血压测量装置的制作方法

本公开涉及一种血压测量装置。

背景技术：

在进行血液透析之际，为确保充分的体外循环血流量，通过外科手术将患者胳膊深处的动脉、皮下静脉连接起来(吻合)而形成分流血管，有了该分流血管以后，血液便不通过毛细血管而是直接从动脉流向静脉。

另一方面，在进行血液透析的过程中，会发生血压下降的情况。因此，优选在进行血液透析的过程中频繁地测量血压。现在，一般采用以下方法测量血压。首先，将腕带缠在无分流血管的胳膊上，让腕带膨胀来压迫动脉并将动脉完全压扁，而让动脉血流暂时停止流动。之后，逐渐减弱腕带的压力，并测量动脉血流再次开始流动时的压力。动脉血流的再次流动，通过来自于动脉血流的杂音(科罗特科夫氏音：korotkoffsounds)或皮肤在动脉上的振动检测出来。利用该方法测量血压时，用腕带压迫动脉让血流暂时停止流动，因此，无法用已形成有用于确保体外循环血流的血管即分流血管的胳膊测量血压。于是，患者必须在让两只胳膊都静止不动的状态下接受血液透析，一只胳膊上形成有用于确保体外循环血流的血管即分流血管，另一只胳膊就是与测量血压的胳膊相反一侧的胳膊，这对于患者来说是极大的痛苦。而且，该方法无法连续地测量血压。

例如，专利文献1中研究的是连续测量血压的方法，这是在不让血液停止流动的情况下测量血压的一种方法。具体而言，将压力敏感体放在胳膊动脉上的皮肤上，再将内部具有自由膨胀收缩的空腔且由布、橡胶、合成树脂等材料制成的柔性袋子放在该压力敏感体上，用由布、橡胶、合成树脂等材料制成的带子固定好柔性袋子，让柔性袋子膨胀，并保证此时所产生的压力不会大到压扁动脉，测量在该状态下传递给压力敏感体的动脉压力(血压)。

专利文献1：国际公开2004/069049号

非专利文献1：mcgee等，《criticalcare》，11卷，5号

非专利文献2：山中源治，《重伤集中保护》(《重傷集中ケア》)，13卷，1号，p.13

非专利文献3：mcgeewt,horswelljl,calderonj:“validationofacontinuouscardiacoutputmeasurementusingarterialpressurewaveforms.”《critcare》,2005年,9卷,p.24-25

技术实现要素：

－发明要解决的技术问题－

然而，在要采用该方法并用形成有分流血管的胳膊测量血压时，用带子和柔性袋子固定好的压力敏感体会伴随着血压在约为一秒的周期内在以收缩期血压为最高值且以舒张期血压为最小值之间变化而上下晃动。因此，由压力敏感体检测的压力变化就会衰减，而无法测量出准确的血压。

另一方面，血压由来自心脏的排血量即心排血量(cardiacoutput)和由于全身的血管末端收缩而形成的末梢循环阻力决定。因此，如果在进行血液透析的过程中血压下降，心排血量就会下降，或者末梢循环阻力就会下降(例如参照非专利文献1)。因此，如果在进行血液透析的过程中测量心排血量和末梢循环阻力，就能够预先知道在进行血液透析的过程中血压的下降情况。实际上，末梢循环阻力是用心排血量除血压而计算得出的，故如果能够测量出心排血量，就能够预先知道在进行血液透析的过程中血压的下降情况。

然而，为测量心排血量，必须经大动脉将导管插入肺的静脉内(例如参照非专利文献2)。因此，事实上，在进行血液透析的过程中，连续地将血压和心排血量都测量出来是不可能的。

测量心排血量的另一方法如下：将导管插入动脉内，由此对测得的动脉波形进行解析(例如参照非专利文献3)。但是，在该方法下也必须将导管直接插入动脉内，因此，事实上，在进行血液透析的过程中，连续地将血压和心排血量都测量出来是不可能的。

