专利名称：血压检测装置以及血压检测方法
技术领域：
本发明涉及血压检测装置以及血压检测方法。
背景技术：
以往，在非创伤的血压测量中一般使用以下两种方法。第一种方法称为听诊法。在从外部对动脉加压到最高血压值以上之后，缓慢地减压时，血管在特定压力范围内产生可听区域的振动、即所谓柯氏(Korotkoff)音。在听诊法中，将开始产生该柯氏音时的加压压力值作为最高血压值、并将该柯氏音消失时的加压压力值作为最低血压值来确定人的血压。第二种方法为测振法(oscillometry)，该方法使用血管动脉壁的力学特性相对于来自外部的压力呈非线性变化的性质。与心脏的一次搏动相对应地、血管直径发生变动而且其容积也发生改变。该容积变动的状况当然根据血管内的压力(血压)和从外部施加的压力而不同，但也已知对于该内外压力差表现出特别显著的非线性(管定律)。因此，首先当将血管加压到最高血压值以上时，血管闭塞而不发生容积变动。其后当以固定的减压速度缓慢地减压时表现出这样的变动在加压值低于最高血压值的附近，血管的容积开始变动，在平均血压值附近表现出最大的容积变动之后，在最低血压值附近容积变动再次消失。测振法通过在这样的容积变动的消失、变成最大、再次消失这样的一系列过程中同时记录施加压力和当时的血管容积变动，来确定最高血压值、平均血压值、以及最低血压值。例如，提出有如下获得脉搏波形的技术其能够使用设有血压检测应变传感器的脉搏波检测单元，简单且直接地从生物体检测脉搏波(例如，参考专利文献1)。由于所检测出的脉搏波的波长特性具有带陷波(notch)的特异性，因此，如果使用带通滤波器等则能清楚地与噪声区分开，可以利用该脉搏波来检测准确的最高最低血压。专利文献1 日本特开2006-280485号公报在专利文献1中，为了计算出血压值，在从加压到减压的整个过程中记录与心脏的各搏动对应的血管容积变化和当时的施加压力，从容积变化的总体变化状况中提取与收缩期、平均以及舒张期对应的特征，将当时的施加压力分别作为收缩期血压值、平均血压值以及舒张期血压值。即，在专利文献1的基于测振法的血压值确定中，将从血管开始振动的点一直到产生最大变动的点以及容积变动消失的点全部记录下来，如果没有取得血管的全部的容积变动则无法确定血压值。此外，如果减压过程过快则无法知道准确的变动过程，因此，为了能计算出准确的血压值，在减压时，一般而言这一系列过程需要大概20次以上的心搏。设一次心搏的周期为1秒时，该过程大概需要20秒，为了进行准确的血压测量，加上加压过程则大概需要30秒左右的时间。进而将血压值定义为大动脉起始部处的值，如果测量部位的高度与心脏的高度相差IOcm则在血压换算中会产生大约7. 5mmHg的误差，因此，在测量中需要将测量部位保持在心脏的高度。因此，在通常的血压测量的数十秒期间，需要保持测量部位与心脏的高度一致的姿势。如目前市场中的臂式血压计或腕式血压计的使用方法那样，在以例如早晨、白天、 晚间这样一天数次的程度进行使用的频率下，这个问题对于使用者而言还不会成为一个较大的问题。但是，显然伴随着今后人口老龄化等，心脏疾病、脑血管疾病这样的循环系统疾病增加，为了这些疾病的预防以及发病后的康复管理，需要与现在相比更细致的血压管理。为了这个目的需要能够始终佩戴并在需要时随时测量血压的所谓可穿带式血压计。由此，在日常的各种情况下都可以测量血压，但如上所述在现有技术中每次测量血压时需要将身体的位置保持30秒及以上(包含30秒)，这样对于使用者而言存在很大的不便。
发明内容
