CN101990445B - 血压推定装置 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种非侵入性的血压推定装置及血压推定方法，其可以根据透析患者的血流音高精度地推定收缩期血压，并且，通过连续地采取血流音，可以连续地推定收缩期血压。该血压推定装置生成使脉搏的上升区间的起点和终点分别对应于扩张期血压和收缩期血压的标准脉搏曲线，将该标准脉搏曲线与根据分流部的血流音得到的血流音功率曲线按照时间轴进行对比，生成血流音功率和推定血压的对应曲线，根据该对应曲线导出收缩期血压推定1次函数，将所测定的血流音功率的最高值输入该1次函数来推定出收缩期血压。

Description

血压推定装置

技术领域

本发明涉及一种通过对透析患者等的被测者的血流音进行测定非侵入性地对被测者的血压值进行推定的装置及方法。

背景技术

例如，在透析中常常会血压突然降低。为了早期发现这种情况，在透析中，有必要频繁地、理想的是连续地对血压进行测定。最一般常用的方法是，通过使用带有腕带的血压计，将腕带卷绕，间歇性、但频繁地对血压进行测量。使用该方法会发生以下问题：测定的最大频率为每隔15分钟，如果超过这个限度就会给患者带来不愉快的感觉，在腕带的下游会发生充血，而且在分流侧和相反侧的上肢都必须卷绕腕带，因此患者因两上肢都被拘束而不快。

这样地进行血压测定，在分流侧和相反侧的上肢进行血压测定的话，患者因两上肢拘束而不愉快，因此，最好在分流侧的上肢连续地对血压进行测定。专利文献1记载了通过红外线多普勒计对分流血流速进行测定并用其推定血压的方法，作为在分流侧的手臂对透析中的血压进行连续地测定的方法。该方法是使用预先测定的分流血流速和血压的关系(比例关系)来推定血压的。在该方法中，红外线必须照射到分流血流的流线的中央。在患者轻微活动手的情况下就难以进行。而且，装置的价钱也较贵。在专利文献2、3中公开了，在透析中对分流形成部位的振动、血流音进行监视，并对分流形成部位的血流状态进行推定的方法。但是，这些方法是对血流量进行测定的方法，并不是对血压进行测定的方法。在专利文献4中公开了，对在透析时使用的分流血管中流动的血液中的压力进行测定，并从其中确定透析监视装置的泵类等产生的振动并将其分离，对脉搏数及血压值进行测定的单元。但是，采取血液的压力在动脉侧很低，难以分离来自装置类的噪音，进一步地，还具有可能引起透析血液的再回流等缺点，测定精度不高。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：日本特开2006-247193号公报

专利文献2：日本特开平10-52490号公报

专利文献3：日本专利第3083378号公报

专利文献4：日本特开2005-27800号公报

发明内容

发明要解决的问题

本发明鉴于所述现有技术的问题点，提供一种非侵入性的血压推定装置及血压推定方法，其可以根据透析患者等的被测者的血流音高精度地推定收缩期血压，并且，通过连续地采取被测者的血流音，可以连续地推定收缩期血压。

解决问题的手段

本发明的发明人等为了解决所述问题进行了锐意的研究，结果发现使用脉搏的上升区间的个人差异较小这个特点，生成使脉搏上升区间的起点和终点分别对应于扩张期血压和收缩期血压的标准脉搏曲线，并将该标准脉搏曲线与通过被测者的血流音而得到的血流音功率曲线按照时间轴对比，生成血流音功率和推定血压的对应曲线，使用该对应曲线，可以根据血流音功率高精度地推定出收缩期血压，从而完成了本发明。

即，本发明如下文所述。

(1)一种血压推定装置，根据基准化模式和推定模式对被测者的血压进行血压推定，包括：血流音功率波形算出单元，在所述基准化模式中，根据被测者的血流音求出血流音功率波形；血压测定单元，在所述基准化模式中，对被测者的基准化用收缩期血压和基准化用扩张期血压进行测定；标准脉搏曲线存储单元，在所述基准化模式中，存储将时间轴和脉压轴标准化了的标准脉搏曲线，所述标准脉搏曲线使预先测定的脉搏的上升区间的起点的时间与脉压、终点的时间与脉压分别为同一数值；第1运算单元，在所述基准化模式中，根据所述血流音功率波形、所述基准化用收缩期血压、所述基准化用扩张期血压以及所述标准脉搏曲线之间的关系，求出表示血流音功率和推定血压的关系的对应曲线；血流音功率测定单元，在所述推定模式中，对被测者的血流音连续地进行测定，并连续地测定血流音功率；第2运算单元，在所述推定模式中，使用所述对应曲线，根据所述连续地测定的血流音功率连续地推定出血压。

所述第1运算单元包括：第3运算单元，使由所述血压测定单元所测定的所述基准化用扩张期血压值和所述基准化用收缩期血压值分别对应于所述标准脉搏曲线的标准化脉压值的最低值和最高值，根据所述标准脉搏曲线生成表示血压值相对于标准化时间的关系的基准化用血压曲线；第4运算单元，将与所述基准化用扩张期血压值和所述基准化用收缩期血压值的测定时刻对应的时刻中的、所述血流音功率波形的上升区间的时间轴标准化，生成表示血流音功率相对于该标准化时间的关系的基准化用血流音功率曲线；第5运算单元，根据同一标准化时间的所述基准化用血压曲线和所述基准化用血流音功率曲线的关系，生成表示所述同一标准化时间的血流音功率和推定血压的关系的所述对应曲线。

