血压测定装置制造方法
【专利摘要】本发明提供血压测定装置。该血压测定装置具有：血流速度传感器部，其测定被测定者的所述血管的血液的速度；血管直径传感器部，其测定所述血管的血管直径；以及血压运算部，其根据所述血管的血管直径的平方、以及所述血管的血流速度，运算所述血管的血压。
【专利说明】血压测定装置
[0001]本申请是申请日为2011年05月18日，申请号为201110129046.X，发明名称为“血压测定装置以及血压测定方法”的发明专利申请的分案申请。
【技术领域】
[0002]本发明涉及血压测定装置以及血压测定方法。
【背景技术】
[0003]现今，作为测定血压的方法，已提出了使用超声波进行测定的方法。例如，在动脉的局部部位，求出最大直径和最小直径，并将这些参数赋予给非线性函数，通过该非线性函数，对所输入的各时刻的直径进行换算，从而运算出关于局部部位的各时刻的压力(例如，参照专利文献I)。
[0004]此外，提出了如下方法:通过超声波检测血流速度、流量或容量等，并通过光波检测脉波速度，将这两个量相关联来计算血压及其变化量(例如，参照专利文献2和3)。
[0005]【专利文献I】日本特开2004-041382号公报
[0006]【专利文献2】日本特开平4-250135号公报
[0007]【专利文献3】日本特开2004-154231号公报
[0008]但是，在如专利文献I?3那样以往使用超声波计算血压值时，需要利用袖带型血压计进行校正。这存在以下不便等，即:在考虑了在24小时自由行动中进行血压测定(24ABPM)或按每一拍进行连续血压测定的情况下，要将袖带始终戴在身上，或者需要将袖带随身携带并适时地使用。而且，这在普通生活中可能很难得到实际应用。
[0009]而且，除了需要利用袖带型血压计进行校正以外，还可能存在需要定期(30分钟?I小时左右)进行该校正的问题。众所周知，一般而言，当根据脉波传播速度估计血压值时，误差概率随着校正间隔变长而变大。这是因为:虽然在短时间内可将血管弹性特性(E0:无压力时的血管弹性模量、Y:特定血管的常数)视为恒定，但在一定时间以上时误差变大。在专利文献I中，根据通过袖带型血压计求出的最高血压Ps和最低血压Pd计算出刚度系数β，但是这与前述的血管弹性模量存在相关性，因此如果为一定时间以上，它的值显然也会发生变化。即，为了连续且持续地求出准确的血压值，仅进行一次校正是不够的，需要每隔一定程度的间隔、例如每隔一个小时左右进行校正。
【发明内容】
[0010]本发明正是为了解决上述课题中的至少一部分而完成的，可作为以下方式或应用例来实现。
[0011][应用例I]一种血压测定装置，其特征在于，该血压测定装置具有:血流速度传感器部，其从被测定者的活体表面相对于活体内部的血液发送并接收波动，检测该活体内部的血液流动；血流速度传感器驱动部，其驱动所述血流速度传感器部；血流速度传感器信号运算部，其对所述血流速度传感器驱动部和所述血流速度传感器部进行控制，求出所述活体内部的血流速度；血管直径传感器部，其相对于所述活体内部的血管发送并接收超声波，检测该活体内部的血管壁的反射到达时间差；血管直径传感器驱动部，其驱动所述血管直径传感器部；血管直径传感器信号运算部，其对所述血管直径传感器驱动部和所述血管直径传感器部进行控制，求出所述活体内部的血管直径；以及血压信号运算部，其利用所述血流速度传感器信号运算部和所述血管直径传感器信号运算部的运算结果求出所述被测定者的血压。
[0012]根据该应用例，能够提供如下的可持续佩戴的血压测定装置:该血压测定装置只需根据最初使用袖带型血压计测定的血压值求出校正系数，之后就能够在不使用袖带型血压计的情况下高精度地测定血压，在被测定者在自由行动中持续进行血压测定的情况下，无需使用袖带型血压计而能够简单地进行校正。
[0013][应用例2]上述血压测定装置的特征在于，所述血压信号运算部执行如下运算:通过将所述血管直径换算为水头压力来求出所述血压。
[0014]根据该应用例，看作血管直径与血压大致呈线性变化，因此，通过测定血管直径的时间变化，能够得到与血压的时间变化相关的值。
