血壓測定裝置制造方法
【專利摘要】本發明提供血壓測定裝置。該血壓測定裝置具有：血流速度傳感器部，其測定被測定者的所述血管的血液的速度；血管直徑傳感器部，其測定所述血管的血管直徑；以及血壓運算部，其根據所述血管的血管直徑的平方、以及所述血管的血流速度，運算所述血管的血壓。
【專利說明】血壓測定裝置
[0001]本申請是申請日為2011年05月18日，申請號為201110129046.X，發明名稱為“血壓測定裝置以及血壓測定方法”的發明專利申請的分案申請。

【技術領域】
[0002]本發明涉及血壓測定裝置以及血壓測定方法。

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


【發明內容】

[0010]本發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用例來實現。
[0011][應用例I]一種血壓測定裝置，其特征在于，該血壓測定裝置具有:血流速度傳感器部，其從被測定者的活體表面相對于活體內部的血液發送并接收波動，檢測該活體內部的血液流動；血流速度傳感器驅動部，其驅動所述血流速度傳感器部；血流速度傳感器信號運算部，其對所述血流速度傳感器驅動部和所述血流速度傳感器部進行控制，求出所述活體內部的血流速度；血管直徑傳感器部，其相對于所述活體內部的血管發送并接收超聲波，檢測該活體內部的血管壁的反射到達時間差；血管直徑傳感器驅動部，其驅動所述血管直徑傳感器部；血管直徑傳感器信號運算部，其對所述血管直徑傳感器驅動部和所述血管直徑傳感器部進行控制，求出所述活體內部的血管直徑；以及血壓信號運算部，其利用所述血流速度傳感器信號運算部和所述血管直徑傳感器信號運算部的運算結果求出所述被測定者的血壓。
[0012]根據該應用例，能夠提供如下的可持續佩戴的血壓測定裝置:該血壓測定裝置只需根據最初使用袖帶型血壓計測定的血壓值求出校正系數，之后就能夠在不使用袖帶型血壓計的情況下高精度地測定血壓，在被測定者在自由行動中持續進行血壓測定的情況下，無需使用袖帶型血壓計而能夠簡單地進行校正。
[0013][應用例2]上述血壓測定裝置的特征在于，所述血壓信號運算部執行如下運算:通過將所述血管直徑換算為水頭壓力來求出所述血壓。
[0014]根據該應用例，看作血管直徑與血壓大致呈線性變化，因此，通過測定血管直徑的時間變化，能夠得到與血壓的時間變化相關的值。
[0015][應用例3]上述血壓測定裝置的特征在于，該血壓測定裝置還包括高度位置傳感器部，在所述被測定者的預定部位被定位于預定高度的第I狀態下，該高度位置傳感器部求出該第I狀態與所述預定部位被定位于所述被測定者的心臟高度的第2狀態之間的所述預定部位的高低差，利用由所述高度位置傳感器部測定的所述高低差，求出所述水頭壓力。
[0016]根據該應用例，能夠容易地測定作為求出水頭壓力時的一個要素的高低差。
[0017][應用例4]上述血壓測定裝置的特征在于，所述血流速度傳感器部由發送用元件和接收用元件構成，而且所述發送用元件與所述接收用元件的對存在多對，發送和接收的波動的行進方向與血液的流動方向所成的角度對于每個對各不相同。
[0018]根據該應用例，即使在血管與波動所成的角度未知的情況下，也能夠求出血流速度。
[0019][應用例5]上述血壓測定裝置的特征在于，所述血流速度傳感器部利用壓電元件構成。
[0020]根據該應用例，由于壓電元件的結構簡單，因此能夠使血流速度傳感器小型化。
[0021][應用例6]—種血壓測定方法，該血壓測定方法測定被測定者的血壓，其中，在將所述被測定者的預定部位定位于預定高度的第I狀態下，所述被測定者的血壓以預定的比例常數與所述預定部位的血流速度除以該預定部位的血管直徑的平方得到的值成比例，該血壓測定方法的特征在于，包括以下步驟:求出所述比例常數的校正步驟；在所述第I狀態下，分別測定所述預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求出所述血壓；對所述血壓進行顯示；以及判斷是否需要校正所述比例常數。
[0022]根據該應用例，能夠提供如下的可持續佩戴的血壓測定裝置中的血壓測定方法:只需根據最初使用袖帶型血壓計測定的血壓值求出校正系數，之后就能夠在不使用袖帶型血壓計的情況下高精度地測定血壓，在被測定者在自由行動中持續進行血壓測定的情況下，無需使用袖帶型血壓計而能夠簡單地進行校正。