－用于解决技术问题的技术方案－

本公开的血压测量装置的一方面是这样的，其包括：压力测量部、固定件以及控制电路，所述固定件将所述压力测量部固定在覆盖分流血管的吻合部的皮肤上不动，来自所述压力测量部的信号输入所述控制电路，所述控制电路对已输入的信号进行处理而计算出分流血管的吻合部内的压力。在上述构成方式下，因为压力测量部不会伴随着吻合部的脉动而晃动，所以能够准确且连续地测量吻合部内的压力。而且，因为吻合部内的压力事实上与动脉压力相等，所以根据该构成方式能够得到动脉波形。

本公开的血压测量装置的一方面可以是这样的，固定件总是将压力测量部与该压力测量部相反一侧的皮肤表面之间的距离保持不变。通常情况下，分流血管的吻合部稳定地存在于前臂的桡骨和尺骨的正上方，故当从吻合部看去桡骨和尺骨位于该吻合部的下方时，吻合部的下壁就不会伴随着吻合部的脉动而晃动，另一方面，吻合部的上壁会上下晃动。因此，通过总是将压力测量部与压力测量部相反一侧的皮肤表面之间的距离保持不变，就能够将压力测量部固定在覆盖分流血管的吻合部的皮肤上不动，准确且连续地测量吻合部内的压力。

本公开的血压测量装置的一方面可以是这样的，固定件是在分流血管的所述吻合部所在的部位处缠在胳膊上的非伸缩性带。

本公开的血压测量装置的一方面可以是这样的，与压力测量部相反一侧的皮肤表面接触的那一部分非伸缩性带的面积比与压力测量部接触的那一部分非伸缩性带的面积宽。根据该构成方式，与压力测量部相反一侧的皮肤表面接触的那一部分非伸缩性带加在胳膊上的压力变低。因此，即使将非伸缩性带缠在胳膊上，也不会阻碍血液在胳膊的静脉中流动。

本公开的血压测量装置的一方面可以是这样的，压力测量部呈平板状。如果让压力测量部呈平板状，就难以损伤吻合部。

本公开的血压测量装置的一方面可以是这样的，压力测量部呈曲面状。如果让压力测量部呈曲面状，且该曲面具有足够大的能够覆盖从皮肤隆起的吻合部的面积，就既能够保护吻合部，又能够测量吻合部的压力。

本公开的血压测量装置的一方面是这样的，能够使其构成方式为：一种压力测量部包括应变式传感器。

本公开的血压测量装置的一方面可以是这样的，控制电路是连续地处理从压力测量部输入的信号，将吻合部内的压力的周期性变化作为连续波形计算出来的控制电路。

本公开的血压测量装置的一方面是这样的，控制电路根据连续波形的极大值计算出吻合部的最高压力，根据连续波形的极小值计算出吻合部的最低压力的控制电路。

本公开的血压测量装置的一方面可以是这样的，控制电路根据连续波形计算出心排血量。利用本公开的血压测量装置，能够得到与将导管插入动脉后测得的动脉波形一样准确的动脉波形，或者能够得到比将导管插入动脉后测得的动脉波形更准确的动脉波形，故通过对动脉波形进行解析，就能够计算出心排血量。

－发明的效果－

根据本公开的血压测量装置，能够连续地进行准确的血压测量，还能够连续地获得准确的动脉波形，从而也能够推测心排血量随时间的变化情况。

附图说明

图1示出血压测量装置之一例。

图2是剖视图，示出传感器的固定例。

图3是剖视图，示出传感器固定部件之一例。

图4是剖视图，示出传感器的固定例。

图5示出血压测量装置的变形例。

图6示出应变式传感器的输出例。

图7用于说明心排血量的计算方法。

具体实施方式

图1中，作为一例，示出在前臂形成有分流血管201的情况。本实施方式中的血压测量装置包括压力测量部即应变式传感器110和固定件即带子120。如图1所示，压力测量部即应变式传感器110利用固定件即带子120固定在患者的分流血管201的吻合部上的皮肤上。分流血管说的是，为从患者的体内取出血液而直接与动脉相连接的静脉。吻合部说的是，与动脉连接的连接部附近的那一部分分流血管。吻合部处的血管内压(吻合部的压力)与血压相等。因此，通过测量吻合部的压力就能够测量血压。吻合部处的血管的厚度为动脉的1/10左右。而且，从解剖学上来看，吻合部位于皮肤的正下方。因此，如图2所示，吻合部由于血管内压而膨胀隆起，比其它部分突出。因此，与动脉相比，吻合部更容易从体外测量血管内压。