(2)如(1)所述的血压推定装置，所述第1运算单元进一步包括：第6运算单元，计算出通过与所述对应曲线上的标准化时间的终点对应的点且与该对应曲线近似的收缩期血压推定1次函数，所述第2运算单元将由所述血流音功率测定单元所测定的血流音功率的最高值输入到所述收缩期血压推定1次函数中，求出收缩期推定血压。

(3)如(2)所述的血压推定装置，所述第6运算单元计算出第1收缩期血压推定1次函数和第2收缩期血压推定1次函数，所述第1收缩期血压推定1次函数是用于在血压推定时血流音功率的最高值低于所述基准化用扩张期血压值和所述基准化用收缩期血压值的测定时刻的血流音功率的最高值的被测者，所述第2收缩期血压推定1次函数是用于在血压推定时血流音功率的最高值高于所述基准化用扩张期血压值和所述基准化用收缩期血压值的测定时刻的血流音功率的最高值的被测者，所述第2运算单元，根据血压推定时的被测者的血流音功率的最高值的变动，使用所述第1收缩期血压推定1次函数或者所述第2收缩期血压推定1次函数来求出收缩期推定血压。

(4)如(3)所述的血压推定装置，所述第6运算单元计算出所述血压推定时血流音功率的最高值下降到规定的阈值以下的被测者用的其它的收缩期血压推定1次函数，所述第2运算单元，在血压推定时的被测者的血流音功率的最高值在所述阈值以下时，使用所述其它的收缩期血压推定1次函数代替所述第1收缩期血压推定1次函数来求出收缩期推定血压。

(5)如(4)所述的血压推定装置，所述其它的收缩期血压推定1次函数是，在血流音功率的最高值为所述阈值时与第1收缩期血压推定1次函数具有交点、与血流音功率的最高值在所述阈值以下的范围的对应曲线近似的函数。

(6)如(3)～(5)中的任意一项所述的血压推定装置，所述第1收缩期血压推定1次函数是，将与在所述第5运算单元所得到的对应曲线上的标准化时间的起始点为0、终点为1时的5/12以上7/12以下之间的标准化时间对应的点、和与9/12以上11/12以下之间的标准化时间对应的点连结起来的具有斜率的直线，所述第2收缩期血压推定1次函数是，将与所述第5运算单元所得到的对应曲线上的标准化时间的终点对应的点、和与在所述标准化时间起点为0、终点为1时的9/12以上11/12以下之间的标准化时间对应的点连结起来的具有斜率的直线。

(7)如(2)～(5)中的任意一项所述的血压推定装置，在由所述第1运算单元进行的血压推定中多次实施求出所述收缩期血压推定1次函数的运算，对该收缩期血压推定1次函数进行修正。

(8)如(1)～(5)中的任意一项所述的血压推定装置，所述血压推定装置进一步包括：模式设定单元，设定所述基准化模式和所述推定模式中的某一个；信息输入单元，至少输入所述基准化用扩张期血压值、所述基准化用收缩期血压值、所述标准脉搏曲线的各个数据；信息输出单元，至少输出推定血压值；血压值存储单元，存储所述基准化用扩张期血压值和基准化用收缩期血压值。