本发明的目的在于提供一种血压检测装置以及血压检测方法，其与以往相比能够缩短血压测量所需要的时间。本实施方式是一种血压检测装置，其包含加压机构，其对生物体进行按压以压迫血管并且能够使所述压迫的压力逐渐降低；压力传感器，其检测因所述加压机构进行压迫的压力变动而产生的所述血管的压力变动；以及血压计算部，其将表示所述血管的压力变动的波形中出现预定的波形模式时所述加压机构进行压迫的压力作为最高血压值，将表示所述血管的压力变动的波形表现出最大振幅时所述加压机构进行压迫的压力作为平均血压值，并使用所述最高血压值和所述平均血压值来计算最低血压值。本发明的发明人通过实验发现了在表示血管的压力变动的波形中出现了预定的波形模式时的施加压力(加压机构进行压迫的压力)是最高血压值。据此，如果观测是否出现预定波形模式，则可以将观测到预定的波形模式时的施加压力即加压机构进行压迫的压力值作为收缩期血压值(最高血压值)，而不像现有技术中那样对从加压到减压的全过程的血管容积变动进行观测。由此，与以往的血压确定方法相比能够缩短测量时间。此外，在本实施方式中，所述预定的波形模式是表示所述血管的压力变动的波形中的如下波形其表示包含第1极大值以及第2极大值的脉搏波，所述第2极大值比所述第 1极大值大，其中所述第2极大值是所述加压机构进行压迫的压力比该第1极大值时小的情形下的极大值。本发明的发明人通过实验发现在作为预定波形模式测量到如下脉搏波时的施加压力对应于最高血压该脉搏波是表示血管的压力变动的波形中的包含第1极大值以及第 2极大值的波形，该第2极大值是加压机构进行压迫的压力比测量到第1极大值时小的情形下的极大值，所述第2极大值比所述第1极大值大。由此，不但能够容易地检测出预定的波形模式是否出现，而且与以往的血压确定方法相比能够缩短测量时间。此外，在本实施方式中，所述加压机构可以从动脉闭塞时开始缓慢地放开动脉，由此构成血压检测装置。本发明的发明人通过实验发现了在从动脉闭塞时开始缓慢地放开动脉的过程中出现上述预定波形模式。由此，通过加压机构施加压力，使得从施加使动脉闭塞的程度的压力开始缓慢降低压力而放开动脉，从而能使预定的波形模式出现，能容易地提供与以往的血压确定方法相比缩短了测量时间的血压检测装置。
此外，在本实施方式中，所述加压机构可以从动脉放开时开始缓慢地闭塞动脉，由此构成血压检测装置。在以往的血压确定方法中，需要观测从加压到减压的全过程的血管容积变动，因此，需要在通过加压机构使动脉缓慢地闭塞后，缓慢地开放动脉，直到确定血压为止，花费时间。本发明的发明人通过实验发现了在从动脉放开时开始缓慢地闭塞动脉的过程中出现了上述预定的波形模式。据此，能够根据使加压机构动作而缓慢地闭塞动脉的过程中出现的预定的波形模式来求出最高血压值。因此，与以往的血压确定方法相比，能进一步缩短测量时间。此外，在本实施方式中，所述动脉可以是桡骨动脉，由此来构成血压检测装置。在生物体的部位中桡骨动脉位于距离体表较浅位置的部位。进而，由于桡骨动脉的正下方有桡骨，所以可以在不怎么分散的情况下把加压机构的施加压力施加到桡骨动脉上。因此，可以通过加压机构使桡骨动脉闭塞、开放，可靠地检测血压。此外，作为其他实施方式，还可以通过下述步骤来构成血压检测方法对生物体进行按压以压迫血管；使压迫所述血管的压力逐渐降低；检测因压迫所述血管的压力变动而产生的该血管的压力变动；以及将表示所述血管的压力变动的波形中出现预定的波形模式时压迫该血管的压力设为最高血压值，将表示该血管的压力变动的波形表现出最大振幅时压迫该血管的压力作为平均血压值，并使用所述最高血压值和所述平均血压值来计算最低血压值。本发明的发明人通过实验发现了在表示血管的压力变动的波形中出现了预定的波形模式时的施加压力(压迫血管的压力)是最高血压值。据此，如果观测是否出现预定波形模式，则可以将观测到预定的波形模式时的施加压力作为收缩期血压值(最高血压值)， 而不像现有技术中那样对从加压到减压的全过程的血管容积变动进行观测。由此，与以往的血压确定方法相比能够缩短测量时间。
