出水頭壓力時(shí)的一個(gè)要素的高低差。

【專利附圖】

【附圖說明】
[0027]圖1是示出佩戴著本實(shí)施方式的血壓測(cè)定裝置的狀態(tài)的外觀圖。
[0028]圖2是示出本實(shí)施方式的血流速度傳感器和血管直徑傳感器的圖。
[0029]圖3是示出本實(shí)施方式的電路模塊的圖。
[0030]圖4是示出本實(shí)施方式的血壓測(cè)定裝置的測(cè)定位置的圖。
[0031]圖5是示出本實(shí)施方式的施加水頭壓力后的血管直徑的圖。
[0032]圖6是示出本實(shí)施方式的血管壁壓力與血管直徑(容積)之間的關(guān)系的圖。
[0033]圖7是示出本實(shí)施方式的袖帶加壓測(cè)定值的圖。
[0034]圖8是示出本實(shí)施方式的血流速度傳感器的圖。
[0035]圖9是示出本實(shí)施方式的測(cè)定方法的圖。
[0036]圖10是示出本實(shí)施方式的校正例程的圖。
[0037]標(biāo)號(hào)說明
[0038]2:血壓測(cè)定裝置；4:被測(cè)定者；10:血流速度傳感器；12:血管直徑傳感器；14:橈骨動(dòng)脈(血管)；16:手腕部；18:血流速度傳感器部；20:驅(qū)動(dòng)部(血流速度傳感器驅(qū)動(dòng)部)；22:信號(hào)運(yùn)算部(血流速度傳感器信號(hào)運(yùn)算部)；24:發(fā)射部(發(fā)送用元件)；26:接收部(接收用元件)；27:血管直徑傳感器部；28:驅(qū)動(dòng)部(血管直徑傳感器驅(qū)動(dòng)部)；29:發(fā)射部；30:信號(hào)運(yùn)算部(血管直徑傳感器信號(hào)運(yùn)算部)；31:接收部；32:血壓信號(hào)運(yùn)算部；34:顯示部；36:氣壓傳感器(高度位置傳感器部)；37:開關(guān)；38:心臟；40:電源部；42:袖帶加壓式血壓計(jì)。

【具體實(shí)施方式】
[0039]以下，依照附圖對(duì)本實(shí)施方式進(jìn)行說明。另外，以適當(dāng)放大或縮小的方式顯示所使用的附圖，從而成為能夠識(shí)別所要說明的部分的狀態(tài)。
[0040]圖1是示出佩戴著本實(shí)施方式的血壓測(cè)定裝置的狀態(tài)的外觀圖。圖2是示出本實(shí)施方式的血流速度傳感器和血管直徑傳感器的圖。圖3是示出本實(shí)施方式的電路模塊的圖。本實(shí)施方式的血壓測(cè)定裝置2具有血流速度傳感器10和血管直徑傳感器12。血壓測(cè)定裝置2被佩戴于被測(cè)定者4 (參照?qǐng)D4)的手腕部16，測(cè)定橈骨動(dòng)脈(血管)14的血流速度V和血管直徑d，從而求出血壓P。
[0041]血流速度傳感器10被安裝于能夠向手腕部16內(nèi)側(cè)的橈骨動(dòng)脈14照射超聲波的位置。血流速度傳感器10將從血流速度傳感器10發(fā)出的基本波動(dòng)f與接收波動(dòng)?；旌??；旌虾蟮牟▌?dòng)由血流速度傳感器信號(hào)運(yùn)算部(信號(hào)運(yùn)算部)22進(jìn)行檢波，從而僅提取出多普勒位移的頻率分量。在信號(hào)運(yùn)算部22中，根據(jù)該多普勒頻率分量Af( = f — f')、波動(dòng)f、f與橈骨動(dòng)脈14所成的角度Θ計(jì)算血流速度V。
[0042]血流速度傳感器10具有血流速度傳感器部18、血流速度傳感器驅(qū)動(dòng)部(驅(qū)動(dòng)部)20和信號(hào)運(yùn)算部22。血流速度傳感器部18從被測(cè)定者4的活體表面相對(duì)于活體內(nèi)部的血液發(fā)送并接收波動(dòng)，檢測(cè)活體內(nèi)部的血液流動(dòng)。血流速度傳感器部18由發(fā)射部(發(fā)送用元件)24和接收部(接收用元件)26構(gòu)成。發(fā)射部24與接收部26的對(duì)存在多對(duì)，發(fā)送和接收的波動(dòng)的行進(jìn)方向與橈骨動(dòng)脈14所成的角度對(duì)于每個(gè)對(duì)各不相同。驅(qū)動(dòng)部20驅(qū)動(dòng)血流速度傳感器部18。信號(hào)運(yùn)算部22對(duì)驅(qū)動(dòng)部20和血流速度傳感器部18進(jìn)行控制，求出活體內(nèi)部的血流速度V。血流速度傳感器部18利用壓電元件構(gòu)成。由此，由于壓電元件的結(jié)構(gòu)簡(jiǎn)單，因此能夠使血流速度傳感器小型化。
