CN102599897B

CN102599897B - 循环机能测定装置

Info

Publication number: CN102599897B
Application number: CN201110427135.2A
Authority: CN
Inventors: 井出和宏; 日下部朋哉
Original assignee: Matsushita Electric Industrial Co Ltd
Current assignee: Panasonic Intellectual Property Management Co Ltd
Priority date: 2010-12-16
Filing date: 2011-12-08
Publication date: 2015-05-20
Anticipated expiration: 2031-12-08
Also published as: JP5467095B2; JP2013009940A; EP2465422A1; CN102599897A; US20120157863A1; EP2465422B1

Abstract

一种精确测定被测者循环机能的循环机能测定装置。脉搏波累加值计算单元通过以时间顺序累加当压迫压力变化时的脉搏波振幅值来计算脉搏波累加值。血管硬化度测定单元基于计算得到的脉搏波累加值和压迫压力之间的关系来测定血管硬化度。

Description

循环机能测定装置

技术领域

本发明涉及一种循环机能测定装置，其基于由活体产生的脉搏波来分析活体的状态。

背景技术

通过利用循环机能测定装置检测循环动脉已能够实现早期动脉硬化的检查。日本专利特开第2005-278708号描述了这样一种装置的例子。为利用该装置来检测循环机能，首先将腕带绕被测者的上臂设置，然后使该腕带充气膨胀。该腕带的压力(压迫压力)压在该上臂并产生脉搏波，该脉搏波用于测定诸如动脉硬化程度等循环机能。

在利用日本专利特开第2005-278708号描述的装置进行检测中，该压迫压力以恒定速率在压迫压力的预定范围内慢慢降低，该压迫压力包括被测者的收缩压和舒张压。从当压迫压力降低时产生的压力信号中提取脉搏波的振幅值。然后脉搏波的该振幅值以时间顺序排列来获得表示脉搏波的该振幅值的包络线。与该脉搏波的最大振幅值相对应的压迫压力被设定为边界值。该边界值将包络线分成其中压迫压力高于该边界值的高压迫压力区域和其中压迫压力低于该边界值的低压迫压力区域。高压迫压力区域和低压迫压力区域各自提供可以用于确定循环机能(血管的硬化度)的特征值。

该特征值可以是，例如，边界值与在高压迫压力区域中与预定脉搏波的振幅值相对应的压迫压力之间的差值，或者是边界值与在低压迫压力区域中与预定的脉搏波的振幅值相对应的压迫压力之间的差值。将从不同的压迫压力区域提取的特征值相互比较以确定被测者的动脉硬化的程度(循环机能)。

然而，在日本专利特开第2005-278708号描述的装置中，仅利用脉搏波的振幅值的部分变化来获得特征值。从而，当在不同的条件下使用该装置第二次来执行检测时，该第二次检测可能产生与在不同检测条件下的第一次检测不同的结果，例如腕带未合适地绕被测者的上臂进行设置。在这种情况下，该循环机能测定装置不能精确地检测循环机能。

发明内容

本发明的一个方面是提供一种循环机能测定装置，其包括压迫被测者身体部分的压迫单元。压迫压力检测单元检测通过该压迫单元产生的压迫压力。压迫压力控制单元改变压迫压力大小。脉搏波检测单元检测与在该身体部分产生的脉搏波相关的脉搏波信息，该脉搏波信息与通过该压迫压力控制单元改变的压迫压力相对应。脉搏波累加值计算单元通过将在该压迫单元开始压迫到压迫单元终止压迫的期间内获得的多段脉搏波信息累加来计算脉搏波累加值。存储单元存储与该压迫压力相关的脉搏波累加值。循环机能测定单元利用该脉搏波累加值测定循环机能。

附图说明

图1是依据本发明的第一实施例的血管硬化度测定装置的框图；

图2是示出从上臂动脉压迫开始到压迫结束变化的压迫压力的图形；

图3是示出从压迫开始到压迫结束时由脉搏波的振幅值和压迫压力得到的包络线的图；

图4是示出压迫压力和脉搏波的累加值之间的关系图形；

图5是示出从脉搏波的累加值和压迫压力得到的特征线的图形；

图6是示出本发明的第二实施例中通过脉搏波的累加值和压迫压力得到的特征线的图形；

图7是示出血管简化结构的透视图；

图8(a)是利用在不同的压力范围中得到的特征线的斜率绘出的图形；以及图8(b)是示出压迫压力和血管硬化度之间关系的图表；

图9(a)是利用在不同的压力范围中得到的特征线的斜率绘出的图形；以及图9(b)是示出压迫压力和血管硬化度之间关系的图表；

图10(a)是利用在不同的压力范围中得到的特征线的斜率绘出的图形；以及图10(b)是示出压迫压力和血管硬化度之间关系的图表；

图11(a)是利用在不同的压力范围中得到的特征线的斜率绘出的图形；以及图11(b)是示出压迫压力和血管硬化度之间关系的图表；

图12(a)是利用在不同的压力范围中得到的特征线的斜率绘出的图形；以及图12(b)是示出压迫压力和血管硬化度之间关系的图表；

图13(a)是利用在不同的压力范围中得到的特征线的斜率绘出的图形；以及图13(b)是示出压迫压力和血管硬化度之间关系的图表；

图14(a)是利用在不同的压力范围中得到的特征线的斜率绘出的图形；以及图14(b)是示出压迫压力和血管硬化度之间关系的图表；

图15(a)是利用在不同的压力范围中得到的特征线的斜率绘出的图形；以及图15(b)是示出压迫压力和血管硬化度之间关系的图表；

图16是示出在本发明第三实施例中从脉搏波累加比值和压迫压力获得的特征线的图形；

图17(a)是示出血管的内外压差、血管容量、脉压和脉搏波之间关系的图形，以及图17(b)是示出从脉搏波高度和血管的内外压差之间关系中得到的包络线的图形；

图18(a)是示出血管的内外压差、血管容量、脉压和脉搏波之间关系的图形，以及图18(b)示出了由脉搏波高度和血管的内外压差之间的关系定出的包络线；

图19(a)是示出本发明第四实施例中的从压迫压力和由软血管产生的脉搏波累加比值得到的特征线的图形；以及图19(b)是示出依据第四实施例中的从压迫压力和由硬化血管产生的脉搏波累加比值得到的特征线的图形；