[0015][应用例3]上述血压测定装置的特征在于，该血压测定装置还包括高度位置传感器部，在所述被测定者的预定部位被定位于预定高度的第I状态下，该高度位置传感器部求出该第I状态与所述预定部位被定位于所述被测定者的心脏高度的第2状态之间的所述预定部位的高低差，利用由所述高度位置传感器部测定的所述高低差，求出所述水头压力。
[0016]根据该应用例，能够容易地测定作为求出水头压力时的一个要素的高低差。
[0017][应用例4]上述血压测定装置的特征在于，所述血流速度传感器部由发送用元件和接收用元件构成，而且所述发送用元件与所述接收用元件的对存在多对，发送和接收的波动的行进方向与血液的流动方向所成的角度对于每个对各不相同。
[0018]根据该应用例，即使在血管与波动所成的角度未知的情况下，也能够求出血流速度。
[0019][应用例5]上述血压测定装置的特征在于，所述血流速度传感器部利用压电元件构成。
[0020]根据该应用例，由于压电元件的结构简单，因此能够使血流速度传感器小型化。
[0021][应用例6]—种血压测定方法，该血压测定方法测定被测定者的血压，其中，在将所述被测定者的预定部位定位于预定高度的第I状态下，所述被测定者的血压以预定的比例常数与所述预定部位的血流速度除以该预定部位的血管直径的平方得到的值成比例，该血压测定方法的特征在于，包括以下步骤:求出所述比例常数的校正步骤；在所述第I状态下，分别测定所述预定部位的所述血管直径和所述血流速度；利用所述血管直径、所述血流速度和所述比例常数求出所述血压；对所述血压进行显示；以及判断是否需要校正所述比例常数。
[0022]根据该应用例，能够提供如下的可持续佩戴的血压测定装置中的血压测定方法:只需根据最初使用袖带型血压计测定的血压值求出校正系数，之后就能够在不使用袖带型血压计的情况下高精度地测定血压，在被测定者在自由行动中持续进行血压测定的情况下，无需使用袖带型血压计而能够简单地进行校正。
[0023][应用例7]上述血压测定方法的特征在于，所述校正步骤包括以下步骤:在将所述预定部位定位于所述被测定者的心脏高度的第2状态下，分别测量所述预定部位的血管直径、以及该预定部位的收缩期和扩张期的血管直径，求出第I平均血管直径、平均收缩期血管直径以及平均扩张期血管直径；在所述第I状态下，测定该第I状态与所述第2状态之间的所述预定部位的高低差的高低差测定步骤；利用所述高低差求出所述第I状态与所述第2状态之间的水头压力；在所述第I状态下，分别测量所述预定部位的血管直径、以及该预定部位的收缩期和扩张期的血流速度和血管直径，求出第2平均血管直径、收缩期血流速度、收缩期血管直径、扩张期血流速度以及扩张期血管直径；利用所述第I平均血管直径和所述第2平均血管直径求出平均血管直径变化；利用所述水头压力、所述平均血管直径变化、所述平均收缩期血管直径以及所述平均扩张期血管直径，求出收缩期血压与扩张期血压之间的血压差；以及利用所述血压差、所述收缩期血流速度、所述收缩期血管直径、所述扩张期血流速度以及所述扩张期血管直径，求出所述比例常数。
[0024]根据该应用例，能够容易地校正比例常数。
[0025][应用例8]上述血压测定方法的特征在于，在所述高低差测定步骤中，由测定所述第I状态与所述第2状态之间的所述预定部位的所述高低差的高度位置传感器部进行测定。
[0026]根据该应用例，能够容易地测定作为求出水头压力时的一个要素的高低差。
【专利附图】
【附图说明】
[0027]图1是示出佩戴着本实施方式的血压测定装置的状态的外观图。
[0028]图2是示出本实施方式的血流速度传感器和血管直径传感器的图。
[0029]图3是示出本实施方式的电路模块的图。
[0030]图4是示出本实施方式的血压测定装置的测定位置的图。
[0031]图5是示出本实施方式的施加水头压力后的血管直径的图。
[0032]图6是示出本实施方式的血管壁压力与血管直径(容积)之间的关系的图。
[0033]图7是示出本实施方式的袖带加压测定值的图。