图1是示出如何在腕部佩戴血压检测装置的图。图2是示出如何在腕部佩戴血压检测装置的图。图3是详细示出加压机构的图。图4是示出压力传感器的结构的图。图5是示出控制/显示部的详细图。图6是示出测振法下的各种波形的图，图6㈧示出振动波形 (oscillometricwaveform)，图6 (B)示出微分波形，图6 (C)示出压力信号波形。图7是示出振动波形和其压力波形的图。图8是示出振动波形和其压力波形的图。图9是示出振动波形和其微分波形的图。图10是示出振动波形中的收缩期波形模式的图。图11是说明振动波形中的收缩期波形模式的图。图12示出本实施方式的总体动作的流程图。图13是示出变形例中振动波形的收缩期波形模式的图。
符号说明2、血压检测装置10、加压机构12、压力传感器14、控制/显示部16、桡骨动脉(动脉)18、振动波形20、手腕22、桡骨24、电动机26、泵28、伸缩部29、腕带30、控制信号线31、机壳34、身体组织36、检测部38、压力-电信号转换器40、遮板42、压力信号线44、压力信号波形46、微分波形48、电容器50、放大器52J4、A/D转换器56、CPU58、信号线60、压力信号线62、平滑波形64、收缩期波形模式66、开关68、收缩期血压值70、平均血压波形72、平均血压值74、显示装置76、脉搏波形
具体实施例方式首先说明本发明的发明人的发现内容。本发明的发明人通过实验发现了在表示血管的压力变动的波形中出现了预定的波形模式时的施加压力(加压机构进行压迫的压力)成为最高血压值。据此，如果观测是否出现预定波形模式，就可以将观测到预定的波形模式时的施加压力即加压机构进行压迫的压力值作为收缩期血压值(最高血压值)，而不像现有技术中那样对从加压到减压的全过程的血管容积变动进行观测。由此，与以往的血压确定方法相比能够缩短测量时间。此外，本发明的发明人通过实验发现在作为预定波形模式测量到如下脉搏波时的施加压力对应于最高血压该脉搏波是表示血管的压力变动的波形中的包含第1极大值以及第2极大值的波形，该第2极大值是加压机构进行压迫的压力比测量到第1极大值时小的情形下的极大值，所述第2极大值比所述第1极大值大。由此，不但能够容易地检测出预定的波形模式是否出现，而且与以往的血压确定方法相比能够缩短测量时间。此外，本发明的发明人通过实验发现了在从动脉闭塞时开始缓慢地放开动脉的过程中出现上述预定波形。由此，通过加压机构施加压力，使得从施加使动脉闭塞的程度的压力开始使压力缓慢降低而放开动脉，能使预定的波形模式出现，从而能容易地提供与以往的血压确定方法相比缩短了测量时间的血压检测装置。在以往的血压确定方法中，需要观测从加压到减压的全过程的血管容积变动，因此，需要在通过加压机构使动脉缓慢地闭塞后，缓慢地开放动脉，直到确定血压为止，花费了时间。本发明的发明人通过实验发现了在从动脉放开时到缓慢地闭塞动脉的过程中出现了上述预定的波形模式。据此，能够根据使加压机构动作而缓慢地闭塞动脉的过程中出现的预定的波形模式来求出最高血压值。因此，与以往的血压确定方法相比，能进一步缩短测量时间。此外，在生物体的部位中桡骨动脉是位于距离体表较浅位置的部位。进而，由于桡骨动脉的正下方有桡骨，所以能够在不怎么分散的情况下将加压机构的施加压力施加到桡骨动脉上。因此，可以通过加压机构使桡骨动脉闭塞、开放，可靠地检测血压。然后，使用附图详细说明应用了本发明的实施方式。图1以及图2是示出如何将本实施方式的血压检测装置戴到腕部的图。图1示出从腕外侧观察的状态，图2示出从腕的截面方向观察的状态。