[0043]血管直徑傳感器12被安裝于能夠向手腕部16內(nèi)側(cè)的橈骨動(dòng)脈14照射超聲波的位置。血管直徑傳感器12發(fā)送幾M?幾十MHz的脈沖信號(hào)或突發(fā)(burst)信號(hào)，通過發(fā)送波和接收波測(cè)定來自橈骨動(dòng)脈14的壁的反射波的到達(dá)時(shí)間。血管直徑傳感器部27相對(duì)于活體內(nèi)部的橈骨動(dòng)脈14發(fā)送并接收超聲波,檢測(cè)活體內(nèi)部的橈骨動(dòng)脈14的壁的反射到達(dá)時(shí)間差。
[0044]血管直徑傳感器12具有血管直徑傳感器部27、血管直徑傳感器驅(qū)動(dòng)部(驅(qū)動(dòng)部)28以及血管直徑傳感器信號(hào)運(yùn)算部(信號(hào)運(yùn)算部)30。血管直徑傳感器部27由發(fā)射部29和接收部31構(gòu)成。血管直徑傳感器部27相對(duì)于活體內(nèi)部的橈骨動(dòng)脈14發(fā)送并接收超聲波，檢測(cè)活體內(nèi)部的橈骨動(dòng)脈14的壁的反射到達(dá)時(shí)間差。驅(qū)動(dòng)部28驅(qū)動(dòng)血管直徑傳感器部27。信號(hào)運(yùn)算部30對(duì)驅(qū)動(dòng)部28和血管直徑傳感器部27進(jìn)行控制，求出活體內(nèi)部的血管直徑d。
[0045]本實(shí)施方式的血壓測(cè)定裝置2具有血壓信號(hào)運(yùn)算部32、顯示部34、氣壓傳感器(高度位置傳感器部)36、開關(guān)37以及電源部40。血壓信號(hào)運(yùn)算部32使用信號(hào)運(yùn)算部22和信號(hào)運(yùn)算部30的運(yùn)算結(jié)果求出被測(cè)定者4的血壓P。顯示部34對(duì)被測(cè)定者4的血壓P進(jìn)行顯示。此外，還可以用曲線圖等對(duì)血壓P進(jìn)行可視化顯示。此外，對(duì)于脈搏也可以同樣進(jìn)行顯示。并且，還顯示表示需要校正的內(nèi)容。氣壓傳感器36對(duì)血壓測(cè)定裝置2的高度位置進(jìn)行測(cè)定。開關(guān)37針對(duì)血壓測(cè)定裝置2的各功能部切換來自電源部40的電源供給/切斷。電源部40向血壓測(cè)定裝置2的各功能部提供電源。在本實(shí)施方式中，例如假定為可充電的二次電池。
[0046]圖4是示出本實(shí)施方式的血壓測(cè)定裝置2的測(cè)定位置的圖。圖5是示出本實(shí)施方式的施加水頭壓力后的血管直徑d的圖。這里，針對(duì)如下方法進(jìn)行說明:在非侵襲的血壓測(cè)定中，在不使用袖帶(壓迫帶)的情況下測(cè)定血流速度V和血管直徑d來計(jì)算血壓P。血壓P利用血流量Q與血管阻力R的乘積求出。
[0047]P = Q* R- (I)
[0048]其中，血流量Q利用式(2)所示的血管直徑d與血流速度V的乘積求出。
[0049]Q= (JI.d2.V)/8 …(2)
[0050]此外，血管阻力R由在橈骨動(dòng)脈14中流動(dòng)的血液粘度η與血管直徑d之比決定，且以下關(guān)系成立:血管直徑d越大血管阻力R越小。將C視作常數(shù)時(shí)，
[0051]R = η.C/d4...(3)。
[0052]當(dāng)考慮這些關(guān)系式而導(dǎo)出血壓P時(shí)，被稱為脈波的容積脈波的強(qiáng)度變化實(shí)際上是將血液發(fā)生脈動(dòng)時(shí)的血管直徑d的變化作為容積變化而捕捉到的，通過測(cè)定容積脈波，能夠測(cè)定出與血管直徑d相關(guān)的值，能夠測(cè)定出與血管阻力R相關(guān)的值。并且，通過測(cè)定血管內(nèi)的血流速度V，還能夠求出與血流量Q相關(guān)的值，由此,能夠測(cè)定出血壓P。