图20(a)是示出本发明第五实施例中的从压迫压力和由软血管产生的脉搏波累加比值得到的特征线的图形；以及图20(b)示出了第五实施例中的从压迫压力和由硬化血管产生的脉搏波累加比值得到的特征线；

图21是示出本发明第六实施例的从脉搏波振幅值和压迫压力得到的包络线的图形；

图22(a)是示出本发明的第十实施例中从压迫压力和由软血管产生的脉搏波累加比值得到的特征线的图形；以及图22(b)是示出第十实施例的从压迫压力和由硬化血管产生的脉搏波累加比值得到的特征线；

图23(a)是示出本发明的第十一实施例中从压迫压力和由软血管产生的脉搏波累加比值得到的特征线的图形；以及图23(b)是示出第十一实施例的从压迫压力和由硬化血管产生的脉搏波累加比值得到的特征线。

具体实施例

第一实施例

下面将参照附图来描述依据本发明的第一实施例的血管硬化度测定装置。

如图1所示，血管硬化度测定装置10包括腕带11、管子11a和11b，压迫压力控制单元12、压迫压力检测单元13、脉搏波检测单元14、脉搏波累加值计算单元15、存储单元16和血管硬化度测定单元17。腕带11用作压迫单元。该血管硬化度测定单元17用作为循环机能测定单元。腕带11由橡胶制成并为袋形。腕带11围绕被测者的上臂(被测者身体的一部分)设置。腕带11依据该腕带的压力(压迫压力)压迫该被测者的上臂(上臂动脉)。腕带11通过管子11a与压迫压力控制单元12相连接。该压迫压力控制单元12改变腕带11的压迫压力。压迫压力控制单元12包括对腕带11加压的加压泵(未示出)和对腕带11降压的排气阀(未示出)。压迫压力控制单元12通过驱动和控制加压泵和排气阀来对腕带11加压和减压。以这种方式，压迫压力控制单元12改变腕带11的压迫压力。

腕带11通过管子11b也连接到压迫压力检测单元13上。压迫压力检测单元13检测腕带11的压迫压力。压迫压力检测单元13包括压力传感器和A/D转换器(均未示出)。压迫压力检测单元13提供有通过压力传感器检测到的表示腕带11的压迫压力的压力信号。压迫压力检测单元13的A/D转换器将压力信号转换为表示压迫压力的数字值(压迫压力值)。压迫压力检测单元13电连接到脉搏波检测单元14并将该压迫压力值提供给脉搏波检测单元14。脉搏波检测单元14获得根据通过压迫压力控制单元12而不断变化的压迫压力值的脉搏波(pulse wave)信息，该脉搏波信息表示在上臂上产生的脉搏波的数值。脉搏波检测单元14包括滤波电路(未示出)。脉搏波检测单元14从压迫压力检测单元13提供的压迫压力信号移除如直流成分等预定的频率成分以产生脉搏波信号。然后，脉搏波检测单元14从该生成的脉搏波信号获得脉搏波的振幅值。

脉搏波累加值计算单元15，其电连接到脉搏波检测单元14，通过累加从压迫开始到压迫结束时的脉搏波的振幅值计算脉搏波的累加值(脉搏波累加值)。更具体地，脉搏波累加值计算单元15通过累加从压迫开始到压迫结束时的脉搏波信息的多段来计算脉搏波累加值。脉搏波累加值计算单元15和压迫压力检测单元13均电连接到存储单元16。存储单元16存储压迫压力值和与之相关的脉搏波累加值。更具体地，存储单元16存储与预定压迫压力值相关的脉搏波累加值。存储单元16从压迫开始到压迫结束连续存储这种相关的压迫压力值和脉搏波累加值。

存储单元16电连接到作为循环机能测定装置的血管硬化度测定单元17。血管硬化度测定单元17利用与检测的脉搏波振幅值对应的压迫压力和脉搏波累加值之间的关系、基于预定算法测定上臂动脉的硬化度(下文中引用为“血管硬化度”)，该上臂动脉的硬化度为循环机能的一个例子。血管硬化度测定单元17包括只读存储器(ROM)、随机存取存储器(RAM)和中央处理单元(CPU)。ROM可以存储用于测定被测者的血管硬化度和用于驱动并控制血管硬化度测定装置10的各个部件的程序。RAM临时存储在执行该程序期间或之后产生的数据。CPU从ROM读取控制程序等等并执行该读取程序。

压迫压力检测单元13和脉搏波检测单元14均电连接到血压计算单元18。该血压计算单元18利用如示波法等预定算法计算被测者的收缩压和舒张压。血压计算单元18基于通过压迫压力检测单元13检测到的压迫压力和通过脉搏波检测单元14检测到的脉搏波的振幅值之间的关系来计算被测者的收缩压和舒张压。

下面将描述利用本实施例的血管硬化度测定装置来测定血管硬化度的方法。

当从加压泵给绕被测者上臂设置的腕带11供应空气并使其膨胀时，腕带11压迫该上臂动脉。参照图2，然后压迫压力控制单元12改变腕带11的压迫压力，使得该压力从低于被测者的预期舒张压的压力以较低速率逐渐增大。当压迫压力达到一预定压力值，压迫压力控制单元12通过控制排气阀来降低压迫压力。在改变腕带11的压迫压力的过程中，产生与心跳次数相应的脉搏波W1。进一步的，脉搏波检测单元单元14检测该脉搏波W1的振幅值。血压计算单元18基于压迫压力和脉搏波W1的振幅值间的关系来计算被测者的收缩压和舒张压。

如图3通过包络线L1所示，检测到的脉搏波W1的振幅值随腕带11的压迫压力变化而变化。更具体的，当腕带11的压迫压力从较低的压力朝较高压力增加时，脉搏波W1的振幅值开始以较小量增加然后以较大量逐渐增加直至预定压迫压力Ps处的最大值。从该最大值开始，脉搏波W1的振幅值逐渐降低。存储单元16以这种方式存储脉搏波W1的振幅值，其中每个振幅值与相应的压迫压力相关。