本实施方式的血压检测装置2包含加压机构10、压力传感器12和控制/显示部 14。加压机构10对桡骨动脉(动脉)16施加用于产生振动波形18 (参照图6 (A))的外部压力。加压机构10在按压生物体而压迫血管的同时能够缓慢地减小其压迫压力。压力传感器12观测与各心搏相对的容积变动作为压力变动并转换为电信号，发送到控制/显示部14。控制/显示部14根据所得到的振动信号来执行血压值的运算算法并显示结果。此外，将用于控制施加到桡骨动脉16上的压力的控制信号发送到加压机构10。控制/显示部 14和加压机构10通过由具有柔软性的塑料等构成的腕带四缠绕在手腕上，该腕带四的末端是开放的，并具备由将末端之间连接起来的面搭扣(Magic Fastener (注册商标))等构成的连接单元。如图2所示，手腕20在身体的部位中是动脉(桡骨动脉16)位于体表下3 4mm 的较浅位置的部位。进而，在桡骨动脉16的正下方有桡骨22，这样来自体表的施加压力可以不分散地直接施加到桡骨动脉16上。由此可知，手腕20是适合测量血压的部位。图3是详细示出本实施方式的加压机构10的图。本实施方式的加压机构10包含电动机M、泵沈、伸缩部28、收容各单元的机壳 31。通过从控制/显示部14经由控制信号线30发送的控制信号来控制电动机24。此时，由电动机M驱动的泵26将来自外部的空气送到伸缩部28。伸缩部28通过此时产生的力从桡骨22所在一侧(身体表面)将压力传感器12按压到手腕20表面，能通过身体组织 ；34将压力施加到桡骨动脉16上。伸缩部观的伸缩高度为10mm、底面半径为10mm，是熔接例如3张袋状的圆盘而成的形状。此外，电动机M是直径5mm、长度IOmm的圆筒形，泵沈也是直径5mm高度5mm的圆筒形。图4是示出本实施方式的压力传感器12的结构的图。本实施方式中的压力传感器12包含检测部36、压力-电信号转换器38、遮板40。桡骨动脉16根据外部施加压力与基于心搏的血压之间的关系而发生容积变动。 该容积变动经过身体组织34而由检测部36检测到。检测部36由不可压缩的流体填充，高精度地将经由该流体检测出的变动作为压力变动传递到压力-电信号转换器38。压力-电信号转换器38例如作为电阻值的变化而读取检测出的压力，并转换为电信号，经由压力信号线42传送到控制/显示部14。检测部36例如是一边为15mmX30mm的长方形、厚度为2mm，这样来管理内部的流体的量。此外，为了最大限度地利用压力变动，检测部36的上方(检测部36的与身体组织 34相接的方向的相反侧方向)被固定在遮板40上。此外，压力-电信号转换器38能检测包含通常的人的血压范围在内的压力范围即可，具有例如50KPa以下(包含该值)的范围的检测性能即可。图5是示出本实施方式的控制/显示部14的详细图。本实施方式的控制/显示部14包含电容器48、放大器50、A/D转换器52，54、CPU 56 (血压计算部)。从压力传感器12输出的压力信号经由压力信号线42被输入到控制/显示部14。在控制/显示部14中，压力信号分别作为两个信息被用在两个不同的处理中。其一，用作表示容积变动的信号即振动信号，在通过电容器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，通过A/D转换器52转换为数字信号，经由信号线58输入到 CPU 56。另一方面，来自压力传感器12的压力信号通过压力信号线42被分支，同时在A/D 转换器M中被转换为数字信号，经由压力信号线60输入到CPU 56。血压计算部在从动脉闭塞时到缓慢地放开动脉的过程中，对于从压力传感器12 得到的脉搏波，将其波形中出现预定的波形模式时的压力作为收缩期血压值(最高血压值)，将其波形表现出最大振幅时的压力作为平均血压值。