[0053]接著，針對(duì)收縮期血壓Psys和擴(kuò)張期血壓Pdia的計(jì)算進(jìn)行說明。收縮期血壓Psys和擴(kuò)張期血壓Pdia可使用式(I)?(3)而如式(4)和(5)所示地求出。
[0054]Psys = π /8.η.C.vsys/dsys2…(4)
[0055]Pdia = η /8.η.C.vdia/ddia2...(5)
[0056]由此，可如式(6)所示地求出收縮期血壓Psys與擴(kuò)張期血壓Pdia之間的血壓差(Psys — Pdia)。
[0057]Psys — Pdia = π /8.η.C.(vsys/dsys2 — vdia/ddia2)…(6)
[0058]這里，vsys是收縮期血流速度、dsys是收縮期血管直徑、vdia是擴(kuò)張期血流速度、ddia是擴(kuò)張期血管直徑。
[0059]圖6是示出本實(shí)施方式的血管壁壓力與血管直徑(容積)之間的關(guān)系的圖。圖6示出了血管的管律。在現(xiàn)有的基于袖帶加壓的血壓測(cè)定中，為了得到示波波形(oscillometric waveform),使用了管律的非線性區(qū)域。與此相對(duì),在本實(shí)施方式中，使用圖6所示的大致線性近似區(qū)域。在該部分中，可看成血管直徑d與血壓壁壓力(血壓P)大致呈線性變化，因此，通過測(cè)定血管直徑d的時(shí)間變化，能夠得到與血壓P的時(shí)間變化相關(guān)的值。
[0060]接著，針對(duì)使用上式計(jì)算收縮期血壓Psys和擴(kuò)張期血壓Pdia的方式進(jìn)行說明。首先，在與心臟38的位置相同的高度H處，即在不需要水頭壓力校正的狀態(tài)下，求出收縮期血流速度vsys、收縮期血管直徑dsys、擴(kuò)張期血流速度vdia以及擴(kuò)張期血管直徑ddia。相對(duì)于活體內(nèi)部的血管發(fā)送并接收波動(dòng)，根據(jù)血流散射波的多普勒位移量計(jì)算收縮期血流速度vsys和擴(kuò)張期血流速度vdia，根據(jù)血管兩壁的反射到達(dá)時(shí)間差計(jì)算收縮期血管直徑dsys和擴(kuò)張期血管直徑ddia。與此同時(shí)，測(cè)定血管直徑d的時(shí)間變化。根據(jù)血管的管律，在未加壓或微加壓時(shí)血管直徑d與血管壁壓力(血壓P)大致近似于線性。此時(shí)，血管直徑d的時(shí)間變化與血壓P的時(shí)間變化相似(參照?qǐng)D6)。
[0061 ] 接著，在從心臟38的位置降低高度h后的狀態(tài)的位置L處同樣測(cè)定血管直徑d。此時(shí)，在設(shè)為被測(cè)定者4處于穩(wěn)定狀態(tài)時(shí)，在血管中，與心臟38的位置相比，僅多余地施加了與水頭壓力相應(yīng)的壓力。即，在該狀態(tài)下重新測(cè)定血管直徑d的時(shí)間變化時(shí)，能夠得到施加水頭壓力后的血壓P的時(shí)間變化(參照?qǐng)D5)。由此，能夠得知與水頭壓力(P *g*h)(p:血液密度、g:重力加速度)對(duì)應(yīng)的血管直徑d的變化量Ad。通過測(cè)定能夠求出收縮期和擴(kuò)張期時(shí)的血管直徑d的變化量，還能夠計(jì)算出收縮期血壓Psys與擴(kuò)張期血壓Pdia之間的血壓差Λ P ( = Psys - Pdia)。如果將該值應(yīng)用到式(6)，則能夠求出比例常數(shù)(π /8.η.0，因此能夠根據(jù)式(4)和式(5)計(jì)算出收縮期實(shí)際血壓Prsys和擴(kuò)張期實(shí)際血壓Prdia。