[0023][應用例7]上述血壓測定方法的特征在于，所述校正步驟包括以下步驟:在將所述預定部位定位于所述被測定者的心臟高度的第2狀態下，分別測量所述預定部位的血管直徑、以及該預定部位的收縮期和擴張期的血管直徑，求出第I平均血管直徑、平均收縮期血管直徑以及平均擴張期血管直徑；在所述第I狀態下，測定該第I狀態與所述第2狀態之間的所述預定部位的高低差的高低差測定步驟；利用所述高低差求出所述第I狀態與所述第2狀態之間的水頭壓力；在所述第I狀態下，分別測量所述預定部位的血管直徑、以及該預定部位的收縮期和擴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、擴張期血流速度以及擴張期血管直徑；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張期血管直徑，求出收縮期血壓與擴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、所述擴張期血流速度以及所述擴張期血管直徑，求出所述比例常數。
[0024]根據該應用例，能夠容易地校正比例常數。
[0025][應用例8]上述血壓測定方法的特征在于，在所述高低差測定步驟中，由測定所述第I狀態與所述第2狀態之間的所述預定部位的所述高低差的高度位置傳感器部進行測定。
[0026]根據該應用例，能夠容易地測定作為求出水頭壓力時的一個要素的高低差。

【專利附圖】

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

【具體實施方式】
[0039]以下，依照附圖對本實施方式進行說明。另外，以適當放大或縮小的方式顯示所使用的附圖，從而成為能夠識別所要說明的部分的狀態。
[0040]圖1是示出佩戴著本實施方式的血壓測定裝置的狀態的外觀圖。圖2是示出本實施方式的血流速度傳感器和血管直徑傳感器的圖。圖3是示出本實施方式的電路模塊的圖。本實施方式的血壓測定裝置2具有血流速度傳感器10和血管直徑傳感器12。血壓測定裝置2被佩戴于被測定者4 (參照圖4)的手腕部16，測定橈骨動脈(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內側的橈骨動脈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發出的基本波動f與接收波動Γ混合。混合后的波動由血流速度傳感器信號運算部(信號運算部)22進行檢波，從而僅提取出多普勒位移的頻率分量。在信號運算部22中，根據該多普勒頻率分量Af( = f — f')、波動f、f與橈骨動脈14所成的角度Θ計算血流速度V。
[0042]血流速度傳感器10具有血流速度傳感器部18、血流速度傳感器驅動部(驅動部)20和信號運算部22。血流速度傳感器部18從被測定者4的活體表面相對于活體內部的血液發送并接收波動，檢測活體內部的血液流動。血流速度傳感器部18由發射部(發送用元件)24和接收部(接收用元件)26構成。發射部24與接收部26的對存在多對，發送和接收的波動的行進方向與橈骨動脈14所成的角度對于每個對各不相同。驅動部20驅動血流速度傳感器部18。信號運算部22對驅動部20和血流速度傳感器部18進行控制，求出活體內部的血流速度V。血流速度傳感器部18利用壓電元件構成。由此，由于壓電元件的結構簡單，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內側的橈骨動脈14照射超聲波的位置。血管直徑傳感器12發送幾M?幾十MHz的脈沖信號或突發(burst)信號，通過發送波和接收波測定來自橈骨動脈14的壁的反射波的到達時間。血管直徑傳感器部27相對于活體內部的橈骨動脈14發送并接收超聲波,檢測活體內部的橈骨動脈14的壁的反射到達時間差。
[0044]血管直徑傳感器12具有血管直徑傳感器部27、血管直徑傳感器驅動部(驅動部)28以及血管直徑傳感器信號運算部(信號運算部)30。血管直徑傳感器部27由發射部29和接收部31構成。血管直徑傳感器部27相對于活體內部的橈骨動脈14發送并接收超聲波，檢測活體內部的橈骨動脈14的壁的反射到達時間差。驅動部28驅動血管直徑傳感器部27。信號運算部30對驅動部28和血管直徑傳感器部27進行控制，求出活體內部的血管直徑d。
[0045]本實施方式的血壓測定裝置2具有血壓信號運算部32、顯示部34、氣壓傳感器(高度位置傳感器部)36、開關37以及電源部40。血壓信號運算部32使用信號運算部22和信號運算部30的運算結果求出被測定者4的血壓P。顯示部34對被測定者4的血壓P進行顯示。此外，還可以用曲線圖等對血壓P進行可視化顯示。此外，對于脈搏也可以同樣進行顯示。并且，還顯示表示需要校正的內容。氣壓傳感器36對血壓測定裝置2的高度位置進行測定。開關37針對血壓測定裝置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向血壓測定裝置2的各功能部提供電源。在本實施方式中，例如假定為可充電的二次電池。