进而，血压计算部根据最高血压值和平均血压值来计算最低血压值(舒张期血压值)。已知在计算舒张期血压值时，在收缩期血压值、平均血压值、以及舒张期血压值之间以下关系式成立。平均血压值=舒张期血压值+(收缩期血压值-舒张期血压值)/3因此，舒张期血压值能够如下式那样进行计算。舒张期血压值=(3 X平均血压值-收缩期血压值)/2在上述实施方式中，血压检测装置2中的血压计算部是通过上述CPU 56处理预定的程序来实现的。(振动波形)图6是例示本实施方式的测振法中的标准血压确定算法的图。图6(A)是从外部施加了图6(C)中示出的压力信号波形44时，CPU 56对压力传感器12检测并在信号线58 上检测出的脉搏波形进行存储并进行了噪声去除等的波形处理之后，作为各波形的峰值点的排列而得到的振动波形18。此外，压力信号波形44也由压力传感器12同时检测出并经由压力信号线60在CPU 56中与振动波形18—起记录。一次心搏对应的容积变动是大约数lOmmV，但由于在放大器50中被放大100倍，所以作为检测波形检测出2 3V的变动。下面是根据基于标准算法即微分法得到的波形数据序列来确定最高血压、最低血压的方法的例子。图6(B)的微分波形46是对振动波形18进行微分而得的波形。在实际处理中是通过对振动波形18的各顶点值的数值序列取各个值的前后差的所谓差分法而得到的波形。在微分波形46中读出与正的最大值对应的点的压力信号波形44的压力值，其与最高血压对应，与负的最大值对应的压力信号波形44的压力值与最低血压值对应。在这个例子中，可以将最高血压值确定为120mmHg，将最低血压值确定为90mmHg。(收缩期波形模式的检测和血压值确定法)图7以及图8是示出本实施方式的振动波形和其压力波形的图。图7的波形分别再次示出了图6的振动波形18、压力信号波形44。进而，图8 (A) 对图7的前半部分即包括收缩期血压值的部分进行放大、图8(B)将图8(A)的波形的虚线部分放大到能够观察到作为预定波形模式的收缩期波形模式64。从图8(B)可以明确，当从外部施加到血管上的压力发生了变化时，与脉搏波相当的血压脉搏波形在收缩期波形模式 64的前后变化为波形A、B、C、D、E0与此相比较，波形C与其他波形不同，能够容易地区分出收缩期波形模式64。具体而言，在波形B中构成波形的多个极大值(图8(B)中是2个) 中，时间序列上前面(加压机构10施加的压力大的一侧)的极大值比时间序列上后面(加压机构10施加的压力小的一侧)的极大值大。但是，如果是波形C，在构成波形的极大值中，时间序列上前面(加压机构10施加的压力大的一侧)的极大值比时间序列上后面(加压机构10施加的压力小的一侧)的极大值小。即，在波形C中构成波形的多个极大值的关系与波形B相反。即，可根据构成波形的极大值的关系是否相反来断收缩期波形模式64。图9是示出本实施方式的振动波形和其微分波形的图。进一步详细说明本实施方式的收缩期波形模式64的提取方法。在图9中微分波形46是对振动波形18进行微分而得到的波形，是收缩期波形模式64较为明显的波形的例子。也可把微分方法替换为例如取信号前后的差分的差分法。根据图9能明确，由于在微分波形46中通常叠加有非常大的噪声，所以通常是消除噪声(平滑化)后进行利用。这可通过所谓移动平均法来实现，所述移动平均法是例如针对某点的信号，对该点及其前后的信号值进行相加，进而除以其数据的个数。但是此时，在进行了处理后，需要将相位还原。在对微分波形46进行了平滑化后的平滑化波形62中斜率为0的点中，观察振动波形18的值为极大值的点a、b、c、d与振动波形18的前后平均值的差时，在图9的例子中， 在波形B中hi > h2，在波形C中h3 < h4。S卩，可见在波形B和波形C间，构成波形的多个极大值的关系相反。