[0062]血液密度P的個(gè)人差異為1.055±0.005g/cm2左右，因此對(duì)血壓值的影響為土零點(diǎn)幾mmHg，所以可視為恒定。由此可知:對(duì)于水頭壓力(P vh)，只要能夠準(zhǔn)確地進(jìn)行高度測(cè)定，就能夠得到準(zhǔn)確的值。根據(jù)本實(shí)施方式，不需要利用袖帶型血壓計(jì)等其他血壓計(jì)進(jìn)行校正，而是通過使用水頭壓力，能夠非常簡(jiǎn)便地進(jìn)行校正。并且不需要進(jìn)行容積脈波的測(cè)量，僅通過測(cè)定由波動(dòng)引起的血流速度和血管直徑，就能夠?qū)崿F(xiàn)血壓的持續(xù)測(cè)量。
[0063](將水頭壓力(P.g.h)換算為血管直徑d的方法)
[0064]如圖4所示，在將本實(shí)施方式的血壓測(cè)定裝置佩戴于手腕部16的狀態(tài)下，在與心臟38的高度相同的高度H的位置處測(cè)定血管直徑d的時(shí)間變化，并且利用袖帶加壓式血壓計(jì)42測(cè)定收縮期實(shí)際血壓Prsys和擴(kuò)張期實(shí)際血壓Prdia。接著，將手腕放下至高度L的位置，測(cè)定血管直徑d的時(shí)間變化。由此，能夠計(jì)算出水頭壓力的壓力值對(duì)應(yīng)于哪種程度的血管直徑d的變化(參照?qǐng)D5)。
[0065]圖7是示出本實(shí)施方式的袖帶加壓測(cè)定值的圖，示出了高度H位置處的袖帶加壓測(cè)定值。關(guān)于水頭壓力的壓力值對(duì)應(yīng)于哪種程度的血管直徑d的變化的計(jì)算，存在下述(a)?(C)的方法。
[0066](a)測(cè)量10秒左右的血管直徑d的變化，分別計(jì)算圖4的高度H、L的位置處的平均血管直徑(dml和dm2)。接著,通過式(7)求出平均血管直徑(dml、dm2)的變化量Δ dm。
[0067]Δ dm = dm2 — dml...(7)
[0068]通過式(8)求出與水頭壓力對(duì)應(yīng)的血管直徑變化Ad。
[0069]Ad= Adnr..(8)
[0070]由此，當(dāng)使用圖4的高度H位置處的平均收縮期血管直徑dmsysl和平均擴(kuò)張期血管直徑dmdial時(shí)，如果考慮壓力與血管直徑之間的關(guān)系，則式(9)成立。
[0071](Prsys — Prdia): P.g.h = (dmsysl — dmdial): Δ dm...(9)
[0072]由此，通過式(10)求出水頭壓力(P.8.1ι)(參照?qǐng)D7(A))。
[0073]P.g.h = (Prsys — Prdia).Δ dm/ (dmsysl — dmdial)…(10)
[0074](b)測(cè)量10秒左右的血管直徑d的變化，計(jì)算圖4的高度H和L的位置處的平均收縮期血管直徑(dmsysl、dmsys2)和平均擴(kuò)張期血管直徑(dmdial、dmdia2)。接著,通過式(11)和式(12)求出平均收縮期血管直徑的變化量(Admsys)和平均擴(kuò)張期血管直徑的變化量(Δ dmdia)。
[0075]Admsys = dmsys2 — dmsysl…(11)
[0076]Δ dmdia = dmdia2 — dmdial…(12)
[0077]此外，基于上述值求取平均，根據(jù)式(13)求出水頭壓力的血管直徑變化Ad。
[0078]Ad= ( Δ dmsys+Δ dmdia)/2...(13)
[0079]由此，當(dāng)考慮壓力與血管直徑之間的關(guān)系時(shí)，式(14)成立。
[0080](Prsys — Prdia): P *g *h = (dmsysl — dmdial): ( Δ dmsys+Δ dmdia)/2…(14)
[0081]由此，通過式(15)求出水頭壓力(P ?.1ι)(參照?qǐng)D7(B))。
[0082]P.g.h = (Prsys — Prdia).(Δ dmsys+Δ dmdia)/2.(dmsysl — dmdial)...(15)