[0046]圖4是示出本實施方式的血壓測定裝置2的測定位置的圖。圖5是示出本實施方式的施加水頭壓力后的血管直徑d的圖。這里，針對如下方法進行說明:在非侵襲的血壓測定中，在不使用袖帶(壓迫帶)的情況下測定血流速度V和血管直徑d來計算血壓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由在橈骨動脈14中流動的血液粘度η與血管直徑d之比決定，且以下關系成立:血管直徑d越大血管阻力R越小。將C視作常數時，
[0051]R = η.C/d4...(3)。
[0052]當考慮這些關系式而導出血壓P時，被稱為脈波的容積脈波的強度變化實際上是將血液發生脈動時的血管直徑d的變化作為容積變化而捕捉到的，通過測定容積脈波，能夠測定出與血管直徑d相關的值，能夠測定出與血管阻力R相關的值。并且，通過測定血管內的血流速度V，還能夠求出與血流量Q相關的值，由此,能夠測定出血壓P。
[0053]接著，針對收縮期血壓Psys和擴張期血壓Pdia的計算進行說明。收縮期血壓Psys和擴張期血壓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是擴張期血流速度、ddia是擴張期血管直徑。
[0059]圖6是示出本實施方式的血管壁壓力與血管直徑(容積)之間的關系的圖。圖6示出了血管的管律。在現有的基于袖帶加壓的血壓測定中，為了得到示波波形(oscillometric waveform),使用了管律的非線性區域。與此相對,在本實施方式中，使用圖6所示的大致線性近似區域。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，通過測定血管直徑d的時間變化，能夠得到與血壓P的時間變化相關的值。
[0060]接著，針對使用上式計算收縮期血壓Psys和擴張期血壓Pdia的方式進行說明。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下，求出收縮期血流速度vsys、收縮期血管直徑dsys、擴張期血流速度vdia以及擴張期血管直徑ddia。相對于活體內部的血管發送并接收波動，根據血流散射波的多普勒位移量計算收縮期血流速度vsys和擴張期血流速度vdia，根據血管兩壁的反射到達時間差計算收縮期血管直徑dsys和擴張期血管直徑ddia。與此同時，測定血管直徑d的時間變化。根據血管的管律，在未加壓或微加壓時血管直徑d與血管壁壓力(血壓P)大致近似于線性。此時，血管直徑d的時間變化與血壓P的時間變化相似(參照圖6)。
[0061 ] 接著，在從心臟38的位置降低高度h后的狀態的位置L處同樣測定血管直徑d。此時，在設為被測定者4處于穩定狀態時，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的壓力。即，在該狀態下重新測定血管直徑d的時間變化時，能夠得到施加水頭壓力后的血壓P的時間變化(參照圖5)。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)對應的血管直徑d的變化量Ad。通過測定能夠求出收縮期和擴張期時的血管直徑d的變化量，還能夠計算出收縮期血壓Psys與擴張期血壓Pdia之間的血壓差Λ P ( = Psys - Pdia)。如果將該值應用到式(6)，則能夠求出比例常數(π /8.η.0，因此能夠根據式(4)和式(5)計算出收縮期實際血壓Prsys和擴張期實際血壓Prdia。
[0062]血液密度P的個人差異為1.055±0.005g/cm2左右，因此對血壓值的影響為土零點幾mmHg，所以可視為恒定。由此可知:對于水頭壓力(P vh)，只要能夠準確地進行高度測定，就能夠得到準確的值。根據本實施方式，不需要利用袖帶型血壓計等其他血壓計進行校正，而是通過使用水頭壓力，能夠非常簡便地進行校正。并且不需要進行容積脈波的測量，僅通過測定由波動引起的血流速度和血管直徑，就能夠實現血壓的持續測量。
[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，在將本實施方式的血壓測定裝置佩戴于手腕部16的狀態下，在與心臟38的高度相同的高度H的位置處測定血管直徑d的時間變化，并且利用袖帶加壓式血壓計42測定收縮期實際血壓Prsys和擴張期實際血壓Prdia。接著，將手腕放下至高度L的位置，測定血管直徑d的時間變化。由此，能夠計算出水頭壓力的壓力值對應于哪種程度的血管直徑d的變化(參照圖5)。