[0034]图8是示出本实施方式的血流速度传感器的图。
[0035]图9是示出本实施方式的测定方法的图。
[0036]图10是示出本实施方式的校正例程的图。
[0037]标号说明
[0038]2:血压测定装置；4:被测定者；10:血流速度传感器；12:血管直径传感器；14:桡骨动脉(血管)；16:手腕部；18:血流速度传感器部；20:驱动部(血流速度传感器驱动部)；22:信号运算部(血流速度传感器信号运算部)；24:发射部(发送用元件)；26:接收部(接收用元件)；27:血管直径传感器部；28:驱动部(血管直径传感器驱动部)；29:发射部；30:信号运算部(血管直径传感器信号运算部)；31:接收部；32:血压信号运算部；34:显示部；36:气压传感器(高度位置传感器部)；37:开关；38:心脏；40:电源部；42:袖带加压式血压计。
【具体实施方式】
[0039]以下，依照附图对本实施方式进行说明。另外，以适当放大或缩小的方式显示所使用的附图，从而成为能够识别所要说明的部分的状态。
[0040]图1是示出佩戴着本实施方式的血压测定装置的状态的外观图。图2是示出本实施方式的血流速度传感器和血管直径传感器的图。图3是示出本实施方式的电路模块的图。本实施方式的血压测定装置2具有血流速度传感器10和血管直径传感器12。血压测定装置2被佩戴于被测定者4 (参照图4)的手腕部16，测定桡骨动脉(血管)14的血流速度V和血管直径d，从而求出血压P。
[0041]血流速度传感器10被安装于能够向手腕部16内侧的桡骨动脉14照射超声波的位置。血流速度传感器10将从血流速度传感器10发出的基本波动f与接收波动Γ混合。混合后的波动由血流速度传感器信号运算部(信号运算部)22进行检波，从而仅提取出多普勒位移的频率分量。在信号运算部22中，根据该多普勒频率分量Af( = f — f')、波动f、f与桡骨动脉14所成的角度Θ计算血流速度V。
[0042]血流速度传感器10具有血流速度传感器部18、血流速度传感器驱动部(驱动部)20和信号运算部22。血流速度传感器部18从被测定者4的活体表面相对于活体内部的血液发送并接收波动，检测活体内部的血液流动。血流速度传感器部18由发射部(发送用元件)24和接收部(接收用元件)26构成。发射部24与接收部26的对存在多对，发送和接收的波动的行进方向与桡骨动脉14所成的角度对于每个对各不相同。驱动部20驱动血流速度传感器部18。信号运算部22对驱动部20和血流速度传感器部18进行控制，求出活体内部的血流速度V。血流速度传感器部18利用压电元件构成。由此，由于压电元件的结构简单，因此能够使血流速度传感器小型化。
[0043]血管直径传感器12被安装于能够向手腕部16内侧的桡骨动脉14照射超声波的位置。血管直径传感器12发送几M?几十MHz的脉冲信号或突发(burst)信号，通过发送波和接收波测定来自桡骨动脉14的壁的反射波的到达时间。血管直径传感器部27相对于活体内部的桡骨动脉14发送并接收超声波,检测活体内部的桡骨动脉14的壁的反射到达时间差。
[0044]血管直径传感器12具有血管直径传感器部27、血管直径传感器驱动部(驱动部)28以及血管直径传感器信号运算部(信号运算部)30。血管直径传感器部27由发射部29和接收部31构成。血管直径传感器部27相对于活体内部的桡骨动脉14发送并接收超声波，检测活体内部的桡骨动脉14的壁的反射到达时间差。驱动部28驱动血管直径传感器部27。信号运算部30对驱动部28和血管直径传感器部27进行控制，求出活体内部的血管直径d。
[0045]本实施方式的血压测定装置2具有血压信号运算部32、显示部34、气压传感器(高度位置传感器部)36、开关37以及电源部40。血压信号运算部32使用信号运算部22和信号运算部30的运算结果求出被测定者4的血压P。显示部34对被测定者4的血压P进行显示。此外，还可以用曲线图等对血压P进行可视化显示。此外，对于脉搏也可以同样进行显示。并且，还显示表示需要校正的内容。气压传感器36对血压测定装置2的高度位置进行测定。开关37针对血压测定装置2的各功能部切换来自电源部40的电源供给/切断。电源部40向血压测定装置2的各功能部提供电源。在本实施方式中，例如假定为可充电的二次电池。