(9)如(1)～(5)中的任意一项所述的血压推定装置，所述标准脉搏曲线的生成所使用的脉搏是从多个不确定的被测者处得到的多个脉搏的平均脉搏。

(10)如(1)～(5)中的任意一项所述的血压推定装置，所述标准脉搏曲线的生成所使用的脉搏是被血压推定的所述被测者的脉搏。

发明的效果

采用本发明，根据被测者的血流音可以高精度地、连续地推定收缩期血压，因此，可以早期地检测出例如透析中产生的透析患者的急剧的血压降低。

附图说明

图1是基准化模式的处理流程图。

图2是收缩期血压推定模式的处理流程图。

图3是对血流音功率进行测定的流程图。

图4是示出透析中的被测者的血流音的一个实例的图。

图5是示出血流音功率一个实例的图。

图6是示出血流音功率的平均最高值一个实例的图。

图7是血流音测定单元的示意图。

图8是示出从透析开始到结束的被测者的血流音的一个实例的图。

图9是示出采用示波法的间歇的血压测定值的图表。

图10是示出根据图8的血流音求出的血流音功率的最高值的变化的图。

图11是收缩期血压和血流音功率的最高值的相关图。

图12是收缩期血压推定1次函数的计算处理流程图。

图13是示出脉搏的图。

图14是示出标准脉搏曲线的图。

图15是示出基准化用血压曲线的图。

图16是表示血流音功率波形和时间的关系的示意图。

图17是示出基准化用血流音功率曲线的图。

图18是在相同标准化时间，基准化用血压曲线和基准化用血流音功率曲线重叠对照的图。

图19是示出推定血压和血流音功率的对应曲线的图。

图20是表示第1收缩期血压推定1次函数的斜率的图。

图21是表示在标准化时间确定第1收缩期血压推定1次函数的斜率的区间的图。

图22是表示透析患者1的第1收缩期血压推定1次函数、回归曲线、血压·血流音功率的对应曲线的图。

图23是表示透析患者1的实测血压值和推定血压值的对应性的图。

图24是表示透析患者2的第1收缩期血压推定1次函数、回归曲线、血压·血流音功率的对应曲线的图。

图25是表示透析患者2的实测血压值和推定血压值的对应性的图。

图26是表示透析患者3的第1收缩期血压推定1次函数、回归曲线、血压·血流音功率的对应曲线的图。

图27是表示透析患者3的实测血压值和推定血压值的对应性的图。

图28是表示第2收缩期血压推定1次函数的斜率的图。

图29是表示在标准化时间确定第2收缩期血压推定1次函数的斜率的区间的图。

图30是表示透析患者4的第1收缩期血压推定1次函数、回归曲线、血压·血流音功率的对应曲线的图。

图31是表示透析患者4的实测血压值和推定血压值的对应性的图。

图32是表示透析患者5的第2收缩期血压推定1次函数、回归曲线、血压·血流音功率的对应曲线的图。

图33是表示透析患者5的实测血压值和推定血压值的对应性的图。

图34是表示透析患者6的第1收缩期血压推定1次函数、回归曲线、血压·血流音功率的对应曲线的图。

图35是表示透析患者6的实测血压值和推定血压值的对应性的图。

图36是表示透析患者7的第1收缩期血压推定1次函数、回归曲线、血压·血流音功率的对应曲线的图。

图37是表示透析患者7的实测血压值和推定血压值的对应性的图。

图38是表示其它的收缩期血压推定1次函数的斜率的图。

图39是表示在标准化时间确定其它的收缩期血压推定1次函数的斜率的区间的图。

图40是表示透析患者6的其它的收缩期血压推定1次函数、回归曲线、血压·血流音功率的对应曲线的图。

图41是表示透析患者6的实测血压值和推定血压值的对应性的图。

图42是表示透析患者7的其它的收缩期血压推定1次函数、回归曲线、血压·血流音功率的对应曲线的图。

图43是表示透析患者7的实测血压值和推定血压值的对应性的图。

图44是装置的构成图。

图45是使用柯氏音时的装置的构成图。

符号说明

2201 血压推定装置

2202 血流音测定单元

2206 运算单元

2207 存储单元

具体实施方式

下面，参照附图对本发明的血压推定装置的实施形态进行说明，但本发明并不限定于此。本申请包括：求出收缩期血压推定1次函数的基准化模式，该收缩期血压推定1次函数基于血流音功率和脉搏的关系根据血流音来推定收缩期血压；推定模式，使用所述收缩期血压推定1次函数，根据血流音功率的最高值推定出收缩期血压，图1示出基准化模式的处理，图2示出收缩期血压推定模式的处理内容。

在基准化模式中，如图1所示，首先通过测定基准化用血流音的步骤101求出基准化用血流音功率波形102。同时通过测定基准化用的血压的步骤103，求出基准化用的收缩期血压值和扩张期血压值104。通过根据预先准备的标准脉搏曲线105、基准化用血流音功率波形102、基准化用收缩期血压值和基准化用扩张期血压值104，计算用于推定收缩期血压的血压推定1次函数的步骤106，求出收缩期血压推定1次函数107。

在收缩期血压推定模式中，如图2所示，通过测定血流音的步骤201，求出血流音功率的最高值202，再通过步骤204求出收缩期推定血压205，步骤204是指使用基准化模式所计算出的所述收缩期血压推定1次函数203并根据血流音功率的最高值202推定出收缩期血压的步骤。

图3是关于通过测定血流音的步骤201来求出血流音功率的最高值202的处理内容的流程图，应用于作为图4所示的被测者的透析患者的分流部的血流音时，各步骤的输出例如图5所示。首先，在步骤301中计算图4的被测定的血流音的血流音功率。在特定的频带区中混入有噪音时，可以将血流音分割为多个频带区，只使用不包括所述特定的频带的频带区的血流音信号来计算血流音功率。图5中的实线是，在采样的8kHz的血流音中提取出0.75kHz至1.75kHz的频带区，以10m秒的间隔，对50m秒的区间中的分流声波的振幅的平方和进行计算并绘图时的血流音功率。然后，通过检测所述血流音功率的最高值的步骤302，求出图5的虚线圆圈中的血流音功率的最高值。进一步地，通过使所述血流音功率的最高值平均化的步骤303，对某时间区间(后文称为音框宽度(フレ一ム幅))所含有的各血流音功率的最高值，按某个时间周期(后文称为音框平移(フレ一ムシフト))求出各自的平均值。对于30分钟的透析患者的分流部的血流音，设音框宽度为30秒、音框平移为10秒时的平均最高值的实例如图6所示。这里图6的波形是这样生成的，如图7所示，将从听诊器的听胸器703输入的分流部的血流音在电容式传声器704中变换为电信号，再在传声放大器705中放大之后，在A、D转换器706中数字化，再在个人计算机707中进行处理并计算出。图6的横轴表示时间，纵轴表示血流音功率的平均最高值的对数化。作为本实施例的听诊器以外的声波检测部，理想的是，例如接触面积、接触压难以根据人体的接触部的形状、动作变化的小型、轻量的传导传声器、硅传声器等。在图7中，根据由个人计算机数字化的血流音来计算血流音功率的最高值，但也可以通过电路将模拟信号的血流音变换为血流音功率或者血流音功率的最高值，然后再数字化并进行必要的处理。

1个透析患者(后文称为透析患者)的透析时间中的血流音波如图8所示，同时使用示波法间歇性地测定10次的血压值如图9所示。图10是通过图3的处理流程对图8的血流音波进行处理的结果。即，从8kHz的采样血流音数据中提取0.75kHz至1.75kHz的频带，对于50m秒的区间，每10m秒计算分流声波的振幅的平方和作为血流音功率，检测其最高值，设音框宽度为30秒、音框平移为10秒，进行平均化处理，表示其对数值。在透析开始后大约30分的时间点，血压大大降低是因为进行了瓦尔萨尔瓦氏试验。

图11是图8的收缩期血压和其对应时刻的血流音功率的最高值(30秒平均值)的散布图。求出收缩期血压和血流音功率的最高值的相关系数为0.99，可知其具有高的相关性。因此，预先已知与多次的血压值相对应的时刻的血流音功率的最高值，如果可以计算出收缩期血压和血流音功率的最高值的回归线，就能够根据血流音功率的最高值推定出收缩期血压。本申请涉及一种根据与一次的血压测定值对应的时刻的血流音功率和标准的脉搏波形，计算出相当于回归线的收缩期血压推定1次函数，再根据血流音功率的最高值推定出收缩期血压的装置。