[0065]圖7是示出本實施方式的袖帶加壓測定值的圖，示出了高度H位置處的袖帶加壓測定值。關于水頭壓力的壓力值對應于哪種程度的血管直徑d的變化的計算，存在下述(a)?(C)的方法。
[0066](a)測量10秒左右的血管直徑d的變化，分別計算圖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)求出與水頭壓力對應的血管直徑變化Ad。
[0069]Ad= Adnr..(8)
[0070]由此，當使用圖4的高度H位置處的平均收縮期血管直徑dmsysl和平均擴張期血管直徑dmdial時，如果考慮壓力與血管直徑之間的關系，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)(參照圖7(A))。
[0073]P.g.h = (Prsys — Prdia).Δ dm/ (dmsysl — dmdial)…(10)
[0074](b)測量10秒左右的血管直徑d的變化，計算圖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，當考慮壓力與血管直徑之間的關系時，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)(參照圖7(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的大致線性近似區域這一構思的情況下進行了計算，而這里給出更精確地進行測定的方法。首先，根據圖4的高度H位置處的血管直徑d的時間變化，計算血管體積V的時間變化。一般而言，血管體積V與血管內壓和袖帶壓力的壓力差Pt之間的關系由式(16)表示，因此當使用b = 0.03mmHg-l時，根據收縮期實際血壓Prsys與擴張期實際血壓Prdia處的血管體積(Vrsys、Vrdia)的關系,求出VO和Vmax。由此，能夠根據血管體積V的時間變化，計算出高度H的位置處的血管內壓與袖帶壓力的壓力差Pt的時間變化。
[0084]V = Vmax+ (V0 — Vmax).eb.Pt...(16)
[0085]接著，根據高度L位置處的血管直徑d的時間變化,計算血管體積(Vrsys、Vrdia)的時間變化，使用式(16)求出血管內壓與袖帶壓力之間的壓力差Pt的時間變化。根據高度H和L位置處的血管內壓與袖帶壓力之間的壓力差Pt的時間變化，求出各個位置處的血管內壓與袖帶壓力之間的壓力差Pt的平均值的差，將其值設為水頭壓力(P vh)。或者，分別求出各個平均收縮期血壓和平均擴張期血壓彼此之間的差，并將該差的平均值設為水頭壓力。如果能夠進行水頭壓力(P *g*h)和血管直徑d(血管體積)的換算，則如式(17)所示求出收縮期實際血壓Prsys與擴張期實際血壓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為擴張期血管體積。
[0088]如果能夠計算出水頭壓力(P.g.h)，則根據前述關系，僅測量血管直徑d，就能得知收縮期實際血壓Prsys與擴張期實際血壓Prdia之間的血壓差(Prsys — Prdia)。通過在開始始終連續的測定前、即在I天的開始時等進行一次水頭壓力(P *g*h)的計算，能夠進行更高精度的測定。此外，測定位置高度H與L的高低差h是影響精度的重要參數，因此，要在相同的位置處進行每次測定。例如將高度H設為心臟38的位置、將高度L設為將手腕筆直放下后的位置等，測定高低差h。或者，也可以使用高精度的氣壓傳感器36等進行高度計算。由此，能夠容易地測定作為求取水頭壓力時的一個要素的高低差。
[0089](血管直徑的測定方法)
[0090]在測定血管直徑d的情況下，圖3所示的血管直徑傳感器12的驅動部28如圖2所示地發送幾M?幾十MHz的脈沖信號或突發信號，利用發送波和接收部26的接收波測定來自血管壁的反射波的到達時間。假如設反射波到達時間為1.73μ S、活體內部的聲速為1500m/s時，能夠計算出血管直徑d為2.6_。例如，可以在超聲波的發送接收中使用壓電元件。此外，作為血管直徑d的測定方法,公知有如下的回聲跟蹤法(echo tracking method):根據由超聲波束得到的回聲信號來追蹤血管壁等。利用回聲跟蹤法，能夠以超聲波的波長以下的幾μm左右的精度測量血管壁等的位移。
[0091](血流速度的測定方法)
[0092]圖8是示出本實施方式的血流速度傳感器的圖。在測定血流速度V的情況下，將從圖3所示的血流速度傳感器10的驅動部20發出的基本波動f與接收部26的接收波動Γ (參照圖2)混合，并由用信號運算部22進行檢波，從而僅提取出多普勒位移的頻率分量。在信號運算部22中,根據該多普勒頻率分量△ f ( = f 一 f')、以及波動與燒骨動脈14所成的角度Θ，利用式(18)計算出血流速度V。