另一方面，吻合部远比动脉容易受来自外部的力的影响。因此，如果用于测量血管内压的传感器所呈的形状容易损伤吻合部上的皮肤和吻合部的血管壁，那么，在最坏的情况是，吻合部遭受破坏，导致大量出血，甚至有可能导致患者死亡。因此，理想情况是，应变式传感器的形状呈平板状，或者应变式传感器顺着吻合部的形状弯曲。

图1中，固定件是由非伸缩性材料制成的带子120。在吻合部所在的位置处，将带子120缠在形成有分流血管201的胳膊上，以分流血管201的吻合部不堵塞却已被压扁的状态，将应变式传感器110固定在吻合部上的皮肤上。

通常情况下，分流血管的吻合部稳定地存在于前臂的桡骨和尺骨的正上方，故当从吻合部看去桡骨和尺骨位于该吻合部的下方时，吻合部的下壁不会伴随着吻合部内的压力变化而晃动，另一方面，吻合部的上壁会上下晃动。因此，从吻合部相反一侧的胳膊的皮肤表面到分流血管上的皮肤表面(应变式传感器110的底面)之间的距离d1不变化，在该状态下，分流血管的吻合部内的周期性变化的压力会直接且实时地传递给应变式传感器110，这样一来，就能够准确地测量出吻合部内的压力波形，亦即动脉波形。

可以使带子120的长度能够调节，以便：以分流血管201的吻合部不堵塞却已被压扁的状态，将应变式传感器110固定在吻合部上的皮肤上。

图1中，带子120包括与应变式传感器110接触且宽度较窄的主体部121和宽度比主体部121宽的宽部122。宽部122与胳膊的吻合部相反一侧的部分接触。通过形成宽部122，就能够让带子120压迫吻合部相反一侧的那一部分胳膊的力分散开，从而能够使带子120压迫供固定应变式传感器110的胳膊的这一侧和相反一侧的力减弱。这样一来，就能够难以在带子120的设置部位的上游侧产生淤血，当患者带上该血压测量装置时，会感觉更舒服。需要说明的是，固定件只要能够满足以下要求即可，即，将应变式传感器110固定好，并保证分流血管201的吻合部呈不堵塞却已被压扁的状态，而且，胳膊的与吻合部相反一侧的皮肤表面与应变式传感器110之间的距离不变化即可。因此，固定件并不限于带子，例如，还可以是图3所示、剖面呈开开口朝左的“u”字形的固定部件123等。固定部件123能够由树脂或金属等形成。

压力测量部即应变式传感器110，只要能够检测出分流血管201的吻合部的周期性压力变化，任何部件都可以使用。应变式传感器110尽量优选高灵敏度且低功耗的。例如，能够使用应变灵敏度系数在2以上的应变式传感器，优选在5以上，更优选在10以上，更更优选在20以上。例如，能够使用金属电阻应变式传感器、半导体应变式传感器以及磁应变效应型应变式传感器等。其中，利用了半导体压电电阻的半导体应变式传感器灵敏度高，功耗低，属于优选。而且，平板状应变式传感器110很容易被固定在分流血管201的吻合部上，且分流血管的吻合部遭到破坏的危险性很小，故平板状应变式传感器属于优选。特别是，边长5mm～2cm左右的正方形的小型应变式传感器，容易被固定在分流血管201的吻合部上，属于优选。