[0083](c)在上述(a)和(b)的方法中，在使用圖6的大致線性近似區(qū)域這一構(gòu)思的情況下進(jìn)行了計(jì)算，而這里給出更精確地進(jìn)行測(cè)定的方法。首先，根據(jù)圖4的高度H位置處的血管直徑d的時(shí)間變化，計(jì)算血管體積V的時(shí)間變化。一般而言，血管體積V與血管內(nèi)壓和袖帶壓力的壓力差Pt之間的關(guān)系由式(16)表示，因此當(dāng)使用b = 0.03mmHg-l時(shí)，根據(jù)收縮期實(shí)際血壓Prsys與擴(kuò)張期實(shí)際血壓Prdia處的血管體積(Vrsys、Vrdia)的關(guān)系,求出VO和Vmax。由此，能夠根據(jù)血管體積V的時(shí)間變化，計(jì)算出高度H的位置處的血管內(nèi)壓與袖帶壓力的壓力差Pt的時(shí)間變化。
[0084]V = Vmax+ (V0 — Vmax).eb.Pt...(16)
[0085]接著，根據(jù)高度L位置處的血管直徑d的時(shí)間變化,計(jì)算血管體積(Vrsys、Vrdia)的時(shí)間變化，使用式(16)求出血管內(nèi)壓與袖帶壓力之間的壓力差Pt的時(shí)間變化。根據(jù)高度H和L位置處的血管內(nèi)壓與袖帶壓力之間的壓力差Pt的時(shí)間變化，求出各個(gè)位置處的血管內(nèi)壓與袖帶壓力之間的壓力差Pt的平均值的差，將其值設(shè)為水頭壓力(P vh)。或者，分別求出各個(gè)平均收縮期血壓和平均擴(kuò)張期血壓彼此之間的差，并將該差的平均值設(shè)為水頭壓力。如果能夠進(jìn)行水頭壓力(P *g*h)和血管直徑d(血管體積)的換算，則如式(17)所示求出收縮期實(shí)際血壓Prsys與擴(kuò)張期實(shí)際血壓Prdia的血壓差(Prsys — Prdia)。
[0086]Prsys — Prdia = 1/b.log {(Vsys — Vmax) / (Vdia — Vmax)}...(17)
[0087]這里，Vsys為收縮期血管體積、Vdia為擴(kuò)張期血管體積。
[0088]如果能夠計(jì)算出水頭壓力(P.g.h)，則根據(jù)前述關(guān)系，僅測(cè)量血管直徑d，就能得知收縮期實(shí)際血壓Prsys與擴(kuò)張期實(shí)際血壓Prdia之間的血壓差(Prsys — Prdia)。通過在開始始終連續(xù)的測(cè)定前、即在I天的開始時(shí)等進(jìn)行一次水頭壓力(P *g*h)的計(jì)算，能夠進(jìn)行更高精度的測(cè)定。此外，測(cè)定位置高度H與L的高低差h是影響精度的重要參數(shù)，因此，要在相同的位置處進(jìn)行每次測(cè)定。例如將高度H設(shè)為心臟38的位置、將高度L設(shè)為將手腕筆直放下后的位置等，測(cè)定高低差h?；蛘?，也可以使用高精度的氣壓傳感器36等進(jìn)行高度計(jì)算。由此，能夠容易地測(cè)定作為求取水頭壓力時(shí)的一個(gè)要素的高低差。
[0089](血管直徑的測(cè)定方法)
[0090]在測(cè)定血管直徑d的情況下，圖3所示的血管直徑傳感器12的驅(qū)動(dòng)部28如圖2所示地發(fā)送幾M?幾十MHz的脈沖信號(hào)或突發(fā)信號(hào)，利用發(fā)送波和接收部26的接收波測(cè)定來自血管壁的反射波的到達(dá)時(shí)間。假如設(shè)反射波到達(dá)時(shí)間為1.73μ S、活體內(nèi)部的聲速為1500m/s時(shí)，能夠計(jì)算出血管直徑d為2.6_。例如，可以在超聲波的發(fā)送接收中使用壓電元件。此外，作為血管直徑d的測(cè)定方法,公知有如下的回聲跟蹤法(echo tracking method):根據(jù)由超聲波束得到的回聲信號(hào)來追蹤血管壁等。利用回聲跟蹤法，能夠以超聲波的波長(zhǎng)以下的幾μm左右的精度測(cè)量血管壁等的位移。
[0091](血流速度的測(cè)定方法)
[0092]圖8是示出本實(shí)施方式的血流速度傳感器的圖。在測(cè)定血流速度V的情況下，將從圖3所示的血流速度傳感器10的驅(qū)動(dòng)部20發(fā)出的基本波動(dòng)f與接收部26的接收波動(dòng)Γ (參照?qǐng)D2)混合，并由用信號(hào)運(yùn)算部22進(jìn)行檢波，從而僅提取出多普勒位移的頻率分量。在信號(hào)運(yùn)算部22中,根據(jù)該多普勒頻率分量△ f ( = f 一 f')、以及波動(dòng)與燒骨動(dòng)脈14所成的角度Θ，利用式(18)計(jì)算出血流速度V。