而且，根据这个事实，在这个例子中能容易识别出波形C是收缩期波形模式64。另外，通常以上述方法能检测出收缩期波形模式64，但是在实际的例子中，根据减压速度和血压脉搏波形在时间上的关系，有时也不能如这个例子这样明确得到收缩期波形模式64。这种情况是例如在图9中是不生成波形C而从波形B直接生成波形D的情况。在这种情况下，可求出与波形B对应的施加压力即压力传感器12的压力值、以及与波形D对应的施加压力即压力传感器12的压力值，并将其中央值作为收缩期血压值，因此，无损于本方法的能够在不用测量整个振动波形18的情况下确定血压值的便利性。图10是示出本实施方式的振动波形18的收缩期波形模式64的图。关于本实施方式的上述情形，在小型血压测量技术中，收集大量振动波形18，在分析中可见，在施加压力即压力传感器12的压力值与压力信号波形44的收缩期血压值68相等的附近，振动波形 18表现出特有的波形(收缩期波形模式64)。表现出收缩期波形模式64时的施加压力(压力传感器12的压力值)、即收缩期血压值68表现出最高血压值。另外，最高血压值可以设为收缩期波形模式64中在时间序列上前面的极大值时的施加压力，也可以设为在时间序列上后面的极大值时的施加压力。此外，还可以将时间序列上前面的极大值时的施加压力和时间序列上后面的极大值时的施加压力的平均值作为最高血压值。图10的波形不是通过以往的cuff法、而是通过局部按压位于桡骨动脉16的上方 (身体表面)的皮肤的部分的方法，对桡骨动脉16施加压力并使用小型压力传感器12对此时的心搏所对应的血管容积变动的状态进行测量时所观测到的波形。振动波形18表现出最大振幅(平均血压波形70)时的施加压力即压力传感器12的压力值(平均血压值72) 表示平均血压值。这是由于振动波形表现出最大振幅时的施加压力在医学上被定义为平均血压值。图11是说明本实施方式的振动波形18中的收缩期波形模式64的图。图11的左图是在时间序列上示出基于管定律的、随着时间经过的内外压力差与血管截面之间的关系的图。这示出了由于截面积的变化因内外压力差而变化，所以即使是相同的压力变化(脉搏)变化区域也不同，因此传递到压力传感器12的强度不同。此外，在压力传感器12的周边部和中心部施加到血管的压力不同，因此，各自的压力变动的差异呈现为时间差。而且， 其波形的大小由于各自的变化而变得相等并反转。进而，在压力传感器12的周边部和中心部间，即使压力相同所传递的强度也不同。此外，压力传感器12的灵敏度在周边部弱，在中央部强。然后说明基于时间经过的变化。在随时间经过而逐渐降低施加压力时，首先，如图 Il(A)所示，当施加压力大时压力传感器12的中心部处的血管闭塞，因此，不产生压力传感器12的中心部的信号，按照管定律而作为小波形A-I产生进入压力传感器的周边部的信号。然后如图11⑶所示，降低施加压力而使压力传感器12的中心部的血管稍微放开，由此，进入压力传感器12的中心部的信号按照管定律而作为小波形B-2产生。此外，进入压力传感器12的周边部的信号按照管定律而作为中波形B-I并错开小波形B-2而产生。 这是由于压力传感器12接受的周缘部(周边部)的振动与中央部相比，稍早开始移位。然后，如图Il(C)所示，通过进一步降低施加压力来进一步放开压力传感器中心部的血管，由此，进入压力传感器12中心部的信号按照管定律作为中波形C-2而产生。此外，进入压力传感器12周边部的信号按照管定律作为中波形C-I而产生。即作为预定的波形模式，压力传感器12的中心部的波形和周边部的波形几乎相等。然后，如图Il(D)所示，通过进一步降低施加压力来进一步放开压力传感器12的中心部的血管，由此，进入压力传感器12的中心部的信号按照管定律作为大波形D-2而产生。