[0093]V = ε.Δ f/ (2.f.cos θ )…(18)
[0094]這里，ε是活體內部的聲速、f是所輸入的波動的頻率、V是血流速度、Θ是橈骨動脈14與波動所成的角度。實際上，很難求出波動與橈骨動脈14所成的角度Θ，因此，為了在波動與橈骨動脈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:該傳感器利用兩個血流速度傳感器測定血流的流動方向，并能夠發送并接收與該測定的血流的流動方向成角度Θ和角度Θ — α這兩個超聲波波動。當設兩個血流速度傳感器所成的角度為α時，能夠求出波動與橈骨動脈14所成的角度Θ。S卩，從活體表面相對于內部發送并接收波動的血流速度傳感器10為I對。當設血流速度傳感器分別接收的多普勒頻率分量為Λ --、Λ H、并且設兩個血流速度傳感器所成的角度為α時，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與橈骨動脈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，發送IMHz的脈沖信號，計算接收波的多普勒頻率分量Δ f。在多普勒頻率分量AfS0.33kHz且橈骨動脈14與波動所成的角度Θ為45度時，能夠計算出血流速度V為大約50cm/s。根據以上求出的血管直徑d和血流速度V，計算每一拍的血壓P。即，如式(4)和(5)所示，按照每一拍，利用超聲波等的波動測定血管直徑d和血流速度V，確定血壓P。式⑷和(5)中的比例常數(π/8.η.0是通過對式(6)進行變形后的式(20)求出的。
[0098]31 /8.η.C = (Psys — Pdia)/(vsys/dsys2 — vdia/ddia2)...(20)
[0099]由此，根據式(4)和(5)的關系按照每個采樣率或每隔一定間隔計算血壓P，由此能夠在不加壓的狀態下實現穩定的持續血壓測定。
[0100](簡便的校正方法)
[0101]比例常數(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行值的校正。此時，如圖4所示，利用超聲波等的波動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和擴張期血壓Pdia之間的血壓差(Psys — Pdia)，由此，即使不進行袖帶加壓也能夠適時地進行校正。
[0102](血壓測定方法和校正值的計算)
[0103]圖9是示出本實施方式的血壓測定方法的圖。首先，在接通開關37后，如步驟SlO所示，進行用于計算比例常數(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，測定血管直徑d和血流速度V。關于測定方法，使用前述的測定超聲波反射到達時間來測定血管直徑d的方法、或者通過多普勒法來測定血流速度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來計算血壓P。還可以求出同一場所、相同時刻的血管直徑d和血流速度V的時間變化，計算血壓P的時間變化。
[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上對血壓P進行可視化顯示。此外，對于脈搏也可以同樣進行顯示。
[0107]接著，如步驟S50所示，判斷是否需要再次進行校正。如果需要則返回步驟10進行校正。如果不需要則進入步驟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，在顯示部34上顯示再次校正的指示。
[0108]接著，如步驟S60所示，判斷是否需要繼續測定。如果需要則返回步驟20測定血管直徑d和血流速度V。如果不需要則結束處理。由此，只需根據最初使用袖帶型血壓計測定的血壓值求出校正系數，之后就能夠在不使用袖帶型血壓計的情況下進行高精度的血壓測定，在被測定者在自由行動中始終進行血壓測定的情況下，無需使用袖帶型血壓計而能夠簡單地進行校正。
[0109]圖10是示出本實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，在測量圖4的高度H位置處的血管直徑d的同時，計算平均血管直徑dml。測定10秒左右的血管直徑變化。
[0111]接著，如步驟S120所示，將手腕移動到高度L的位置處。測定此時的高度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(參照圖3)等進行高度計算。由此，能夠容易地測定作為求出水頭壓力時的一個要素的聞低差。