图12示出根据1次的基准化用血压测定值(基准化用收缩期血压值、基准化用扩张期血压值)、与其相对应的时刻的基准化用血流音功率波形、标准脉搏曲线，计算出所述收缩期血压推定1次函数的处理流程。前提是，预先截取图13所示的脉搏的上升区间，将其做成标准化波形(后文称为标准脉搏曲线)，使得如图14所示分别在时间轴方向和压力方向最小值为0、最大值为1。脉搏可以使用如欧姆龙-科林公司的“BP-608E”等医疗用测定器测定。虽然理想的是对每个血压推定的对象都准备标准脉搏曲线，但是所述医疗设备还没有广泛地普及，这种做法并不现实，由于脉搏的上升区间的波形因人产生的偏差较小，所以可以事前测定多人的脉搏再将其上升区间的平均值做成标准脉搏曲线。

首先，在步骤1201中，如图15所示，使标准脉搏曲线的标准化脉压值的最高值、即脉压值1.0对应于基准化用收缩期血压值，使标准脉搏曲线的标准化脉压值的最低值、即脉压值0.0对应于基准化用扩张期血压值。如图13所示，脉搏虽然示出血压的变动，但没有示出血压值。因此，将另外测定的基准化用收缩期血压值和基准化用扩张期血压值分别与脉搏的最高值和最低值对应，以使脉搏带有血压值。即，设对应前的脉搏(标准脉搏曲线)为p、对应后的血压波(基准化用血压曲线)为P，则

P＝(基准化用扩张期血压值)+(基准化用收缩期血压值-基准化用扩张期血压值)×p后文，将对应附加有基准化用血压值的标准脉搏曲线称为基准化用血压曲线。

然后，在步骤1202中，通过图3的处理流程，求出图16所示的、与基准化用血压值的测定时刻对应的时刻的血流音功率波形，截取其上升区间。这时，对于截取出的上升区间的波形，如图17所示对横轴的时间轴进行标准化，使最小值为0、最大值为1，后文将其称为基准化用血流音功率曲线。与基准化用血压值的测定时刻对应的时刻的血流音功率波形，可以是在测定基准化用血压的期间中所测定的多个血流音功率波形的平均值，或者是使用图45的装置确定的、在基准化用收缩期血压的测定时刻发生的血流音功率波形。

进一步地，在步骤1203中，使从0.0到1.0的各标准化时刻的基准化用血压曲线的值和血流音功率的值相对应，以横轴为血流音功率、纵轴为推定血压进行描点绘图。作为一个实例，将图15的基准化用血压曲线和图17的基准化用血流音功率曲线如图18所示地重叠对照，使其各个标准化时刻相对应，就得到图19所示的同一标准化时间的推定血压和血流音功率的对应曲线。此时，图15中的P0和图17中的S0都是标准化时间的起始点时刻0的推定血压和血流音功率，因此其推定血压和血流音功率在图19中设定为SP0。同样地，作为标准化时间的时刻1/6、2/6、3/6、、4/6、5/6、1时的推定血压和血流音功率的图15、图17中的P1和S1、P2和S2、P3和S3、P4和S4、P5和S5、P6和S6各组，在图19中被绘制为SP1、SP2、SP3、SP4、SP5、SP6。

本申请中，收缩期血压值和血流音功率的最高值是高的正相关，二者的关系假定以如下一次直线来表现，

收缩期推定血压＝a×血流音功率的最高值+b    式(1)

则使用图19的血压和血流音功率的对应曲线计算出式(1)的斜率a(＞0)和Y轴截距b，由此计算出收缩期血压推定1次函数。

在本实施形态中，多次进行血压测定，第一次的测定血压值作为基准化用血压值用于计算出收缩期血压推定1次函数，第2次以后的测定血压值用于所对应时刻的推定血压值的评价。这里，第一次血压测定时刻称为基准化时刻，其基准化时刻的收缩期血压值和血流音功率的最高值分别称为基准化用血压值和基准化用血流音功率值。基准化用血流音功率值相当于如图19的对应曲线的SP6的血流音功率值。而且，在本实施形态中，收缩期血压推定1次函数是由第1收缩期血压推定1次函数和被第2收缩期血压推定1次函数计算出来的，被测者用的第1收缩期血压推定1次函数用于血压推定时的血流音功率的最高值低于基准化用血流音功率值的被测者，被测者用的第2收缩期血压推定1次函数用于血压推定时的血流音功率的最高值高于基准化用血流音功率值的被测者，根据血压推定中的被测者的血流音功率的最高值的变动，使用第1收缩期血压推定1次函数或者第2收缩期血压推定1次函数求出收缩期推定血压。而且，在血压推定时血流音功率的最高值下降的情况下，血压推定时的被测者的血流音功率的最高值达到规定的阈值以下时，使用其它的收缩期血压推定1次函数来代替第1收缩期血压推定1次函数求出收缩期推定血压。