在一个例子中，脉搏波检测单元14检测在压迫压力P1时脉搏波W1的振幅值X1、在压迫压力P2时脉搏波W1的振幅值X2和在压迫压力P3时脉搏波W1的振幅值X3。这种情况下，如图4所示，脉搏波累加值计算单元15计算在压迫压力P1时的脉搏波累加值X1，在压迫压力P2时的脉搏波累加值X1+X2，在压迫压力P3时的脉搏波累加值X1+X2+X3。以这种方式，脉搏波累加值计算单元15以时间顺序累加当压迫压力变化时的脉搏波W1的振幅值。脉搏波累加值计算单元15从上臂动脉压迫开始到压迫结束累加脉搏波W1的振幅值。存储单元16存储与相应的压迫压力相关的脉搏波累加值。

如图5中通过特征线L2所示，计算的脉搏波累加值随腕带11的压迫压力变化而增加。更具体的，当腕带11的压迫压力从较低压力朝较高压力增大时，脉搏波累加值最初以较小量增大并在预定压迫压力Ps处突然增大。随后，当压迫压力从预定压迫压力Ps进一步增大，脉搏波累加值的总量增加逐渐变小。预定压迫压力Ps是与其中增加最多的脉搏波累加值相对应的压迫压力值。血管硬化度测定单元17基于存储在存储单元16中的脉搏波累加值和压迫压力间的关系利用预定算法来测定血管硬化度。

在附图5中，单点划线L2a表示获得的软血管的特征线，双点划线L2b表示获得的硬化血管的特征线。软血管的脉搏波累加值比硬化血管的脉搏波累加值要小。每个脉搏波累加值对应于压挤血管需要的工作量。当血管软时，需要较小的对应于压迫压力的工作量去压挤血管。相反的，当血管硬化时，需要较大的对应于压迫压力的工作量去压挤血管。

本实施例具有如下所描述的优点。

(1)脉搏波累加值计算单元15通过以时间顺序累加随压迫压力变化的脉搏波W1的振幅值来计算脉搏波累加值。血管硬化度测定单元17基于所计算的脉搏波累加值和压迫压力之间的关系来测定血管硬化度。这种测定被测者血管硬化度的方式比当使用脉搏波的振幅值的一部分变化来测定更为精确。

(2)血管硬化度测定单元17利用从脉搏波累加值和压迫压力之间的关系得到的特征线L2来测定血管硬化度。脉搏波累加值对应于压挤血管需要的工作量。硬化的血管的脉搏波累加值要大于软血管的脉搏波累加值。脉搏波累加值和压迫压力的使用允许更精确地确定血管的硬化度。

(3)血管硬化度测定装置10利用当对于被测者上臂测定被测者血压时产生的脉搏波W1来测定被测者的血管硬化度。因而，当常规血压测量结束时就能够计算出被测者的血管硬化度。这与血压测量和血管硬化度测定分开进行时相比缩短了测定时间。因而，提高了血管硬化度测定装置10的便利性。

第二实施例

下面将参考图6-15(b)来描述依据本发明第二实施例的血管硬化度测定装置。为避免赘述，与第一实施例的相对应的部件相同的那些部件采用相同或相似的附图标记。这些部件将不会详细描述。

参照附图6，血管硬化度测定单元17基于当压迫压力变化时脉搏波累加值变化的量，即特征曲线L2的变化率来测定血管硬化度。血管硬化度测定单元17计算变化率ΔT/ΔP(特征线L2的斜率)，其为对应于存储在存储单元16中的压迫压力的脉搏波累加值的变化率。血管硬化度测定单元17基于特征曲线L2的斜率计算血管硬化度。

表示血管硬化度的特征线L2对于不同的压迫压力具有不同的斜率。如图7所示，血管壁20包括内层21、中间层22和外层23。内层21、中间层22和外层23均由弹性蛋白和胶原质形成。内层21、中间层22和外层23含有不同比率的弹性蛋白和胶原质。由于成分的比率不同，各层在不同的压迫压力下具有不同的动态特性。由此，特征线L2在不同的压迫压力下具有不同的斜率。弹性蛋白具有低的硬度，而胶原质具有较高的硬度。正常的血管在中间层22中具有高含量的弹性蛋白，在外层23中具有高含量的胶原质。在较低和中等压迫压力区域，中间层22主要贡献了血管的弹性。在较高压迫压力区域，外层23主要贡献了血管的弹性。中间层22的内侧和外侧的动态特性不相同。因而，在多个测定点对血管硬化度的测定允许了可以定位血管的硬化部分。特别地，这种测定允许了确定血管的中间层22和外层23中的哪一层硬化。

图8(a)到15(a)为八条显示为直线的用以表示在60±20mmHg、100±20mmHg和140±20mmHg的压迫压力范围内的脉搏波累加值的变化斜率的图。当与60±20mmHg、100±20mmHg和140±20mmHg的压迫压力范围没有计算出的脉搏波累加值相对应时，对应这些范围的这些值可以利用那些与压迫压力接近的值通过例如线性内插值进行插入。

在图8(a)示出的图形中，特性线L2在包括60mmHg的参考压迫压力的压力范围内具有较小的斜率、在包括100mmHg的参考压迫压力的压力范围内具有较大的斜率、在包括140mmHg的参考压迫压力的压力范围内具有较小的斜率。如图8(b)所示，血管硬化度因而在包括60mmHg参考压迫压力的压力范围内为“硬”、在包括100mmHg参考压迫压力的压力范围内为“软”和在包括140mmHg的参考压迫压力的压力范围内为“硬”。在这种情况下，血管在中间层22的内侧推定为硬化，在中间层22的外侧推定为正常，而在外层23推定为硬化。

在图9(a)示出的图形中，特性线L2上在包括60mmHg、100mmHg和140mmHg的参考压迫压力的压力范围内具有较小的斜率。如图9(b)所示，血管硬化度因而在包括60mmHg、100mmHg和140mmHg参考压迫压力的压力范围内为“硬”。在这种情况下，血管在中间层22的内侧和外侧以及外层23都为硬化。

在图10(a)示出的图形中，特性线L2在包括60mmHg、100mmHg和140mmHg的参考压迫压力的压力范围内具有较大的斜率。如图10(b)所示，血管硬化度因而在包括60mmHg、100mmHg和140mmHg的参考压迫压力的压力范围内为“软”。在这种情况下，血管硬化度在中间层22的内侧和外侧以及外层23都为正常。