还可以由应变式传感器110与其它部件相结合而构成压力测量部。在该情况下，压力测量部能够覆盖从皮肤隆起的吻合部且呈具有曲面的盘状。在进行血液透析的过程中，如果分流血管201的吻合部被具有曲面的盘状盖子覆盖住，就能够使吻合部遭受外力破坏的危险性明显下降。如图4所示，具有曲面的盘状压力测量部150的外表面由塑料盖151形成，内表面由凝胶状液体袋子152形成，应变式传感器110黏接在凝胶状液体袋子152上。凝胶状液体袋子152是容积一定的柔性袋子，但它被封装在由不变形的塑料盖151形成的空间内。因此，事实上，凝胶状液体袋子152呈具有一定宽度的曲面的盘状，覆盖分流血管201的吻合部。因此，黏接在呈具有一定宽度的曲面的盘状的凝胶状液体袋子152上的应变式传感器110与胳膊的相反一侧的皮肤之间的距离d1为一定值，只要凝胶状液体袋子152为不压扁吻合部的状态，压力就会直接从吻合部传递到应变式传感器110。因为应变式传感器110本身呈平板状，所以应变式传感器110不会破坏吻合部。

本实施方式中的压力测量装置包括控制电路130。该控制电路130驱动应变式传感器110，获取来自应变式传感器110的信号，对获取的信号进行处理并计算出吻合部的压力。控制电路130例如具有驱动应变式传感器110的驱动部132和对应变式传感器110的输出信号进行处理的处理部133。

驱动部132只要根据所使用的应变式传感器110的种类选择适当的电路即可。在使用电阻发生变化的应变式传感器的情况下，例如能够使用惠斯通电桥电路。

处理部133例如具有将来自应变式传感器110的信号转换为数字数据的转换电路和对数字数据进行运算处理而计算出吻合部的压力的运算电路等。处理部133还可以具有存储信号数据和处理数据的存储电路、显示结果的显示装置等。在设置有显示装置的情况下，既可以使其仅显示吻合部的压力值，又可以使其不仅显示吻合部的压力值，还一起显示应变式传感器110的输出信号波形。而且，又可以使其不仅显示吻合部的压力值，还一起显示吻合部的压力以外的体温等数据。也可以使其为以下构成方式：即，不在处理部133设置显示部，而是将数据送给安装有电脑等的集中管理装置等，与其它信息一并处理并进行显示。

图1中，示出的是驱动部132和处理部133为一体的控制电路130之例，但还可以如图5所示，将驱动部132和处理部133分开。在该情况下，只要通过无线的方式在驱动部132和处理部133之间进行通信，就很容易将处理部133设置在离患者较远的地方。这样一来，将传感器和所需要的最低限度的驱动电路以及通信电路固定在患者身体的表面上，就能够连续地对血压进行监控。因此，测量血压之际，就能够大幅度地减少给患者造成的负担。不过，还可以通过有线的方式将驱动部132和处理部133连接起来。

图6示出应变式传感器110的输出例。图6中，纵轴表示应变(με)，横轴表示时间(0.1s)。静脉与动脉相吻合的部分即分流血管的吻合部，伴随着心脏的收缩和舒张而一起收缩和扩张。分流血管的吻合部在身体表面附近，其壁较薄，因此来自吻合部的脉波会直接反映到皮肤表面，从而会在皮肤表面上产生微小的应变。因此，将应变式传感器布置在吻合部上的皮肤上来检测皮肤表面的应变，就能够得到与分流血管的吻合部收缩相对应的信号。如图2所示，跟踪布置在分流血管的吻合部上的应变式传感器110的输出信号而描绘出的波形，基本上振幅具有极大值和极小值。能够将该波形看作是动脉压力波形。极大值是由于心脏收缩而产生于分流血管的吻合部的应变，极小值是由于心脏舒张而产生于分流血管的吻合部的应变。因此，动脉压力波形的极大值与分流血管的吻合部的最高压力(与收缩期血压相等)相关，极小值与分流血管的吻合部的最低压力(与舒张期血压相等)相关。