[0046]图4是示出本实施方式的血压测定装置2的测定位置的图。图5是示出本实施方式的施加水头压力后的血管直径d的图。这里，针对如下方法进行说明:在非侵袭的血压测定中，在不使用袖带(压迫带)的情况下测定血流速度V和血管直径d来计算血压P。血压P利用血流量Q与血管阻力R的乘积求出。
[0047]P = Q* R- (I)
[0048]其中，血流量Q利用式(2)所示的血管直径d与血流速度V的乘积求出。
[0049]Q= (JI.d2.V)/8 …(2)
[0050]此外，血管阻力R由在桡骨动脉14中流动的血液粘度η与血管直径d之比决定，且以下关系成立:血管直径d越大血管阻力R越小。将C视作常数时，
[0051]R = η.C/d4...(3)。
[0052]当考虑这些关系式而导出血压P时，被称为脉波的容积脉波的强度变化实际上是将血液发生脉动时的血管直径d的变化作为容积变化而捕捉到的，通过测定容积脉波，能够测定出与血管直径d相关的值，能够测定出与血管阻力R相关的值。并且，通过测定血管内的血流速度V，还能够求出与血流量Q相关的值，由此,能够测定出血压P。
[0053]接着，针对收缩期血压Psys和扩张期血压Pdia的计算进行说明。收缩期血压Psys和扩张期血压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)所示地求出收缩期血压Psys与扩张期血压Pdia之间的血压差(Psys — Pdia)。
[0057]Psys — Pdia = π /8.η.C.(vsys/dsys2 — vdia/ddia2)…(6)
[0058]这里，vsys是收缩期血流速度、dsys是收缩期血管直径、vdia是扩张期血流速度、ddia是扩张期血管直径。
[0059]图6是示出本实施方式的血管壁压力与血管直径(容积)之间的关系的图。图6示出了血管的管律。在现有的基于袖带加压的血压测定中，为了得到示波波形(oscillometric waveform),使用了管律的非线性区域。与此相对,在本实施方式中，使用图6所示的大致线性近似区域。在该部分中，可看成血管直径d与血压壁压力(血压P)大致呈线性变化，因此，通过测定血管直径d的时间变化，能够得到与血压P的时间变化相关的值。
[0060]接着，针对使用上式计算收缩期血压Psys和扩张期血压Pdia的方式进行说明。首先，在与心脏38的位置相同的高度H处，即在不需要水头压力校正的状态下，求出收缩期血流速度vsys、收缩期血管直径dsys、扩张期血流速度vdia以及扩张期血管直径ddia。相对于活体内部的血管发送并接收波动，根据血流散射波的多普勒位移量计算收缩期血流速度vsys和扩张期血流速度vdia，根据血管两壁的反射到达时间差计算收缩期血管直径dsys和扩张期血管直径ddia。与此同时，测定血管直径d的时间变化。根据血管的管律，在未加压或微加压时血管直径d与血管壁压力(血压P)大致近似于线性。此时，血管直径d的时间变化与血压P的时间变化相似(参照图6)。
[0061 ] 接着，在从心脏38的位置降低高度h后的状态的位置L处同样测定血管直径d。此时，在设为被测定者4处于稳定状态时，在血管中，与心脏38的位置相比，仅多余地施加了与水头压力相应的压力。即，在该状态下重新测定血管直径d的时间变化时，能够得到施加水头压力后的血压P的时间变化(参照图5)。由此，能够得知与水头压力(P *g*h)(p:血液密度、g:重力加速度)对应的血管直径d的变化量Ad。通过测定能够求出收缩期和扩张期时的血管直径d的变化量，还能够计算出收缩期血压Psys与扩张期血压Pdia之间的血压差Λ P ( = Psys - Pdia)。如果将该值应用到式(6)，则能够求出比例常数(π /8.η.0，因此能够根据式(4)和式(5)计算出收缩期实际血压Prsys和扩张期实际血压Prdia。