<血压推定时的血流音功率的最高值低于基准化用血流音功率值时的血压推定方法>

此时，第1收缩期血压推定1次函数是，将血压·血流音功率的对应曲线上的标准化时间的起始点为0、终点为1时的5/12以上7/12以下之间的标准化时间的点、和对应于9/12以上11/12以下之间的标准化时间的点连结起来的具有斜率的直线。例如图19的血压·血流音功率的对应曲线的中间附近的斜率，具体地说，将夹着与所述标准化时间的中间点0.5相对应的血压·血流音功率的对应曲线上的点的斜率，或者将通过其中间点的血压·血流音功率的对应曲线上的2点连结而成的直线的斜率作为式(1)的斜率a，并确定Y轴截距b使得式(1)通过对应于标准化时间的终点的血压·血流音功率的对应曲线上的点。例如，图19中的SP0、SP1、SP2、SP3、SP4、SP5、SP6的坐标分别为(s0，p0)、(s1，p1)、(s2，p2)、(s3，p3)、(s4，p4)、(s5，p5)、(s6，p6)时，斜率a1和Y轴截距b1分别为

a1＝(p5-p3)/(s5-s3)    式(2)

b1＝p6-a1×s6          式(3)

第1收缩期血压推定1次函数为

收缩期推定血压＝a1×血流音功率的最高值+b1    式(4)

a1的斜率如图20所示。这里的意思是将图21的区间A的血流音功率的增加量和血压的增加量的比作为第1收缩期血压推定1次函数的斜率a1。

图22是在图11的透析患者1的血流音功率的最高值和收缩期血压的分布图中表示回归曲线、血压·血流音功率的对应曲线、式(4)的第1收缩期血压推定1次函数的图。对于透析患者1的情形，从图10可知，基准化时刻以后的几乎全部时刻都是式(4)的第1收缩期血压推定1次函数的应用区域，式(4)的第1收缩期血压推定1次函数非常近似于回归直线。图23是在测定血压的10点的时刻，使用式(4)根据血流音功率的最高值推定出收缩期血压，并与测定血压值进行比较的图表。由此可知，推定血压也包含在透析开始后大约30分钟的时间点所进行的瓦尔萨尔瓦氏试验而引起的血压降低，推定血压大致跟随测定血压，本申请的血压推定装置是有效的。

图24示出对于另外1名透析患者(后文称为透析患者2)，在血流音功率的最高值和收缩期血压的散布图中分别示出回归直线、血压·血流音功率的对应曲线、式(4)的第1收缩期血压推定1次函数的图。图25是将使用式(4)而得到的推定血压值和测定血压值进行比较的图表。图26进一步地示出对于另外1名透析患者(后文称为透析患者3)，在血流音功率的最高值和收缩期血压的散布图中分别示出回归直线、血压·血流音功率的对应曲线、式(4)的第1收缩期血压推定1次函数的图。图27是将使用式(4)而得到的推定血压值和测定血压值进行比较的图表。由此可知，基准化以后的血流音功率的最高值小于基准化用血流音功率值，即对于在透析中(血压推定中)血压逐渐降低的患者，使用式(4)的第1收缩期血压推定1次函数的血压推定是有效的。

<血压推定时的血流音功率的最高值高于基准化用血流音功率值时的血压推定方法>

血压推定时的血流音功率的最高值比基准化用血流音功率值高时，使用具有如下斜率的直线作为第2收缩期血压推定1次函数，即，将与血压·血流音功率的对应曲线上的标准化时间的终点对应的点和与标准化时间的起始点为0、终点为1时的9/12以上11/12以下之间的标准化时间对应的点连结而得到的斜率。例如将通过与标准化时间的终点对应的血压·血流音功率的对应曲线上的点的延长线作为第2收缩期血压推定1次函数。例如，图19中的斜率a1和Y轴截距b2分别为，

a2＝(p6-p5)/(s6-s5)    式(5)

b2＝p6-a2×s6          式(6)

血流音功率的最高值大于基准化用功率值时的第2的收缩期血压推定1次函数为，

收缩期推定血压＝a2×血流音功率的最高值+b2    式(7)

斜率a2如图28所示。这里的意思是将图29的区间B的血流音功率的增加量和血压的增加量的比作为第2收缩期血压推定1次函数的斜率a2。

图30是在关于基准化时刻以后的血流音功率的最高值一旦大于基准化用血流音功率值、即透析中被视为血压上升的1名透析患者(后文称为透析患者4)的血流音功率的最高值和收缩期血压的散布图中示出回归直线、血压·血流音功率的对应曲线、式(7)的第2收缩期血压推定1次函数的图。图31是将使用式(7)而得到的推定血压值和测定血压值进行比较的图表。进一步地，图32是对于表现出与透析患者4相同的透析中的血压变动倾向的另外1名透析患者(后文称为透析患者5)，在血流音功率的最高值和收缩期血压的散布图中示出回归直线、血压·血流音功率的对应曲线、式(7)的第2收缩期血压推定1次函数的图。图33是将使用式(7)而得到的推定血压值和测定血压值进行比较的图表。由此可知，对于基准化以后的血流音功率的最高值大于基准化用血流音功率值，即在透析中被视为血压上升的透析患者，使用式(7)的第2收缩期血压推定1次函数的血压推定是有效的。