[0093]V = ε.Δ f/ (2.f.cos θ )…(18)
[0094]這里，ε是活體內(nèi)部的聲速、f是所輸入的波動(dòng)的頻率、V是血流速度、Θ是橈骨動(dòng)脈14與波動(dòng)所成的角度。實(shí)際上，很難求出波動(dòng)與橈骨動(dòng)脈14所成的角度Θ，因此，為了在波動(dòng)與橈骨動(dòng)脈14所成的角度Θ未知的情況下、也能夠使用圖8所示的多個(gè)血流速度傳感器求出血流速度V，使用這樣的傳感器:該傳感器利用兩個(gè)血流速度傳感器測(cè)定血流的流動(dòng)方向，并能夠發(fā)送并接收與該測(cè)定的血流的流動(dòng)方向成角度Θ和角度Θ — α這兩個(gè)超聲波波動(dòng)。當(dāng)設(shè)兩個(gè)血流速度傳感器所成的角度為α?xí)r，能夠求出波動(dòng)與橈骨動(dòng)脈14所成的角度Θ。S卩，從活體表面相對(duì)于內(nèi)部發(fā)送并接收波動(dòng)的血流速度傳感器10為I對(duì)。當(dāng)設(shè)血流速度傳感器分別接收的多普勒頻率分量為Λ --、Λ H、并且設(shè)兩個(gè)血流速度傳感器所成的角度為α?xí)r，使用式(19)求出Θ。
[0095]Θ = Tarf1 ( Δ f I/ AfO- cos a ) /sin α …(19)
[0096]然后，通過將這里求出的波動(dòng)與橈骨動(dòng)脈14所成的角度Θ代入到式(18)、并將多普勒頻率分量Λ f設(shè)為Λ f = Λ f0而代入到式(18)，由此求出血流速度V。
[0097]例如，為了求出血流速度V，發(fā)送IMHz的脈沖信號(hào)，計(jì)算接收波的多普勒頻率分量Δ f。在多普勒頻率分量AfS0.33kHz且橈骨動(dòng)脈14與波動(dòng)所成的角度Θ為45度時(shí)，能夠計(jì)算出血流速度V為大約50cm/s。根據(jù)以上求出的血管直徑d和血流速度V，計(jì)算每一拍的血壓P。即，如式(4)和(5)所示，按照每一拍，利用超聲波等的波動(dòng)測(cè)定血管直徑d和血流速度V，確定血壓P。式⑷和(5)中的比例常數(shù)(π/8.η.0是通過對(duì)式(6)進(jìn)行變形后的式(20)求出的。
[0098]31 /8.η.C = (Psys — Pdia)/(vsys/dsys2 — vdia/ddia2)...(20)
[0099]由此，根據(jù)式(4)和(5)的關(guān)系按照每個(gè)采樣率或每隔一定間隔計(jì)算血壓P，由此能夠在不加壓的狀態(tài)下實(shí)現(xiàn)穩(wěn)定的持續(xù)血壓測(cè)定。
[0100](簡(jiǎn)便的校正方法)
[0101]比例常數(shù)(π/8.Il.C)反映了大量的活體信息，因此需要以一定程度的間隔進(jìn)行值的校正。此時(shí)，如圖4所示，利用超聲波等的波動(dòng)如前述那樣求出高度H的位置和高度L的位置各自的血管直徑d和血流速度V，通過水頭壓力(P.g.h)與血管直徑d的換算求出收縮期血壓Psys和擴(kuò)張期血壓Pdia之間的血壓差(Psys — Pdia)，由此，即使不進(jìn)行袖帶加壓也能夠適時(shí)地進(jìn)行校正。
[0102](血壓測(cè)定方法和校正值的計(jì)算)
[0103]圖9是示出本實(shí)施方式的血壓測(cè)定方法的圖。首先，在接通開關(guān)37后，如步驟SlO所示，進(jìn)行用于計(jì)算比例常數(shù)(n/8.n - O的校正。步驟S1的具體情況將在后面敘述。
[0104]接著，如步驟S20所示，測(cè)定血管直徑d和血流速度V。關(guān)于測(cè)定方法，使用前述的測(cè)定超聲波反射到達(dá)時(shí)間來測(cè)定血管直徑d的方法、或者通過多普勒法來測(cè)定血流速度V的方法。