[0062]血液密度P的个人差异为1.055±0.005g/cm2左右，因此对血压值的影响为土零点几mmHg，所以可视为恒定。由此可知:对于水头压力(P vh)，只要能够准确地进行高度测定，就能够得到准确的值。根据本实施方式，不需要利用袖带型血压计等其他血压计进行校正，而是通过使用水头压力，能够非常简便地进行校正。并且不需要进行容积脉波的测量，仅通过测定由波动引起的血流速度和血管直径，就能够实现血压的持续测量。
[0063](将水头压力(P.g.h)换算为血管直径d的方法)
[0064]如图4所示，在将本实施方式的血压测定装置佩戴于手腕部16的状态下，在与心脏38的高度相同的高度H的位置处测定血管直径d的时间变化，并且利用袖带加压式血压计42测定收缩期实际血压Prsys和扩张期实际血压Prdia。接着，将手腕放下至高度L的位置，测定血管直径d的时间变化。由此，能够计算出水头压力的压力值对应于哪种程度的血管直径d的变化(参照图5)。
[0065]图7是示出本实施方式的袖带加压测定值的图，示出了高度H位置处的袖带加压测定值。关于水头压力的压力值对应于哪种程度的血管直径d的变化的计算，存在下述(a)?(C)的方法。
[0066](a)测量10秒左右的血管直径d的变化，分别计算图4的高度H、L的位置处的平均血管直径(dml和dm2)。接着,通过式(7)求出平均血管直径(dml、dm2)的变化量Δ dm。
[0067]Δ dm = dm2 — dml...(7)
[0068]通过式(8)求出与水头压力对应的血管直径变化Ad。
[0069]Ad= Adnr..(8)
[0070]由此，当使用图4的高度H位置处的平均收缩期血管直径dmsysl和平均扩张期血管直径dmdial时，如果考虑压力与血管直径之间的关系，则式(9)成立。
[0071](Prsys — Prdia): P.g.h = (dmsysl — dmdial): Δ dm...(9)
[0072]由此，通过式(10)求出水头压力(P.8.1ι)(参照图7(A))。
[0073]P.g.h = (Prsys — Prdia).Δ dm/ (dmsysl — dmdial)…(10)
[0074](b)测量10秒左右的血管直径d的变化，计算图4的高度H和L的位置处的平均收缩期血管直径(dmsysl、dmsys2)和平均扩张期血管直径(dmdial、dmdia2)。接着,通过式(11)和式(12)求出平均收缩期血管直径的变化量(Admsys)和平均扩张期血管直径的变化量(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，根据式(13)求出水头压力的血管直径变化Ad。
[0078]Ad= ( Δ dmsys+Δ dmdia)/2...(13)
[0079]由此，当考虑压力与血管直径之间的关系时，式(14)成立。
[0080](Prsys — Prdia): P *g *h = (dmsysl — dmdial): ( Δ dmsys+Δ dmdia)/2…(14)
[0081]由此，通过式(15)求出水头压力(P ?.1ι)(参照图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，在使用图6的大致线性近似区域这一构思的情况下进行了计算，而这里给出更精确地进行测定的方法。首先，根据图4的高度H位置处的血管直径d的时间变化，计算血管体积V的时间变化。一般而言，血管体积V与血管内压和袖带压力的压力差Pt之间的关系由式(16)表示，因此当使用b = 0.03mmHg-l时，根据收缩期实际血压Prsys与扩张期实际血压Prdia处的血管体积(Vrsys、Vrdia)的关系,求出VO和Vmax。由此，能够根据血管体积V的时间变化，计算出高度H的位置处的血管内压与袖带压力的压力差Pt的时间变化。
[0084]V = Vmax+ (V0 — Vmax).eb.Pt...(16)