在使用血压测量装置以前，将血压测量装置的应变式传感器放在平面上的台子上。接下来，将一定重量的砝码放在应变式传感器上(此时，加在应变式传感器上的压力为100mmhg)，就能够对应变式传感器的输出进行校对。例如，砝码的底面面积为1cm²，砝码的重量为136g。这样一来，就能够根据将砝码放在应变式传感器上所得到的应变和在一个大气下所发生的应变求出换算系数。

就这样，利用本实施方式中的血压测量装置能够连续地获得动脉压力波形。因此，尽管本实施方式中的血压测量装置是非侵袭性的，利用本实施方式中的血压测量装置却能够持续地监控血压。

一般情况下测量的血压是动脉内的压力。但是，动脉的特性是可能具有较高的内压，因此动脉是与体表相比较深的部分，以便不容易遭受来自外界的物理性质的力的阻碍。因此，为得到动脉脉波，一般情况下都是让血压测量装置强烈地压迫动脉，或者让血压测量装置为动脉侵袭型装置。

另一方面，分流血管的吻合部的位置在皮肤的正下方，其壁厚也是动脉的1/10左右，很薄，且扩张很明显。因此，如果将传感器布置在分流血管的吻合部上，固定好传感器，并使传感器的位置不会伴随着分流血管的吻合部的膨胀和收缩而发生变化，就能够得到与动脉脉波相对应的波形。从而能够从该波形计算出吻合部的与血压相对应的内压。但是，从构造上来看，分流血管的吻合部容易遭受来自外界的物理性质的力的妨碍，一旦遭受妨碍，吻合部破裂等的危险性就高。因此，将发生变化的压力加在吻合部上，或者推压具有突出部的传感器，都不属于优选的做法。故在本实施方式中，使用没有突出部的平板型传感器测量吻合部的压力。在本实施方式中，通过用曲面型压力测量部位覆盖吻合部，来边保护吻合部，边测量吻合部内的压力。

例如，如果是前臂，则用位于桡骨、尺骨与皮肤表面侧之间的静脉形成分流血管。上述桡骨和尺骨起到了承载分流血管的吻合部的硬床的作用，即使从上往下按压膨胀隆起的吻合部，分流血管的吻合部也会被桡骨和尺骨支承着而不会朝下方移动。如果将应变式传感器固定在吻合部上的皮肤上，并保证：像动脉瘤一样膨胀隆起的吻合部在经由应变式传感器的压迫下不堵，却已被经由应变式传感器的压迫压扁的状态下，胳膊的与吻合部相反一侧的皮肤表面与应变式传感器之间的距离不发生变化，吻合部就不会朝下方移动。因此，吻合部内的压力，亦即血压会真实地传递给应变式传感器。如果用具有伸缩性的带子压迫膨胀隆起的吻合部，或者用腕带压迫膨胀隆起的吻合部，应变式传感器的位置就会随着分流血管的吻合部的内压变化而上下移动，故检测出的血压波动就会比实际的血压波动平缓。

使用本实施方式中的血压测量装置，不仅能够持续地监控血压，还能够持续地监控心排血量。

对用本发明的血压测量装置测得的吻合部内压的压力波形(事实上与动脉波形相同)进行解析，并求出心排血量的方法如下所述。首先，将吻合部内压的压力波形的收缩期开始点定为时间t＝0。如果在吻合部内压的压力波形上，设时间t的动脉血液量为v(t)，一次的心排血量(每搏输出量)为sv(t)，流向毛细血管的血流量为q(t)，那么，在收缩期(主动脉瓣开放的那段时间内，图7所示的压力波形上的节点前面的相位)下式(1)成立。

另一方面，假定流向毛细血管的血液量q(t)与血压p(t)成正比，与总末梢循环电阻值r成反比，则式(2)成立。

将式(2)代入式(1)中，即得到式(3)。

如果进一步假定动脉血液量v(t)与血压p(t)成正比，则能得到式(4)。

v(t)＝α×p(t)+vconst…(4)