此外，压力传感器12的周边部的信号按照管定律作为小波形D-I而产生。图Il(E)以时间序列对此进行示出。实际波形如图Il(F)所示。图12是示出本实施方式的总体动作的流程图。按照图12的流程图说明总体动作。首先，如步骤SlO所示，血压检测装置2基于控制/显示部14上带有的开关55的按下而开始动作。当检测到开关66被按压时，CPU 56经由控制信号线30向加压机构10指示加压动作开始。加压机构10启动电动机M而使泵沈动作，将空气送到伸缩部观。同时，CPU 56开始测量从压力信号线42、60输入的压力传感器12的压力值。然后，如步骤S20所示，CPU 56判断压力传感器12的压力值是否在预先确定的值， 例如200mmHg以上(包含该值)。当小于200mmHg时(否)，继续判断是否在200mmHg以上 (包含该值)。当为200mmHg以上(包含该值)时(是)，进入步骤S30。然后，如步骤S30所示，在压力传感器12的压力值成为例如200mmHg以上(包含该值)之后，CPU 56经由控制信号线30对加压机构10指示停止加压动作以及开始减压动作。由此，加压机构10内的泵沈停止加压动作，开始减压动作。减压动作以每秒3mmHg的固定减压速度进行。然后，如步骤S40所示，在开始减压动作的同时，CPU 56开始以每秒700次的速率测量从信号线58输入的振动信号。如果该测量的值在时间上连续就能得到振动波形18。 因此，CPU 56与从压力传感器12逐次接收信号并行地将所得信号在存储器(未图示)中展开并生成振动波形18。然后，如步骤S50所示，CPU 56判断所生成的振动波形18的形状。根据判断结果当振动波形18的形状不是图10的收缩期波形模式64时(否)，判断下一个波形。当是收缩期波形模式64时(是)，进入步骤S60。
然后，如步骤S60所示，将表现出这样得到的波形的收缩期波形模式64时的施加压力即压力传感器12的压力值、即收缩期血压值68存储在存储器中。然后，如步骤S70所示，CPU 56判断振动波形18的最大振幅。根据判断结果当振动波形18不是最大振幅时(否)，判断下一个波形。当是最大振幅(是)时，进入步骤S80。然后，如步骤S80所示，CPU 56将振动波形18表现出最大振幅(平均血压波形70) 时的施加压力即压力传感器12的压力值(平均血压值7 存储到存储器中。通过到此为止的过程，CPU 56能够检测出收缩期血压值68和平均血压值72。然后，如步骤S90所示，CPU 56停止对从信号线58输入的振动信号的测量。此外， 经由控制信号线30对加压机构10指示停止减压动作。由此，加压机构10内的泵沈停止减压动作。然后，如步骤SlOO所示，CPU 56通过血压计算部根据收缩期血压值68和平均血压值72计算舒张期血压值(最低血压值)。然后，如步骤SllO所示，CPU 56在得到了收缩期血压值68、舒张期血压值之后，在显示装置74中显示各值，结束一系列动作。根据本实施方式，能用比以前少的时间来确定准确的血压值。此外，当需要一直佩戴时，在可随时测量血压的可穿带式血压计中，即使更加频繁地测量血压也能在不对使用者造成不便的情况下测量血压，能够更细致地管理血压。(变形例)在上述实施方式中，通过降低施加压力，将产生收缩期波形模式64时的施加压力值设为最高血压，但在本变形例中，也可以通过增大施加压力，将产生收缩期波形模式64 时的施加压力值设为最高血压。即，血压计算部在从动脉放开时到缓慢地关闭动脉的过程中，将从压力传感器12得到的脉搏的波形中出现预定的波形模式时的压力设为收缩期血压值(最高血压值)，将其波形表现出最大振幅时的压力设为平均压力值。图13是示出变形例的振动波形的收缩期波形模式的图。