[0085]接着，根据高度L位置处的血管直径d的时间变化,计算血管体积(Vrsys、Vrdia)的时间变化，使用式(16)求出血管内压与袖带压力之间的压力差Pt的时间变化。根据高度H和L位置处的血管内压与袖带压力之间的压力差Pt的时间变化，求出各个位置处的血管内压与袖带压力之间的压力差Pt的平均值的差，将其值设为水头压力(P vh)。或者，分别求出各个平均收缩期血压和平均扩张期血压彼此之间的差，并将该差的平均值设为水头压力。如果能够进行水头压力(P *g*h)和血管直径d(血管体积)的换算，则如式(17)所示求出收缩期实际血压Prsys与扩张期实际血压Prdia的血压差(Prsys — Prdia)。
[0086]Prsys — Prdia = 1/b.log {(Vsys — Vmax) / (Vdia — Vmax)}...(17)
[0087]这里，Vsys为收缩期血管体积、Vdia为扩张期血管体积。
[0088]如果能够计算出水头压力(P.g.h)，则根据前述关系，仅测量血管直径d，就能得知收缩期实际血压Prsys与扩张期实际血压Prdia之间的血压差(Prsys — Prdia)。通过在开始始终连续的测定前、即在I天的开始时等进行一次水头压力(P *g*h)的计算，能够进行更高精度的测定。此外，测定位置高度H与L的高低差h是影响精度的重要参数，因此，要在相同的位置处进行每次测定。例如将高度H设为心脏38的位置、将高度L设为将手腕笔直放下后的位置等，测定高低差h。或者，也可以使用高精度的气压传感器36等进行高度计算。由此，能够容易地测定作为求取水头压力时的一个要素的高低差。
[0089](血管直径的测定方法)
[0090]在测定血管直径d的情况下，图3所示的血管直径传感器12的驱动部28如图2所示地发送几M?几十MHz的脉冲信号或突发信号，利用发送波和接收部26的接收波测定来自血管壁的反射波的到达时间。假如设反射波到达时间为1.73μ S、活体内部的声速为1500m/s时，能够计算出血管直径d为2.6_。例如，可以在超声波的发送接收中使用压电元件。此外，作为血管直径d的测定方法,公知有如下的回声跟踪法(echo tracking method):根据由超声波束得到的回声信号来追踪血管壁等。利用回声跟踪法，能够以超声波的波长以下的几μm左右的精度测量血管壁等的位移。
[0091](血流速度的测定方法)
[0092]图8是示出本实施方式的血流速度传感器的图。在测定血流速度V的情况下，将从图3所示的血流速度传感器10的驱动部20发出的基本波动f与接收部26的接收波动Γ (参照图2)混合，并由用信号运算部22进行检波，从而仅提取出多普勒位移的频率分量。在信号运算部22中,根据该多普勒频率分量△ f ( = f 一 f')、以及波动与烧骨动脉14所成的角度Θ，利用式(18)计算出血流速度V。
[0093]V = ε.Δ f/ (2.f.cos θ )…(18)
[0094]这里，ε是活体内部的声速、f是所输入的波动的频率、V是血流速度、Θ是桡骨动脉14与波动所成的角度。实际上，很难求出波动与桡骨动脉14所成的角度Θ，因此，为了在波动与桡骨动脉14所成的角度Θ未知的情况下、也能够使用图8所示的多个血流速度传感器求出血流速度V，使用这样的传感器:该传感器利用两个血流速度传感器测定血流的流动方向，并能够发送并接收与该测定的血流的流动方向成角度Θ和角度Θ — α这两个超声波波动。当设两个血流速度传感器所成的角度为α时，能够求出波动与桡骨动脉14所成的角度Θ。S卩，从活体表面相对于内部发送并接收波动的血流速度传感器10为I对。当设血流速度传感器分别接收的多普勒频率分量为Λ --、Λ H、并且设两个血流速度传感器所成的角度为α时，使用式(19)求出Θ。
[0095]Θ = Tarf1 ( Δ f I/ AfO- cos a ) /sin α …(19)
[0096]然后，通过将这里求出的波动与桡骨动脉14所成的角度Θ代入到式(18)、并将多普勒频率分量Λ f设为Λ f = Λ f0而代入到式(18)，由此求出血流速度V。