[0112]接著,如步驟S130所示,計算水頭壓力(P.g.h)。
[0113]接著，如步驟S140所示，在測定血管直徑d和血流速度V的同時，求出平均血管直徑 dm2。
[0114]接著，如步驟S150所示，計算高度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，計算擴張期血壓Pdia與收縮期血壓Psys之間的血壓差(Psys - Pdia)。當使用圖4的高度H位置處的平均收縮期血管直徑dmsysl和平均擴張期血管直徑dmdial時，對式(9)進行變形，根據式(21)，計算擴張期血壓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，所計算出的擴張期實際血壓Prdia與收縮期實際血壓Prsys之間的血壓差(Prsys — Prdia)等于擴張期血壓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，通過下式計算比例常數(π/8.η.C)。通過式(20)，計算出比例常數(Ji/8.η.C)。另外，此時，所計算出的擴張期血壓Pdia與收縮期血壓Psys之間的血壓差(Psys — Pdia)等于擴張期實際血壓Prdia與收縮期實際血壓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系不變，因此，能夠在無袖帶壓力的情況下計算出擴張期血壓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。
[0119]根據本實施方式的血壓測定裝置和血壓測定方法，能夠在不使用袖帶的情況下簡單且適時地進行校正，能夠高精度地測定血壓P。并且，由此能夠提供可佩帶的能夠持續進行測量的血壓測定裝置和血壓測定方法。
【權利要求】
1.一種血壓測定裝置，其測定血管的血壓，其特征在于，該血壓測定裝置具有: 血流速度傳感器部，其測定被測定者的所述血管的血液的速度； 血管直徑傳感器部，其測定所述血管的血管直徑；以及 血壓運算部，其根據所述血管的血管直徑的平方、以及所述血管的血流速度，運算所述血管的血壓。
2.根據權利要求1所述的血壓測定裝置，其特征在于， 該血壓測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狀態與第2狀態之間的高低差，其中，在所述第I狀態下，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定高度，在所述第2狀態下，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定者的心臟高度， 將由所述高度位置傳感器部測定的所述高低差作為所述第I狀態與所述第2狀態之間的水頭壓力而求出， 在所述第2狀態下，測量所述血管的血管直徑、收縮期和擴張期的血管直徑，求出第I平均血管直徑、平均收縮期血管直徑、以及平均擴張期血管直徑， 在所述第I狀態下，測量所述血管的血管直徑、收縮期和擴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、擴張期血流速度以及擴張期血管直徑， 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張期血管直徑，運算出收縮期血壓與擴張期血壓之間的血壓差。
3.根據權利要求1或2所述的血壓測定裝置，其特征在于， 所述血流速度傳感器部由發送用元件和接收用元件構成，所述發送用元件與所述接收用元件的對存在多對，發送和接收的波動的行進方向與所述血管的血液的流動方向所成的角度對于每個對各不相同。
4.根據權利要求1?3中任意一項所述的血壓測定裝置，其特征在于， 所述血流速度傳感器部利用壓電元件構成。
5.一種血壓測定裝置，其測定血管的血壓，其特征在于，該血壓測定裝置具有: 測定部，其測定所述血管的血管直徑和所述血管的血流速度；以及 血壓計算部，其根據所述血管的血管直徑的平方、以及所述血管的血流速度，計算所述血管的血壓。
6.根據權利要求5所述的血壓測定裝置，其特征在于， 所述血壓計算部利用常數來計算所述血管的血壓。
7.根據權利要求5或6所述的血壓測定裝置，其特征在于， 該血壓測定裝置具有顯示所述血壓的顯示部。
【文檔編號】A61B5/0285GK104161547SQ201410391906
【公開日】2014年11月26日 申請日期:2011年5月18日 優先權日:2010年5月19日
【發明者】真野知典, 橫山敏彥 申請人:精工愛普生株式會社