因此，根据透析患者的血流音功率的最高值切换式(4)和式(7)的血压推定是有效的。

<血压推定时的血流音功率的最高值远远小于基准化用功率值时的血压推定方法>

本申请的血压推定装置的主要用途之一在于，对在透析中突然发生的血压降低(后文称为透析低血压)的检测。图34和图35、图36和图37分别是，在具有透析低血压的症状的2名透析患者(后文称为透析患者6、透析患者7)的血流音功率的最高值和收缩期血压的散布图中示出回归直线、血压·血流音功率的对应曲线、式(4)的第1收缩期血压推定1次函数的图，以及对推定血压值和测定血压值进行比较的图表。由图34、图35、图36、图37可知，产生透析低血压后，有时血流音功率的最高值会降低到基准化功率值的1/100附近，收缩期血压会下降到80mmHg左右，但式(4)的第1收缩期血压推定1次函数的血压推定未必能充分跟随这样的下降。在图34和图36中，着重观察图表左端附近的描绘血流音功率的最高值和测定血压值的关系的点，可以看出相对于式(4)的第1收缩期血压推定1函数，这些点分布在血压·血流音功率的对应曲线的附近。因此，在血流音功率的最高值非常小，被视为透析低血压的区间中，和式(4)的第1收缩期血压推定1次函数相比，使用血压·血流音功率的对应曲线的下端附近的近似函数可以更高精度地推定出血压。因此，相对于血流音功率的最高值预先设定透析低血压区间判断用的阈值Sth，血流音功率的最高值低于阈值Sth时，使用血压·血流音功率对应曲线的下端附近的近似1次函数(另一收缩期血压推定1次函数)代替式(4)的第1收缩期血压推定1次函数来进行血压的推定。例如该另一收缩期血压推定1次函数也可以是，在血流音功率的最高值为阈值Sth时与第1收缩期血压推定1次函数具有交点、与血流音功率的最高值在阈值Sth以下的范围的对应曲线相近似的函数。例如，设阈值Sth为标准化时间的2/6以下时的图18的s2，血流音功率的最高值小于s2时，斜率a3和Y轴截距b3分别为，

a3＝(p2-p1)/(s2-s1)      式(8)

b3＝(a1×s2+b1)-a3×s2   式(9)

其它的收缩期血压推定1次函数为，

收缩期推定血压＝a3×血流音功率的最高值+b3    式(10)。

斜率a3如图38所示。这里的意思是将图39的区间C的血流音功率的增加量和血压的增加量的比作为其它的收缩期血压推定1次函数的斜率a3。

图40和图41、图42和图43分别是在透析患者6、透析患者7的血流音功率的最高值和收缩期血压的散布图中示出回归直线、血压·血流音功率的对应曲线、式(4)和式(10)的收缩期血压推定1次函数的图，以及对推定血压值和测定血压值进行比较的图。由图40、图42可知，式(10)的其它的收缩期血压推定1次函数非常近似于血压·血流音功率的对应曲线的下端附近，而且根据图41、图43，即使对于透析低血压区间也可以高精度地推定出血压。

在使用图19对血压推定1次函数的计算所进行的说明中，使用了SP0、SP1、SP2、SP3、SP4、SP5、SP6这7点作为血压·血流音功率的对应曲线上的代表点，但并不一定要限定在这7点。例如，使用将0.0至1.0的标准化时间N-1等分而得到的N个点时，可以将上端点(s6，p6)作为(sN，pN)，选择与中间点(s1，p1)、…、(s5，p5)对应的点，根据式(4)、式(7)、式(10)求出收缩期血压推定1次函数。

而且，为了对使用不特定被测者的标准脉搏曲线而产生的推定血压和血流音功率的对应关系的偏差进行校正，导入了校正系数α1、α2、α3，可以使用α1、α2、α3推定血压。

a1’＝α1×a1    式(11)

a2’＝α2×a2    式(12)

a3’＝α3×a3    式(13)

可以在最初生成的血压推定1次函数中，α1＝α2＝α3＝1，然后，在透析中再次进行基准化用血流音测定和基准化用血压测定，进行对收缩期血压推定1次函数的修正，从而调整α的值。另外，可以在透析中反复地进行这样的修正。

在所述式(4)和式(7)中，确定收缩期血压推定1次函数的Y截距，使得其通过基准化用血压测定时间附近的平均血流音功率的最高值和基准化用收缩期血压值。但是，在基准化用血压测定时由于心律不齐等而产生突发变动的脉压，血压显示异常值时，如果血流音功率没有取到与异常血压值对应的最高值、最低值，则血流音功率会较大程度地偏离回归线，通过该点的收缩期血压推定1次函数则可能不能高精度地近似于回归线。因此，可以在箍带(カフ)上设置声波或者振动检测传感器，采取箍带减压时的柯氏音，确定并使用对基准化用收缩期血压进行测定时的血流音功率的最高值。

本申请的血压推定装置的构成例如图44所示。

2201是血压推定装置的整体，该血压推定装置中组装有：听诊器等的血流音测定单元2202；CPU、程序等构成的运算单元2206；存储器等的存储单元2207；触摸屏等的信息输入单元2205；以及由程序等组成的模式设定单元2203；显示器等信息输出单元2208；放大·A/D转换单元2204、血压测定单元2210等。

信息输入单元2205输入血压测定单元2210所测定的基准化用扩张期血压值、基准化用收缩期血压值以及其测定时刻、标准脉搏曲线。也可以自动地将基准化用血压值及其测定时刻从血压测定单元2210中取入到信息输入单元2205中。

存储单元2207包括：血压值存储单元，存储从信息输入单元2205输入的基准化用扩张期血压值及基准化用收缩期血压值；标准脉搏曲线存储单元，存储标准脉搏曲线。

2203是设定图1的基准化模式和图2的推定模式中的某一个的模式设定单元。在模式设定单元2203设定了基准化模式的状态下，血压推定装置2201进行下面的处理。

运算单元2206具有第1～第6运算单元和血流音功率波形算出单元。第1运算单元，在所述基准化模式中，根据所述血流音功率波形、所述基准化用收缩期血压、所述基准化用扩张期血压以及所述标准脉搏曲线之间的关系，求出表示血流音功率和推定血压的关系的对应曲线。第2运算单元，在所述推定模式中，使用所述对应曲线，根据连续地测定的血流音功率连续地推定出血压。第1运算单元进一步包括第3运算单元～第5运算单元。第3运算单元，将由血压测定单元2210所测定的基准化用扩张期血压值和基准化用收缩期血压值分别对应于标准脉搏曲线的标准化脉压值的最低值和最高值，根据所述标准脉搏曲线生成表示血压值相对于标准化时间的关系的基准化用血压曲线。第4运算单元，将与基准化用扩张期血压值和基准化用收缩期血压值的测定时刻对应的时刻中的、血流音功率波形的上升区间的时间轴标准化，生成表示血流音功率相对于该标准化时间的关系的基准化用血流音功率曲线。第5运算单元，根据同一标准化时间的所述基准化用血压曲线和所述基准化用血流音功率曲线的关系，生成表示所述同一标准化时间的血流音功率和推定血压的关系的对应曲线。