在图11(a)示出的图形中，特性曲线L2在包括60mmHg的参考压迫压力的压力范围内具有较大的斜率、在包括100mmHg的参考压迫压力的压力范围内具有较小的斜率、在包括140mmHg的参考压迫压力的压力范围内较大的斜率。如图11(b)所示，血管硬化度因而在包括60mmHg的参考压迫压力的压力范围内为“软”、在包括100mmHg的参考压迫压力的压力范围内为“硬”和在包括140mmHg参考压迫压力的压力范围内为“软”。在这种情况下，血管在中间层22的内侧为正常，在中间层22的外侧为硬化，而在外层23为正常。

在图12(a)示出的图形中，特性线L2在包括60mmHg和100mmHg的参考压迫压力的压力范围内具有较大的斜率、在包括140mmHg的参考压迫压力的压力范围内具有较小的斜率。如图12(b)所示，血管硬化度因而在包括60mmHg和100mmHg的参考压迫压力的压力范围内为“软”和在包括140mmHg的参考压迫压力的压力范围内为“硬”。在这种情况下，血管在中间层22的内侧和外侧为正常，而在外层23为硬化。

在图13(a)示出的图形中，特性线L2在包括60mmHg和100mmHg的参考压迫压力的压力范围内具有较小的斜率、在包括140mmHg的参考压迫压力的压力范围内具有较大的斜率。如图13(b)所示，血管硬化度因而在包括60mmHg和100mmHg的参考压迫压力的压力范围内为“硬”和在包括140mmHg的参考压迫压力的压力范围内为“软”。在这种情况下，血管在中间层22的内侧和外侧为硬化，而在外层23为正常。

在图14(a)示出的图形中，特性线L2在包括60mmHg的参考压迫压力的压力范围内具有较小的斜率、在包括140mmHg和100mmHg的参考压迫压力的压力范围内具有较大的斜率。如图14(b)所示，血管硬化度因而在包括60mmHg的参考压迫压力的压力范围内为“硬”和在包括100mmHg和140mmHg的参考压迫压力的压力范围内为“软”。在这种情况下，血管在中间层22的内侧为硬化，中间层22的外侧为正常，以及外层23为正常。

在图15(a)示出的图形中，特性线L2在包括60mmHg的参考压迫压力的压力范围内具有较大的斜率、在包括140mmHg和100mmHg的参考压迫压力的压力范围内具有较小的斜率。如图15(b)所示，血管硬化度因而在包括60mmHg的参考压迫压力的压力范围内为“软”和在包括100mmHg和140mmHg的参考压迫压力的压力范围内为“硬”。在这种情况下，血管在中间层22的内侧为正常，中间层22的外侧为硬化，以及外层23为硬化。

整个血管的硬化度可以通过以下示出的方程式表达：

方程式1

血管硬化度＝A·(60mmHg时的血管硬化度)+B·(100mmHg时的血管硬化度)+C·(140mmHg时的血管硬化度)

在该方程式中，A、B和C为加权系数。方程式1可以用于得到整个血管的血管硬化度。

除了具有第一实施例的优点(1)到(3)外，第二实施例还具有如下所述的优点。

(4)血管硬化度测定单元17基于特征线L2上的变化率来测定血管硬化度。更具体地，血管硬化度测定单元17利用特征线L2的变化部分测定血管硬化度，其中特征线L2从压迫压力和通过累加脉搏波W1的振幅值产生的脉搏波累加值得到。因此血管硬化度测定单元17允许了对血管硬化度的进一步的精确测定。

(5)表示血管硬化度的特征线L2在不同的压迫压力下具有不同的斜率。本实施例的装置在多个压力范围下利用脉搏波累加值的变化率ΔT/ΔP测定血管硬化度。因而，血管硬化度的在多个测定点的测定允许了可以定位血管的硬化部分。特别地额，这种测定允许确定血管中的中间层22和外层23中的哪一个为硬化。进一步，可以确定所有血管的硬化度。

第三实施例

下面将参照图16描述依据本发明的第三实施例的血管硬化度测定装置。在本实施例中，脉搏波累加值计算单元15使用从当脉搏波W1的振幅值累加开始到累加结束得到的脉搏波累加值的最大值作为参考值，并使用每个脉搏波累加值相对于该最大值的比值(下文中称为“脉搏波累加比值”)来确定血管硬化度。存储单元16存储彼此相互关联的脉搏波累加比值和压迫压力。

血管硬化度测定单元17基于图16示出的特征线L3测定血管硬化度。血管硬化度测定单元17计算变化率ΔU/ΔP(特征线L3的斜率)，其为对应于存储在存储单元16中的脉搏波累加比值对应压迫压力的变化率。血管硬化度测定单元17基于特征线L3的斜率测定血管硬化度。血管硬化度测定单元17利用如关联特征线L3的斜率和血管硬化度的图形(map)来测定血管硬化度。

当血管被压迫时，血的压力(内压)和外压(压迫压力)都施加在血管壁20上。当压迫压力与平均血压大致相同时，施加到血管壁20上的内压和外压之间的差值大致为零。因而，没有载荷施加在血管壁20上。这种状态下，血管的柔顺度(血管相对搏动的柔顺度)是最大的，在固定脉压下血管容量的变化量也是最大的。在这种状态下，脉搏波W1的振幅值是最大的。

当脉压(pulse pressure)如图17(a)所示较小时，脉搏波高度和血管的内外压差之间的关系通过图17(b)所示的包络线L4绘出。当脉压如图18(a)所示较大时，脉搏波高度和血管的内外压差之间的关系通过图18(b)所示的包络线L5绘出。图17(b)中示出的包络线L4和图18(b)中示出的包络线L5在斜率和压力宽度方面彼此不同。在不同的脉压下，对相同的血管硬化度获得的包络线彼此不同。因而，不能准确测定血管硬化度。为解决这个问题，本实施例的装置利用脉搏波累加比值测定血管硬化度。因而，血管硬化度可以精确测定而不受脉压的影响。

第三实施例具有如下优点。

(6)血管硬化度测定单元17利用脉搏波累加比值测定血管硬化度。因而，血管硬化度可以精确测定而不受脉压的影响。

第四实施例

下面将参照图19(a)和19(b)描述依据本发明的第四实施例的血管硬化度测定装置。在本实施例中，压迫压力检测单元13检测在脉搏波累加比值从20％变化到80％时发生的压迫压力的变化量ΔP。血管硬化度测定单元17基于检出的压迫压力的变化量ΔP来测定血管硬化度。