[0097]例如，为了求出血流速度V，发送IMHz的脉冲信号，计算接收波的多普勒频率分量Δ f。在多普勒频率分量AfS0.33kHz且桡骨动脉14与波动所成的角度Θ为45度时，能够计算出血流速度V为大约50cm/s。根据以上求出的血管直径d和血流速度V，计算每一拍的血压P。即，如式(4)和(5)所示，按照每一拍，利用超声波等的波动测定血管直径d和血流速度V，确定血压P。式⑷和(5)中的比例常数(π/8.η.0是通过对式(6)进行变形后的式(20)求出的。
[0098]31 /8.η.C = (Psys — Pdia)/(vsys/dsys2 — vdia/ddia2)...(20)
[0099]由此，根据式(4)和(5)的关系按照每个采样率或每隔一定间隔计算血压P，由此能够在不加压的状态下实现稳定的持续血压测定。
[0100](简便的校正方法)
[0101]比例常数(π/8.Il.C)反映了大量的活体信息，因此需要以一定程度的间隔进行值的校正。此时，如图4所示，利用超声波等的波动如前述那样求出高度H的位置和高度L的位置各自的血管直径d和血流速度V，通过水头压力(P.g.h)与血管直径d的换算求出收缩期血压Psys和扩张期血压Pdia之间的血压差(Psys — Pdia)，由此，即使不进行袖带加压也能够适时地进行校正。
[0102](血压测定方法和校正值的计算)
[0103]图9是示出本实施方式的血压测定方法的图。首先，在接通开关37后，如步骤SlO所示，进行用于计算比例常数(n/8.n - O的校正。步骤S1的具体情况将在后面叙述。
[0104]接着，如步骤S20所示，测定血管直径d和血流速度V。关于测定方法，使用前述的测定超声波反射到达时间来测定血管直径d的方法、或者通过多普勒法来测定血流速度V的方法。
[0105]接着，如步骤S30所示，使用通过步骤SlO的校正例程求出的比例常数来计算血压P。还可以求出同一场所、相同时刻的血管直径d和血流速度V的时间变化，计算血压P的时间变化。
[0106]接着，如步骤S40所示，在显示部34上显示血压P。此外，还可以用曲线图等在显示部34上对血压P进行可视化显示。此外，对于脉搏也可以同样进行显示。
[0107]接着，如步骤S50所示，判断是否需要再次进行校正。如果需要则返回步骤10进行校正。如果不需要则进入步骤S60。需要校正的情况例如是指血压与通常相比变化了±15mmHg以上的情况。此时，在显示部34上显示再次校正的指示。
[0108]接着，如步骤S60所示，判断是否需要继续测定。如果需要则返回步骤20测定血管直径d和血流速度V。如果不需要则结束处理。由此，只需根据最初使用袖带型血压计测定的血压值求出校正系数，之后就能够在不使用袖带型血压计的情况下进行高精度的血压测定，在被测定者在自由行动中始终进行血压测定的情况下，无需使用袖带型血压计而能够简单地进行校正。
[0109]图10是示出本实施方式的校正例程的图。
[0110]在图10中示出了表示步骤SlO的校正例程的详细情况的流程。水头压力换算方法(a)的过程如下。首先，如步骤SllO所示，在测量图4的高度H位置处的血管直径d的同时，计算平均血管直径dml。测定10秒左右的血管直径变化。
[0111]接着，如步骤S120所示，将手腕移动到高度L的位置处。测定此时的高度H与L的位置之间的高低差h。另外，也可以使用作为高度位置传感器部的高精度的气压传感器36(参照图3)等进行高度计算。由此，能够容易地测定作为求出水头压力时的一个要素的闻低差。
[0112]接着,如步骤S130所示,计算水头压力(P.g.h)。
[0113]接着，如步骤S140所示，在测定血管直径d和血流速度V的同时，求出平均血管直径 dm2。
[0114]接着，如步骤S150所示，计算高度H和L的位置处的平均血管直径变化Adm( =dml — dm2)。