第1运算单元进一步包括第6运算单元。第6运算单元计算出通过与所述对应曲线上的标准化时间的终点对应的点且与该对应曲线近似的收缩期血压推定1次函数。第2运算单元将由所述血流音功率测定单元所测定的血流音功率的最高值输入到所述收缩期血压推定1次函数中，求出收缩期推定血压。

所述第6运算单元计算出第1收缩期血压推定1次函数和第2收缩期血压推定1次函数，所述第1收缩期血压推定1次函数是用于在血压推定时血流音功率的最高值低于所述基准化用扩张期血压值和所述基准化用收缩期血压值的测定时刻的血流音功率的最高值的被测者，所述第2收缩期血压推定1次函数是用于在血压推定时血流音功率的最高值高于所述基准化用扩张期血压值和所述基准化用收缩期血压值的测定时刻的血流音功率的最高值的被测者。所述第2运算单元，根据血压推定时的被测者的血流音功率的最高值的变动，使用所述第1收缩期血压推定1次函数或者所述第2收缩期血压推定1次函数来求出收缩期推定血压。

在基准化模式中，通过具有运算单元2206的第3运算单元将所述标准脉搏曲线转换为基准化用血压曲线。血流音测定单元(血流音功率测定单元)2202包括用于采取血流音的传感器，能够连续地测定分流部的血流音。通过血流音测定单元2202采取的血流音传感器的模拟信号由放大·A/D转换单元2204放大并转换为数字信号，并引导到运算单元2206。运算单元2206，通过血流音功率波形算出单元根据血流音数字信号生成血流音功率波形，并根据血流音功率波形计算血流音功率的最高值，并通过第4运算单元，将与基准化用扩张期血压值和基准化用收缩期血压值的测定时刻对应的时刻中的、血流音功率波形的上升区间的时间轴标准化，生成表示血流音功率相对于该标准化时间的关系的基准化用血流音功率曲线。运算单元2206，通过第5运算单元根据基准化用血压曲线和基准化用血流音功率曲线求出推定血压和血流音功率的对应曲线，通过第6运算单元计算出通过与该对应曲线上的标准化时间的终点对应的点、与该对应曲线近似的收缩期血压推定1次函数。该收缩期血压推定1次函数由存储单元2207存储。在推定模式中，通过第2运算单元将血流音功率的最高值输入到由第6运算单元得到的收缩期血压推定1次函数中，求出收缩期推定血压，所述血流音功率的最高值是根据所述血流音功率测定单元2202所测定的被测者的血流音由运算单元计算出来的。

又，在基准化模式中，第6运算单元计算出第1收缩期血压推定1次函数和第2收缩期血压推定1次函数，第1收缩期血压推定1次函数用于血压推定时的血流音功率的最高值低于基准化用血流音功率值的被测者，第2收缩期血压推定1次函数用于血压推定时的血流音功率的最高值高于基准化用血流音功率值的被测者，并且，在推定模式中，第2运算单元根据血压推定中的被测者的血流音功率的最高值的变动，使用第1收缩期血压推定1次函数或者第2收缩期血压推定1次函数求出收缩期推定血压。

又，第6运算单元，计算出所述血压推定时血流音功率的最高值下降到所规定的阈值以下的被测者用的其它的收缩期血压推定1次函数，在血压推定时的被测者的血流音功率的最高值在所述阈值以下时，第2运算单元使用所述其它的收缩期血压推定1次函数来代替所述第1收缩期血压推定1次函数，求出收缩期推定血压

在模式设定单元2203设定了推定模式的状态下，血压推定装置2201进行下面的处理。

通过血流音测定单元2202测定透析治疗中的透析患者的分流部的血流音，将该血流音的模拟信号由放大·A/D转换单元2204放大并转换为数字信号，并通过运算单元2206确定血流音功率的最高值。进一步地，通过包括于运算单元2206的第2运算单元将所述血流音功率的最高值输入到收缩期血压推定1次函数并确定收缩期推定血压，所述收缩期血压推定1次函数通过第6运算单元而得到、并存储在存储单元2207中。该收缩期推定血压也可以通过信息输出单元2208来输出。

图45示出，采取箍带减压时的柯氏音，确定测定基准化用收缩期血压和基准化用扩张期血压时的血流音功率的最高值并进行血压推定的血压推定装置的构成例。

与图44的血压推定装置的不同点在于具有柯氏音采取单元2302，该柯氏音采取单元2302在箍带上设置声波或者振动检测传感器，采取箍带减压时的柯氏音，可以确定对基准化用收缩期血压和基准化用扩张期血压进行测定时刻的血流音功率的最高值。

产业上利用的可能性

采用本发明，可以提供一种非侵入性血压推定装置，其对透析患者的分流部的血流音进行测定，并推定出收缩期血压。根据收缩期推定血压的变动可以事先预知手术中、透析中产生的急剧的血压变动。提高使得血压和血流音对应的基准化频率，就可以得到与通过示波法等测量的血压值相近的血压值，可以监视血压的日间变动，也可以适当地用于日常的健康保护。

Claims (10)