图19(a)是示出软血管的特征线L3的图。图19(b)是示出硬化血管的特征线L3的图。从图19(a)和19(b)之间的比较可明显看出，软血管的在脉搏波累加比值为20％-80％范围内发生的压迫压力的变化量ΔP小于硬化血管的该变化。然后血管硬化度测定单元17利用例如关联压迫压力变化量ΔP和血管硬化度的图形来测定血管硬化度。

第四实施例具有如下优点。

(7)在本实施例中，仅使用压迫压力的变化量ΔP来测定血管硬化度。这减少了血管硬化度测定单元17上的负荷。

第五实施例

下面将参照图20(a)和20(b)描述依据本发明的第五实施例的血管硬化度测定装置。在本实施例中，血管硬化度测定单元17基于当压迫压力在包括40mmHg参考压迫压力范围内变化时发生的脉搏波累加比值的变化ΔU来测定血管硬化度。

图20(a)为示出软血管得到的特征线L3的图。图20(b)为示出硬化血管得到的特征线L3的图。从图20(a)和20(b)的图形之间的比较可以明显看出，软血管的在包括40mmHg的参考压迫压力的压迫压力范围内发生的脉搏波累加比值的变化ΔU小于硬化血管的该变化。血管硬化度测定单元17则利用例如关联该脉搏波累加比值的变化ΔU和血管硬化度的图形来测定血管硬化度。

第五实施例具有如下优点。

(7)在本实施例中，仅使用脉搏波累加比值的变化ΔU来测定血管硬化度。这减少了血管硬化度测定单元17上的负荷。

第六实施例

下面将参照图21描述依据本发明的第六实施例的血管硬化度测定装置。在本实施例中，脉搏波累加值计算单元15通过累加其中异常脉搏波W1的振幅值由脉搏波检测单元14去除的脉搏波W1的振幅值，来计算脉搏波累加值。

一般地，当腕带11的压迫压力从低压朝高压变化时，脉搏波W1的振幅值开始以较小量增加然后以较大量逐渐增加。然后，脉搏波W1的振幅值在预定压迫压力Ps下达到最大值。在达到最大值后，脉搏波W1的振幅值逐渐减小。然而，该振幅值由于例如在测定过程中身体的移动而可能导致局部地增大或减小。通过脉搏波检测单元14检测到的异常脉搏波W1的振幅值影响通过脉搏波累加值计算单元15计算出的脉搏波累加值。

在图21中，Rmax为在预定压迫压力Ps下的脉搏波的最大振幅值。在脉搏波W1的振幅值为R1到Rmax的范围内，脉搏波累加值计算单元15确定由脉搏波检测单元14检出的脉搏波W1的振幅值为正常。在脉搏波W1的振幅值为小于R1的范围内，脉搏波累加值计算单元15确定由脉搏波检测单元14检出的脉搏波W1的振幅值为异常。在第六实施例中的脉搏波累加值计算单元15仅累加超过值R1的脉搏波W1的振幅值。脉搏波累加值计算单元15不累加小于值R1的脉搏波W1的振幅值。

第六实施例具有如下优点。

(9)脉搏波累加值计算单元15通过仅累加由脉搏波检测单元14测定的正常脉搏波W1的振幅值而不累加异常脉搏波W1的振幅值来计算脉搏波累加值。这就防止了异常数值影响用于测定血管硬化度的脉搏波累加值。从而可以精确测定血管硬化度。

第七实施例

下面将参照图19(a)和19(b)描述依据本发明的第七实施例的血管硬化度测定装置。

如上所述，脉搏波累加值对应于压挤血管需要的工作量。压挤血管需要的工作量变化取决于被测者血管硬化度和心脏收缩压BH。在相同的血管硬化度下，当被测者的收缩压较高时，改变脉搏波累加比值所需的工作量相对也大。因而，在相同的血管硬化度下，随被测者的收缩压BH变大，在脉搏波累加比值改变预定量时发生的压迫压力的变化量ΔP具有变大的趋势。

在本实施例中，压迫压力检测单元13检测与20％到80％的脉搏波累加比值范围对应的压迫压力的变化量ΔP。血管硬化度测定单元17将测出的压迫压力的变化量ΔP除以被测者的收缩压BH。更具体的，血管硬化度测定单元17校正该压迫压力变化量ΔP并得到校正值ΔP/BH。血管硬化度测定单元17然后使用例如关联该校正值ΔP/BH和该血管硬化度的图形来测定血管硬化度。

除了具有上述提及的优点(1)，(3)，(6)和(7)外，该第七实施例具有如下所述的优点。

(10)血管硬化度测定单元17利用可以用脉搏波累加值得到的被测者的循环信息来校正压迫压力变化量ΔP。更具体的，血管硬化度测定单元17通过将压迫压力变化量ΔP除以作为被测者生理信息的收缩压BH来校正该压力变化值。血管硬化度测定单元17然后利用该校正值ΔP/BH确定被测者的血管硬化度。因而，将压迫压力变化量ΔP与血压的依赖关系考虑在内，精确测定了血管硬化度。

第八实施例

下面将描述依据本发明的第八实施例的血管硬化度测定装置。

在本实施例中，血管硬化度测定单元17基于如下示出的方程式2，利用上面提及的校正值ΔP/BH、被测者的年龄、体重和身高来测定血管硬化度。

方程式2

血管硬化度＝{X1·(ΔP/BH)}+(X2·年龄)+(X3·体重)+(X4·身高)+X5

方程式2为多元回归方程。在该方程式中，X1为校正值ΔP/BH和血管硬化度的第一偏回归系数，X2为年龄和血管硬化度的第二偏回归系数，X3为体重和血管硬化度的第三偏回归系数，X4为身高和血管硬化度的第四偏回归系数，和X5为该多元回归方程的残差(residual error)。

获得多个被测者的校正值ΔP/BH、年龄、体重、身高以及血管硬化度来设置第一到第四偏回归系数X1到X4以及残差X5。第一到第四偏回归系数X1到X4以及残差X5以一种适合估算血管硬化度的方式设置。