[0105]接著，如步驟S30所示，使用通過步驟SlO的校正例程求出的比例常數(shù)來計(jì)算血壓P。還可以求出同一場(chǎng)所、相同時(shí)刻的血管直徑d和血流速度V的時(shí)間變化，計(jì)算血壓P的時(shí)間變化。
[0106]接著，如步驟S40所示，在顯示部34上顯示血壓P。此外，還可以用曲線圖等在顯示部34上對(duì)血壓P進(jìn)行可視化顯示。此外，對(duì)于脈搏也可以同樣進(jìn)行顯示。
[0107]接著，如步驟S50所示，判斷是否需要再次進(jìn)行校正。如果需要?jiǎng)t返回步驟10進(jìn)行校正。如果不需要?jiǎng)t進(jìn)入步驟S60。需要校正的情況例如是指血壓與通常相比變化了±15mmHg以上的情況。此時(shí)，在顯示部34上顯示再次校正的指示。
[0108]接著，如步驟S60所示，判斷是否需要繼續(xù)測(cè)定。如果需要?jiǎng)t返回步驟20測(cè)定血管直徑d和血流速度V。如果不需要?jiǎng)t結(jié)束處理。由此，只需根據(jù)最初使用袖帶型血壓計(jì)測(cè)定的血壓值求出校正系數(shù)，之后就能夠在不使用袖帶型血壓計(jì)的情況下進(jìn)行高精度的血壓測(cè)定，在被測(cè)定者在自由行動(dòng)中始終進(jìn)行血壓測(cè)定的情況下，無需使用袖帶型血壓計(jì)而能夠簡(jiǎn)單地進(jìn)行校正。
[0109]圖10是示出本實(shí)施方式的校正例程的圖。
[0110]在圖10中示出了表示步驟SlO的校正例程的詳細(xì)情況的流程。水頭壓力換算方法(a)的過程如下。首先，如步驟SllO所示，在測(cè)量圖4的高度H位置處的血管直徑d的同時(shí)，計(jì)算平均血管直徑dml。測(cè)定10秒左右的血管直徑變化。
[0111]接著，如步驟S120所示，將手腕移動(dòng)到高度L的位置處。測(cè)定此時(shí)的高度H與L的位置之間的高低差h。另外，也可以使用作為高度位置傳感器部的高精度的氣壓傳感器36(參照?qǐng)D3)等進(jìn)行高度計(jì)算。由此，能夠容易地測(cè)定作為求出水頭壓力時(shí)的一個(gè)要素的聞低差。
[0112]接著,如步驟S130所示,計(jì)算水頭壓力(P.g.h)。
[0113]接著，如步驟S140所示，在測(cè)定血管直徑d和血流速度V的同時(shí)，求出平均血管直徑 dm2。
[0114]接著，如步驟S150所示，計(jì)算高度H和L的位置處的平均血管直徑變化Adm( =dml — dm2)。
[0115]接著，如步驟S160所示，計(jì)算擴(kuò)張期血壓Pdia與收縮期血壓Psys之間的血壓差(Psys - Pdia)。當(dāng)使用圖4的高度H位置處的平均收縮期血管直徑dmsysl和平均擴(kuò)張期血管直徑dmdial時(shí)，對(duì)式(9)進(jìn)行變形，根據(jù)式(21)，計(jì)算擴(kuò)張期血壓Pdia與收縮期血壓Psys之間的血壓差(Psys — Pdia)。
[0116]Psys — Pdia = P.g.h.(dmsysl — dmdial) / Δ dm...(21)
[0117]另外，此時(shí)，所計(jì)算出的擴(kuò)張期實(shí)際血壓Prdia與收縮期實(shí)際血壓Prsys之間的血壓差(Prsys — Prdia)等于擴(kuò)張期血壓Pdia與收縮期血壓Psys之間的血壓差(Psys —Pdia)。
[0118]接著，如步驟S170所示，通過下式計(jì)算比例常數(shù)(π/8.η.C)。通過式(20)，計(jì)算出比例常數(shù)(Ji/8.η.C)。另外，此時(shí)，所計(jì)算出的擴(kuò)張期血壓Pdia與收縮期血壓Psys之間的血壓差(Psys — Pdia)等于擴(kuò)張期實(shí)際血壓Prdia與收縮期實(shí)際血壓Prsys之間的血壓差(Prsys - Prdia)。此外，水頭壓力與血管直徑變化之間的關(guān)系不變，因此，能夠在無袖帶壓力的情況下計(jì)算出擴(kuò)張期血壓Pdia與收縮期血壓Psys之間的血壓差(Psys —Pdia)。由此，能夠容易地校正比例常數(shù)。