1.一种血压推定装置，其特征在于，

根据基准化模式和推定模式对被测者的血压进行血压推定，包括：

血流音功率波形算出单元，在所述基准化模式中，根据被测者的血流音求出血流音功率波形；

血压测定单元，在所述基准化模式中，对被测者的基准化用收缩期血压和基准化用扩张期血压进行测定；

标准脉搏曲线存储单元，在所述基准化模式中，存储将时间轴和脉压轴标准化了的标准脉搏曲线，所述标准脉搏曲线使预先测定的脉搏的上升区间的起点的时间与该起点的时间所对应的脉压、终点的时间与该终点的时间所对应的脉压分别为同一数值；

第1运算单元，在所述基准化模式中，根据所述血流音功率波形、所述基准化用收缩期血压、所述基准化用扩张期血压以及所述标准脉搏曲线之间的关系，求出表示血流音功率和推定血压的关系的对应曲线；

血流音功率测定单元，在所述推定模式中，对被测者的血流音连续地进行测定，并连续地测定血流音功率；

第2运算单元，在所述推定模式中，使用所述对应曲线，根据所述连续地测定的血流音功率连续地推定出血压，

所述第1运算单元包括：

第3运算单元，使由所述血压测定单元所测定的所述基准化用扩张期血压值和所述基准化用收缩期血压值分别对应于所述标准脉搏曲线的标准化脉压值的最低值和最高值，根据所述标准脉搏曲线生成表示血压值相对于标准化时间的关系的基准化用血压曲线；

第4运算单元，将与所述基准化用扩张期血压值和所述基准化用收缩期血压值的测定时刻对应的时刻中的、所述血流音功率波形的上升区间的时间轴标准化，生成表示血流音功率相对于该标准化时间的关系的基准化用血流音功率曲线；

第5运算单元，根据同一标准化时间的所述基准化用血压曲线和所述基准化用血流音功率曲线的关系，生成表示所述同一标准化时间的血流音功率和推定血压的关系的所述对应曲线。

2.如权利要求1所述的血压推定装置，其特征在于，

所述第1运算单元进一步包括：

第6运算单元，计算出通过与所述对应曲线上的标准化时间的终点对应的点且与该对应曲线近似的收缩期血压推定1次函数，

所述第2运算单元将由所述血流音功率测定单元所测定的血流音功率的最高值输入到所述收缩期血压推定1次函数中，求出收缩期推定血压。

3.如权利要求2所述的血压推定装置，其特征在于，

所述第6运算单元计算出第1收缩期血压推定1次函数和第2收缩期血压推定1次函数，所述第1收缩期血压推定1次函数是用于在血压推定时血流音功率的最高值低于所述基准化用扩张期血压值和所述基准化用收缩期血压值的测定时刻的血流音功率的最高值的被测者，所述第2收缩期血压推定1次函数是用于在血压推定时血流音功率的最高值高于所述基准化用扩张期血压值和所述基准化用收缩期血压值的测定时刻的血流音功率的最高值的被测者，

所述第2运算单元，根据血压推定时的被测者的血流音功率的最高值的变动，使用所述第1收缩期血压推定1次函数或者所述第2收缩期血压推定1次函数来求出收缩期推定血压。

4.如权利要求3所述的血压推定装置，其特征在于，

所述第6运算单元计算出所述血压推定时血流音功率的最高值下降到规定的阈值以下的被测者用的其它的收缩期血压推定1次函数，

所述第2运算单元，在血压推定时的被测者的血流音功率的最高值在所述阈值以下时，使用所述其它的收缩期血压推定1次函数代替所述第1收缩期血压推定1次函数来求出收缩期推定血压。

5.如权利要求4所述的血压推定装置，其特征在于，

所述其它的收缩期血压推定1次函数是，在血流音功率的最高值为所述阈值时与第1收缩期血压推定1次函数具有交点、与血流音功率的最高值在所述阈值以下的范围的对应曲线近似的函数。

6.如权利要求3～5中的任意一项所述的血压推定装置，其特征在于，

所述第1收缩期血压推定1次函数是，将与在所述第5运算单元所得到的对应曲线上的标准化时间的起始点为0、终点为1时的5/12以上7/12以下之间的标准化时间对应的点、和与9/12以上11/12以下之间的标准化时间对应的点连结起来的具有斜率的直线，

所述第2收缩期血压推定1次函数是，将与所述第5运算单元所得到的对应曲线上的标准化时间的终点对应的点、和与在所述标准化时间起点为0、终点为1时的9/12以上11/12以下之间的标准化时间对应的点连结起来的具有斜率的直线。

7.如权利要求2～5中的任意一项所述的血压推定装置，其特征在于，

在由所述第1运算单元进行的血压推定中多次实施求出所述收缩期血压推定1次函数的运算，对该收缩期血压推定1次函数进行修正。

8.如权利要求1～5中的任意一项所述的血压推定装置，其特征在于，

所述血压推定装置进一步包括：

模式设定单元，设定所述基准化模式和所述推定模式中的某一个；

信息输入单元，至少输入所述基准化用扩张期血压值、所述基准化用收缩期血压值、所述标准脉搏曲线的各个数据；

信息输出单元，至少输出推定血压值；

血压值存储单元，存储所述基准化用扩张期血压值和基准化用收缩期血压值。

9.如权利要求1～5中的任意一项所述的血压推定装置，其特征在于，

所述标准脉搏曲线的生成所使用的脉搏是从多个不确定的被测者处得到的多个脉搏的平均脉搏。

10.如权利要求1～5中的任意一项所述的血压推定装置，其特征在于，

所述标准脉搏曲线的生成所使用的脉搏是被血压推定的所述被测者的脉搏。

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