血管硬化度测定单元17通过将作为被测者的循环信息的校正值ΔP/BH和作为被测者生理信息的年龄、体重和身高代入方程2来测定血管硬化度。这种校正作为利用这些偏回归系数对循环信息和生理信息加权的过程来测定血管硬化度。

除了具有上述提及的优点(1)，(3)，(6)，(7)和(10)之外，第八实施例还具有如下所述的优点。

(11)血管硬化度测定单元17进行校正或利用第一到第四偏回归系数或加权系数进行加权处理，该处理为对于作为被测者循环信息的校正值ΔP/BH以及作为被测者生理信息的年龄、体重、身高进行加权。血管硬化度测定单元17利用加权后的循环信息和加权后的生理信息来测定血管硬化度。通常的，血管硬化度的平均值根据被测者的年龄、体重和身高而有所不同。例如，血管硬化度的平均值随被测者年龄增大往往增加。在这方面，即使对不同的被测者得到相同的校正值ΔP/BH时，本实施例的装置依照每个个体被测者的年龄、体重和身高更为精确地测定血管硬化度。

第九实施例

下面将描述依据本发明的第九实施例的血管硬化度测定装置。

在本实施例中，血管硬化度测定单元17基于如下示出的方程式3和4利用上面提及的校正值ΔP/BH、被测者的年龄、体重和身高来测定血管硬化度。

方程式3

男性

血管硬化度＝{X11·(ΔP/BH)}+(X12·年龄)+(X13·体重)+(X14·身高)+X15

方程式4

女性

血管硬化度＝{X21·(ΔP/BH)}+(X22·年龄)+(X23·体重)+(X24·身高)+X25

方程式3为多元回归方程。在该方程式中，X11为校正值ΔP/BH和血管硬化度的第一偏回归系数，X12为年龄和血管硬化度的第二偏回归系数，X13为体重和血管硬化度的第三偏回归系数，X14为身高和血管硬化度的第四偏回归系数，和X15为该多元回归方程的残差。

为设置第一到第四偏回归系数X11到X14和残差X15，从大量男性中抽样得到校正值ΔP/BH、年龄、体重、身高和血管硬化度。然后第一到第四偏回归系数X11到X14和残差X15以一种适合估算男性被测者的血管硬化度的方式设置。

以相同的方式，方程式4也为多元回归方程。在该方程式中，X21为校正值ΔP/BH和血管硬化度的第一偏回归系数，X22为年龄和血管硬化度的第二偏回归系数，X23为体重和血管硬化度的第三偏回归系数，X24为身高和血管硬化度的第四偏回归系数，和X25为该多元回归方程的残差。

为设置第一到第四偏回归系数X21到X24和残差X25，从大量女性中抽样得到校正值ΔP/BH、年龄、体重、身高和血管硬化度。然后第一到第四偏回归系数X21到X24和残差X25以一种适合估算女性被测者的血管硬化度的方式来设置。

以这种方式，血管硬化度测定单元17利用适用男性被测者的方程式3和适用女性被测者的方程式4进行校正值ΔP/BH的校正以通过该校正来测定血管硬化度。

除了优点(1)，(3)，(6)，(7)，(10)和(11)外，第九实施例还具有下述优点。

(12)血管硬化度测定单元17在进行校正后测定血管硬化度，其中该校正将被测者的循环信息和生理信息代入依据被测者性别确定的方程式3或方程式4中，被测者性别是被测者的生理信息。通常，对具有相同年龄、体重和身高的被测者而言，血管硬化度的平均值根据被测者的性别不同而不同。在这个方面，本实施例除被测者的年龄、体重和身高之外，根据被测者的性别在相同的校正值ΔP/BH下对不同的被测者得到更加精确的血管硬化度。

本发明的上述实施例可以以下列方式进行修改。

第十实施例

下面将参考附图22(a)和22(b)描述依据本发明的第十实施例的血管硬化度测定装置。

在第十实施例中，压迫压力检测单元13检测对应于例如20％的脉搏波累加比值的压迫压力P0，和对应于例如80％的脉搏波累加比值的压迫压力P1。压迫压力检测单元13计算压迫压力P0和压迫压力P1的比率(压迫压力比P1/P0)。血管硬化度测定单元17基于该压迫压力比P1/P0测定血管硬化度。

图22(a)为软血管得到的特征线L3的图。图22(b)为硬化血管得到的特征线L3的图。图22(a)和22(b)的图形之间比较可以明显看出，软血管的压迫压力比P1/P0要小于硬化血管的压迫压力比P1/P0。血管硬化度测定单元17包括关联该压迫压力比P1/P0和血管硬化度的图形。血管硬化度测定单元17利用该图形来测定血管硬化度。

第十实施例具有如下所述的优点。

(13)在第十实施例中，仅利用压迫压力比P1/P0测定血管硬化度。这就降低了血管硬化度测定单元17上的负荷。

第十一实施例

下面将参考附图23(a)和23(b)描述依据本发明的第十一实施例的血管硬化度测定装置。

在第十一实施例中，压迫压力检测单元13基于脉搏波累加比值U0(对应于例如80mmHg的压迫压力)与脉搏波累加比值U1(对应于例如120mmHg的压迫压力)间的比率(下文称为脉搏波累加比值比率U1/U0)来测定血管硬化度。

图23(a)为软血管得到的特征线L3的图。图23(b)为硬化血管得到的特征线L3的图。图23(a)和23(b)的图形之间比较可以明显看出，软血管的脉搏波累加比值的比U1/U0要大于硬化血管的脉搏波累加比值比率U1/U0。血管硬化度测定单元17包括将该脉搏波累加比值的比U1/U0和血管硬化度关联的图形，血管硬化度测定单元17利用该图形来测定血管硬化度。

第十一实施例具有如下所述的优点。

(14)在第十一实施例中，仅利用脉搏波累加比值的比U1/U0测定血管硬化度。这就降低了血管硬化度测定单元17上的负荷。

本领域技术人员应当清楚，本发明能以许多其它具体形式实施而不会背离本发明的精神或范围。尤其是，应该明白本发明可以以下列形式具体化。

在第二实施例中，可基于脉搏波累加值的变化相对在包括预定压迫压力PS的压力范围内的变化的比率来测定血管硬化度，其中预定压迫压力PS对应于脉搏波W1的最大振幅值和特征线L2的最大变化率。压迫压力PS周围的压力范围极大地影响了血管壁20的中间层22的韧性。因而，压迫压力PS周围的压力范围中的血管硬化度对于确定作为血管壁20最重要部分的中间层22的状态是很重要的信息。确定中间层22的状态使得能够进一步精确测定血管硬化度。