图13的下部是在血管上施加的压力值的压力信号波形44、上部是当时检测出的脉搏波形76。脉搏波形76的收缩期波形模式64与其他波形不同。虽然省略了详细的图示，但是在收缩期波形模式64中，构成波形的多个极大值中在时间序列上前面(加压机构10施加的压力小的一侧)的极大值比在时间序列上后面(加压机构10施加的压力大的一侧)的极大值大。但是在收缩期波形模式64的前面的脉搏波形中，构成波形的极大值中在时间序列上前面(加压机构10施加的压力小的一侧)的极大值比在时间序列上后面(加压机构10施加的压力大的一侧) 的极大值小。即，变成了与前述的上述实施方式相反的关系，但与上述实施方式相比没有变化的是收缩期波形模式64中构成波形的多个极大值的关系与收缩期波形模式64之前的脉搏波形中构成波形的多个极大值的关系相反。即，与上述实施方式同样地，可根据构成波形的极大值的关系是否反转来判断收缩期波形模式64。当收缩期波形模式64出现时，下部的压力信号波形44的压力值示出为135，相对于用其他血压计测量的最高血压136表现出非常接近的值。因此，无需像通常的血压计那样进行加压减压便可简便地确定最高血压。另外，在本实施方式的血压计算部中，在从动脉闭塞时开始缓慢放开动脉的过程中，对于从压力传感器12得到的脉搏波，将其波形表现出最大振幅时的压力作为平均血压值，但也可以将其波形表现出最高值时的压力作为平均血压值。
权利要求
1.一种血压检测装置，其包含加压机构，其对生物体进行按压以压迫血管并且能够使所述压迫的压力逐渐降低；压力传感器，其检测因所述加压机构进行压迫的压力变动而产生的所述血管的压力变动；以及血压计算部，其将表示所述血管的压力变动的波形中出现预定的波形模式时所述加压机构进行压迫的压力作为最高血压值，将表示所述血管的压力变动的波形表现出最大振幅时所述加压机构进行压迫的压力作为平均血压值，并使用所述最高血压值和所述平均血压值来计算最低血压值。
2.根据权利要求1所述的血压检测装置，其中，所述预定的波形模式是表示所述血管的压力变动的波形中的如下波形其表示包含第 1极大值以及第2极大值的脉搏波，所述第2极大值比所述第1极大值大，其中所述第2极大值是所述加压机构进行压迫的压力比该第1极大值时小的情形下的极大值。
3.根据权利要求1所述的血压检测装置，其中，所述加压机构从动脉闭塞时开始缓慢地放开动脉。
4.根据权利要求1所述的血压检测装置，其中，所述加压机构从动脉放开时开始缓慢地闭塞动脉。
5.根据权利要求3所述的血压检测装置，其中，所述动脉是桡骨动脉。
6.一种血压检测方法，该方法包含以下步骤对生物体进行按压以压迫血管；使压迫所述血管的压力逐渐降低；检测因压迫所述血管的压力变动而产生的该血管的压力变动；以及将表示所述血管的压力变动的波形中出现预定的波形模式时压迫该血管的压力作为最高血压值，将表示该血管的压力变动的波形表现出最大振幅时压迫该血管的压力作为平均血压值，并使用所述最高血压值和所述平均血压值来计算最低血压值。
全文摘要
血压检测装置和血压检测方法。血压检测装置具备压力传感器(12)；加压机构(10)，其对生物体进行按压以压迫血管并且能够使该压迫压力逐渐降低；以及血压计算部，其对于从压力传感器(12)得到的脉搏波，将其波形中出现预定的波形模式时的压力作为最高血压值，将其波形表现出最大振幅时的压力作为平均血压值，使用最高血压值和平均血压值计算最低血压值。
文档编号A61B5/022GK102379689SQ20111021893
公开日2012年3月21日 申请日期2011年8月1日 优先权日2010年8月2日
发明者杤久保修, 横山敏彦 申请人:公立大学法人横浜市立大学, 精工爱普生株式会社