用t对式(4)的两边微分，则得到式(5)。

将式(5)代入式(3)中，即得到式(6)。

改写式(6)，即得到式(7)。

因此，一次的排血量sv能够用式(8)表示。不过，t1表示产生了图7中的节点时，亦即主动脉瓣关闭时。

另一方面，主动脉瓣关闭后，亦即节点之后，sv(t)＝0，故式(1)能够改写成式(9)。

假定流向毛细血管的血液量q(t)与血压p(t)成正比，与总末梢循环电阻值r成反比，则三者能够用式(10)表示。

将式(10)代入式(9)中，即得到式(11)。

而且，还可以认为：就是在主动脉瓣关闭以后，动脉血液量v(t)也与血压p(t)成正比。也就是说，式(5)在主动脉瓣关闭以后也成立。于是，将式(5)代入式(11)中，即得到式(12)。

用t1到t2这段时间对式(12)的两边积分的话，则得到式(13)。

改写式(13)，即得到式(14)。

将式(14)代入式(8)中，即得到式(15)。

另一方面，根据式(15)，透析前，一次的排血量sv0能够用式(16)表示。

这里，能够从式(15)和式(16)推导出计算sv/sv0的式(17)。

改写式(17)，得到根据sv的初始值sv0求出任一时刻的sv的式(18)。

这里，对给出开始血液透析时的sv0的方法做说明。首先，心排血量co(l/分)能够通过下式(19)由心脏系数求出。

co＝ci×bsa…(19)

这里，bsa表示患者的体表面积(m²)，能够用表示成下式(20)的藤本式求出。

bsa＝[88.83×ht^0.663×bw^0.444]/10000…(20)

ht表示身高(cm)，bw表示体重(kg)，ci表示心脏系数。认为患者的心脏系数ci的值与正常人的心脏系数4.0l/min/m²相等也无妨。这是因为：即使患者患有心力衰竭这样的疾病，体内的水分也会增加，交感神经系统的紧张度也会提高，从而能够确保心脏系数为正常值之故。于是，患者的心排血量能够用下式(21)求出。

co＝4×bsa…(21)

如果设心率为hr，则一次的排血量sv0(ml)就能够用下式(22)表示。

sv0＝1000×co/hr…(22)

将式(19)和式(20)代入式(22)中，即得到式(23)。

sv0＝4000×[88.83×ht^0.663×bw^0.444]/10000/hr…(23)

这里，如果设心跳一次所需的秒数为t2(sec)，心率hr就能够表示成hr＝60/t2。将该hr代入式(22)中，sv就成为1000×co/(60/t2)。而且，sv0为1000×co0/(60/t20)。将上述sv和sv0代入上述的式(18)中，即得到式(24)。

改写式(24)，即能够推导出计算任一时刻的心排血量的式(25)。

而且，透析过程中任一时刻的末梢循环电阻svr(mmhg/l/min)，能够根据下式(26)由平均血压mbp和心排血量co求出。

平均血压mbp能够根据式(27)求出。

图1中示出的是，分流血管形成在患者的前臂部且在前臂部测量血压之例。但是，在分流血管形成在上臂部或下肢等的情况下，同样能够在上述这些部位测量血压。

需要说明的是，求心排血量之际，开始透析血液时，一次的心排血量(每搏输出量)是从心脏系数的标准值计算出来的。但是，开始透析血液时，一次的心排血量(每搏输出量)还可以使用通过胸部超声波检查测得的每位患者的值。

－产业实用性－

本公开的血压测量装置能够连续且准确地测量血压，因此对于在长期治疗过程中或者每次治疗的过程中血压的测量很有用。

－符号说明－

110应变式传感器

111应变式传感器主体

112壳体

113开口部

114上部

115下部

120带子

121主体部

122宽部

123固定部件

130控制电路

132驱动部

133处理部

150压力测量部

151塑料盖

152凝胶状液体袋子

201分流血管