在第四实施例中，脉搏波累加比值范围可以设置成包括对应于脉搏波W1的最大振幅和特征线L3的最大变化率的预定压迫压力Ps。中间层22的状态的确定允许了对血管硬化度进一步精确的测定。

在第五实施例中，血管硬化度测定单元17可以基于在包括预定压迫压力Ps的压力范围内的脉搏波累加比值的变化ΔU来测定血管硬化度，预定压迫压力Ps对应于脉搏波W1的最大振幅值和特征线L3的最大变化率。中间层22的状态的确定允许了对血管硬化度进一步精确的测定。

在第四实施例中，压迫压力检测单元13可以检测在10％到90％的脉搏波累加比值范围内的压迫压力的变化量ΔP。该脉搏波累加比值范围不特别限制。

在第五实施例中，血管硬化度测定单元17可以基于脉搏波累加比值的变化ΔU测定血管硬化度，该脉搏波累加比值的变化在包括40mmHg的参考压迫压力的压力范围之外变化。该压迫压力的压力范围不特别限制。

在第七实施例中，血管硬化度测定单元17可以利用值(ΔU/BH)来测定血管硬化度，该值ΔU/BH通过将在预定压力范围内的脉搏波累加比值的变化ΔU除以当压迫压力在预定范围内变化时被测者的收缩压BH得到。

在第七实施例中，通过将压迫压力变化量ΔP除以被测者的收缩压BH进行校正。然而，压迫压力变化量ΔP可以除以基于该收缩压BH的值，例如被测者的平均血压。这种校正使得血管硬化度的测定考虑到了压迫压力变化量ΔP与血压相关性。用于这种校正的方法不限于上述的将压迫压力变化量ΔP除以收缩压BH或平均血压的方法。例如，血管硬化度可利用预先准备的、用于计算血管硬化度的图形来计算，其中该图形利用压迫压力变化量ΔP和收缩压BH(或平均血压)作为参数。

在第七实施例中，收缩压BH用作用于校正压迫压力变化量ΔP的生理信息。或者，可以用例如被测者的年龄、体重和身高作为该生理信息。指示体重和身高比率的身体质量指数(BMI)同样也可以用作为生理信息。

在第八实施例中，方程式2使用压迫压力变化量ΔP除以被测者的收缩压BH得到的值。然而，压迫压力变化量ΔP可以直接代入方程式2。这种情况下，第一偏回归系数X1是不同的值。

在第八实施例中，通过将在预定压迫压力范围内的脉搏波累加比值的变化除以被测者的收缩压BH得到的值(ΔU/BH)可以代入方程式2中。可选的，脉搏波累加比值变化ΔU可以直接代入方程式2。这种情况下，第一偏回归系数X1是不同的值。

在第八实施例中，BMI值可以作为生理信息用于方程式2中。这种情况下，方程2采用另外设置用于该BMI和血管硬化度的偏回归系数。

在第九实施例中，基于该被测者是否诊断为带有如糖尿病等疾病，可以改变在用于测定血管硬化度的多元回归方程中使用的偏回归系数。

在第九实施例中，可以设置用于被测者的年龄、体重和身高的参考值，以及可以基于该被测者的年龄、体重和身高是大于或等于该参考值改变该偏回归系数。可选的，例如，年龄可分为10-19，20-29，30-39等等几类，偏回归系数可以取决于每个年龄类别而改变。这同样的可以应用于高度和体重。

在第九实施例中，可以设置用于男性(T1)和女性(T2)的预定常数T1和T2，并可以使用如下给出的方程式计算血管硬化度。在这种情况下，利用脉搏波累加值得到的被测者的循环信息，具体的，压迫压力变化量ΔP基于作为被测者生理信息的被测者性别来校正。

方程式5

男性

血管硬化度＝{X111·(ΔP/BH)}+T1

方程式6

女性

血管硬化度＝{X211·(ΔP/BH)}+T2

在方程式5和6中，右侧的校正值ΔP/BH可以用压迫压力变化量ΔP替换。

尽管在方程式2中使用被测者的年龄、体重和身高作为被测者的生理信息，方程式3和4在年龄、体重和身高之外使用被测者的性别作为生理信息，血管硬化度可以基于仅利用这些生理信息中其中一项校正的压迫压力变化量ΔP来测定。

在本发明的第八和第九实施例中，利用多元回归方程来测定血管硬化度。可选的，可以利用其它利用加权系数校正的循环信息和生理信息测定方法来测定血管硬化度。例如，包括年龄、体重、身高和性别的生理信息与包括压迫压力变化量ΔP的循环信息之间的关系可以采用例如像主成分分析等统计学方法得到，并且利用通过该统计学方法得到的关系可以测定血管硬化度。

尽管脉搏波检测单元14通过过滤从压迫压力检测单元13输入的压迫信号产生脉搏波信号，脉搏波检测单元14可以直接检测该脉搏波信号。

在第七到第九实施例中，压迫压力的变化量ΔP被除以被测者的收缩压BH以计算校正值ΔP/BH。下面列出的值可以用来替代压迫压力的变化量ΔP。

(A)压迫压力比P1/P0或压迫比P0/P1

(B)脉搏波累加比值比率U1/U0或脉搏波累加比值比率U0/U1

(C)压迫压力比相对脉搏波累加比值比率的比值(P1/P0)/(U1/U0)

(D)压迫压力比相对脉搏波累加比值比率的比值(P0/P1)/(U0/U1)

(E)脉搏波累加比值比率相对压迫压力比的比值(U1/U0)/(P1/P0)

(F)脉搏波累加比值比率相对压迫压力比的比值(U0/U1)/(P0/P1)