[0119]根據(jù)本實(shí)施方式的血壓測(cè)定裝置和血壓測(cè)定方法，能夠在不使用袖帶的情況下簡(jiǎn)單且適時(shí)地進(jìn)行校正，能夠高精度地測(cè)定血壓P。并且，由此能夠提供可佩帶的能夠持續(xù)進(jìn)行測(cè)量的血壓測(cè)定裝置和血壓測(cè)定方法。
【權(quán)利要求】
1.一種血壓測(cè)定裝置，其測(cè)定血管的血壓，其特征在于，該血壓測(cè)定裝置具有: 血流速度傳感器部，其測(cè)定被測(cè)定者的所述血管的血液的速度； 血管直徑傳感器部，其測(cè)定所述血管的血管直徑；以及 血壓運(yùn)算部，其根據(jù)所述血管的血管直徑的平方、以及所述血管的血流速度，運(yùn)算所述血管的血壓。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的血壓測(cè)定裝置，其特征在于， 該血壓測(cè)定裝置包括高度位置傳感器部，該高度位置傳感器部求出第I狀態(tài)與第2狀態(tài)之間的高低差，其中，在所述第I狀態(tài)下，所述血流速度傳感器部或所述血管直徑傳感器部被定位于預(yù)定高度，在所述第2狀態(tài)下，所述血流速度傳感器部或所述血管直徑傳感器部被定位于所述被測(cè)定者的心臟高度， 將由所述高度位置傳感器部測(cè)定的所述高低差作為所述第I狀態(tài)與所述第2狀態(tài)之間的水頭壓力而求出， 在所述第2狀態(tài)下，測(cè)量所述血管的血管直徑、收縮期和擴(kuò)張期的血管直徑，求出第I平均血管直徑、平均收縮期血管直徑、以及平均擴(kuò)張期血管直徑， 在所述第I狀態(tài)下，測(cè)量所述血管的血管直徑、收縮期和擴(kuò)張期的所述血管的血流速度和血管直徑，求出第2平均血管直徑、收縮期血流速度、收縮期血管直徑、擴(kuò)張期血流速度以及擴(kuò)張期血管直徑， 利用所述第I平均血管直徑和所述第2平均血管直徑求出平均血管直徑變化， 利用所述水頭壓力、所述平均血管直徑變化、所述平均收縮期血管直徑以及所述平均擴(kuò)張期血管直徑，運(yùn)算出收縮期血壓與擴(kuò)張期血壓之間的血壓差。
3.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的血壓測(cè)定裝置，其特征在于， 所述血流速度傳感器部由發(fā)送用元件和接收用元件構(gòu)成，所述發(fā)送用元件與所述接收用元件的對(duì)存在多對(duì)，發(fā)送和接收的波動(dòng)的行進(jìn)方向與所述血管的血液的流動(dòng)方向所成的角度對(duì)于每個(gè)對(duì)各不相同。
4.根據(jù)權(quán)利要求1?3中任意一項(xiàng)所述的血壓測(cè)定裝置，其特征在于， 所述血流速度傳感器部利用壓電元件構(gòu)成。
5.一種血壓測(cè)定裝置，其測(cè)定血管的血壓，其特征在于，該血壓測(cè)定裝置具有: 測(cè)定部，其測(cè)定所述血管的血管直徑和所述血管的血流速度；以及 血壓計(jì)算部，其根據(jù)所述血管的血管直徑的平方、以及所述血管的血流速度，計(jì)算所述血管的血壓。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的血壓測(cè)定裝置，其特征在于， 所述血壓計(jì)算部利用常數(shù)來計(jì)算所述血管的血壓。
7.根據(jù)權(quán)利要求5或6所述的血壓測(cè)定裝置，其特征在于， 該血壓測(cè)定裝置具有顯示所述血壓的顯示部。
【文檔編號(hào)】A61B5/0285GK104161547SQ201410391906
【公開日】2014年11月26日 申請(qǐng)日期:2011年5月18日 優(yōu)先權(quán)日:2010年5月19日
【發(fā)明者】真野知典, 橫山敏彥 申請(qǐng)人:精工愛普生株式會(huì)社