[0115]接着，如步骤S160所示，计算扩张期血压Pdia与收缩期血压Psys之间的血压差(Psys - Pdia)。当使用图4的高度H位置处的平均收缩期血管直径dmsysl和平均扩张期血管直径dmdial时，对式(9)进行变形，根据式(21)，计算扩张期血压Pdia与收缩期血压Psys之间的血压差(Psys — Pdia)。
[0116]Psys — Pdia = P.g.h.(dmsysl — dmdial) / Δ dm...(21)
[0117]另外，此时，所计算出的扩张期实际血压Prdia与收缩期实际血压Prsys之间的血压差(Prsys — Prdia)等于扩张期血压Pdia与收缩期血压Psys之间的血压差(Psys —Pdia)。
[0118]接着，如步骤S170所示，通过下式计算比例常数(π/8.η.C)。通过式(20)，计算出比例常数(Ji/8.η.C)。另外，此时，所计算出的扩张期血压Pdia与收缩期血压Psys之间的血压差(Psys — Pdia)等于扩张期实际血压Prdia与收缩期实际血压Prsys之间的血压差(Prsys - Prdia)。此外，水头压力与血管直径变化之间的关系不变，因此，能够在无袖带压力的情况下计算出扩张期血压Pdia与收缩期血压Psys之间的血压差(Psys —Pdia)。由此，能够容易地校正比例常数。
[0119]根据本实施方式的血压测定装置和血压测定方法，能够在不使用袖带的情况下简单且适时地进行校正，能够高精度地测定血压P。并且，由此能够提供可佩带的能够持续进行测量的血压测定装置和血压测定方法。
【权利要求】
1.一种血压测定装置，其测定血管的血压，其特征在于，该血压测定装置具有: 血流速度传感器部，其测定被测定者的所述血管的血液的速度； 血管直径传感器部，其测定所述血管的血管直径；以及 血压运算部，其根据所述血管的血管直径的平方、以及所述血管的血流速度，运算所述血管的血压。
2.根据权利要求1所述的血压测定装置，其特征在于， 该血压测定装置包括高度位置传感器部，该高度位置传感器部求出第I状态与第2状态之间的高低差，其中，在所述第I状态下，所述血流速度传感器部或所述血管直径传感器部被定位于预定高度，在所述第2状态下，所述血流速度传感器部或所述血管直径传感器部被定位于所述被测定者的心脏高度， 将由所述高度位置传感器部测定的所述高低差作为所述第I状态与所述第2状态之间的水头压力而求出， 在所述第2状态下，测量所述血管的血管直径、收缩期和扩张期的血管直径，求出第I平均血管直径、平均收缩期血管直径、以及平均扩张期血管直径， 在所述第I状态下，测量所述血管的血管直径、收缩期和扩张期的所述血管的血流速度和血管直径，求出第2平均血管直径、收缩期血流速度、收缩期血管直径、扩张期血流速度以及扩张期血管直径， 利用所述第I平均血管直径和所述第2平均血管直径求出平均血管直径变化， 利用所述水头压力、所述平均血管直径变化、所述平均收缩期血管直径以及所述平均扩张期血管直径，运算出收缩期血压与扩张期血压之间的血压差。
3.根据权利要求1或2所述的血压测定装置，其特征在于， 所述血流速度传感器部由发送用元件和接收用元件构成，所述发送用元件与所述接收用元件的对存在多对，发送和接收的波动的行进方向与所述血管的血液的流动方向所成的角度对于每个对各不相同。
4.根据权利要求1?3中任意一项所述的血压测定装置，其特征在于， 所述血流速度传感器部利用压电元件构成。
5.一种血压测定装置，其测定血管的血压，其特征在于，该血压测定装置具有: 测定部，其测定所述血管的血管直径和所述血管的血流速度；以及 血压计算部，其根据所述血管的血管直径的平方、以及所述血管的血流速度，计算所述血管的血压。
6.根据权利要求5所述的血压测定装置，其特征在于， 所述血压计算部利用常数来计算所述血管的血压。
7.根据权利要求5或6所述的血压测定装置，其特征在于， 该血压测定装置具有显示所述血压的显示部。
【文档编号】A61B5/0285GK104161547SQ201410391906
【公开日】2014年11月26日 申请日期:2011年5月18日 优先权日:2010年5月19日
【发明者】真野知典, 横山敏彦 申请人:精工爱普生株式会社