(G)压迫压力比的函数log(P1/P0)、压迫压力比的函数ln(P1/P0)或压迫压力比的函数(P1/P0)²

(H)压迫压力比的函数log(P0/P1)、压迫压力比的函数ln(P0/P1)或压迫压力比的函数(P0/P1)²

(I)脉搏波累加比值比率的函数log(U1/U0)、脉搏波累加比值比率的函数ln(U1/U0)或脉搏波累加比值比率的函数(U1/U0)²

(J)脉搏波累加比值比率的函数log(U0/U1)、脉搏波累加比值比率的函数ln(U0/U1)或脉搏波累加比值比率的函数(U0/U1)²

(K)压迫压力比与脉搏波累加比值比率的比值的函数log(P1/P0)/(U1/U0)、压迫压力比与脉搏波累加比值比率的比值的函数ln(P1/P0)/(U1/U0)或压迫压力比与脉搏波累加比值比率的比值的函数{(P1/P0)/(U1/U0)}²

(L)压迫压力比与脉搏波累加比值比率的比值的函数log(P0/P1)/(U0/U1)、压迫压力比与脉搏波累加比值比率的比值的函数ln(P0/P1)/(U0/U1)或压迫压力比与脉搏波累加比值比率的比值的函数{(P0/P1)/(U0/U1)}²

(M)压迫压力比与脉搏波累加比值比率的比值的函数log(U1/U0)/(P1/P0)、压迫压力比与脉搏波累加比值比率的比值的函数ln(U1/U0)/(P1/P0)或压迫压力比与脉搏波累加比值比率的比值的函数{(U1/U0)/(P1/P0)}²

(N)压迫压力比与脉搏波累加比值比率的比值的函数log(U0/U1)/(P0/P1)、压迫压力比与脉搏波累加比值比率的比值的函数ln(U0/U1)/(P0/P1)或压迫压力比与脉搏波累加比值比率的比值的函数{(U0/U1)/(P0/P1)}²

在第十到第十一实施例中，基于压迫压力比P1/P0和脉搏波累加比值比率U1/U0测定血管硬化度。然而，可以基于下列值测定血管硬化度。

(A)压迫压力比P0/P1

(B)脉搏波累加比值比率U0/U1

(C)压迫压力比与脉搏波累加比值比率的比值(P1/P0)/(U1/U0)

(D)压迫压力比与脉搏波累加比值比率的比值(P0/P1)/(U0/U1)

(E)脉搏波累加比值比率与压迫压力比的比值(U1/U0)/(P1/P0)

(F)脉搏波累加比值比率与压迫压力比的比值(U0/U1)/(P0/P1)

(K)压迫压力比相对脉搏波累加比值比率的比值的函数log(P1/P0)/(U1/U0)、压迫压力比相对脉搏波累加比值比率的比值的函数ln(P1/P0)/(U1/U0)或压迫压力比相对脉搏波累加比值比率的比值的函数{(P1/P0)/(U1/U0)}²

(L)压迫压力比相对脉搏波累加比值比率的比值的函数log(P0/P1)/(U0/U1)、压迫压力比相对脉搏波累加比值比率的比值的函数ln(P0/P1)/(U0/U1)或压迫压力比相对脉搏波累加比值比率的比值的函数{(P0/P1)/(U0/U1)}²

(M)压迫压力比相对脉搏波累加比值比率的比值的函数log(U1/U0)/(P1/P0)、压迫压力比相对脉搏波累加比值比率的比值的函数ln(U1/U0)/(P1/P0)或压迫压力比相对脉搏波累加比值比率的比值的函数{(U1/U0)/(P1/P0)}²

(N)压迫压力比相对脉搏波累加比值比率的比值的函数log(U0/U1)/(P0/P1)、压迫压力比相对脉搏波累加比值比率的比值的函数ln(U0/U1)/(P0/P1)或压迫压力比相对脉搏波累加比值比率的比值的函数{(U0/U1)/(P0/P1)}²

在第十实施例中，压迫压力检测单元13检测对应于20％的脉搏波累加比值的压迫压力P0和对应于80％的脉搏波累加比值的压迫压力P1。然而，该检测不特定限制于两个脉搏波累加比值。

在第十实施例中，压迫压力检测单元13可以基于对应于两个脉搏波累加比值的两个压迫压力值来检测压迫压力比P1/P0。

在第十一实施例中，血管硬化度测定单元17检测对应于80mmHg的压迫压力值的脉搏波累加比值和对应于120mmHg的压迫压力值的脉搏波累加比值。然而，该检测不特定限制于两个压迫压力。

在第十一实施例中，血管硬化度测定单元17可以基于从对应于80mmHg和120mmHg两个压迫压力值的两个脉搏波累加值计算出的脉搏波累加值的比值来测定血管硬化度。

在上述实施例中，血管硬化度测定单元17可以基于从对应于80mmHg和120mmHg两个压迫压力值的两个脉搏波累加值计算出的脉搏波累加值的比值来测定血管硬化度。该压迫压力值不加以特定限制。

在第一到第六实施例，第十实施例和第十一实施例中，基于通过压迫压力检测单元13或血管硬化度测定单元17计算得到的值以及关联该计算值和血管硬化度的图形来测定血管。通过压迫压力检测单元13或血管硬化度测定单元17计算得到的值可以插入一个预设的函数来测定血管硬化度。

在上述实施例中，脉搏波检测单元14可以检测脉搏波W1在其中腕带11在该腕带的压迫压力达到大于被测者的估计的心脏收缩压的预设压力后逐渐降压的期间的振幅值。

在上述实施例中，脉搏波W1可以从被测者的除了上臂外的其它部分产生。例如，该脉搏波W1可以从被测者的手腕产生。

本发明的示例和实施例应被认为是示例性而非限制性的，并且本发明不限于本文所给出的细节，而是可在所附权利要求的范围和等效内容下进行修改。

Claims

1.一种测定装置；包括：

压迫被测者身体一部分的压迫单元；

压迫压力检测单元，其检测由所述压迫单元产生的压迫压力；

改变所述压迫压力的压迫压力控制单元；

脉搏波检测单元，其检测与所述身体一部分中产生的脉搏波相关的脉搏波信息，该脉搏波信息与通过所述压迫压力控制单元改变的压迫压力相对应；

脉搏波累加值计算单元，其通过将多段脉搏波信息累加来计算脉搏波累加值，该多段脉搏波信息在所述压迫单元开始压迫到所述压迫单元结束压迫的期间内获得；

存储单元，其存储与所述压迫压力相关联的所述脉搏波累加值；以及

测定单元，其利用所述压迫压力和与所述压迫压力相关联的所述脉搏波累加值测定血管硬化度。

2.根据权利要求1所述的测定装置，其中所述测定单元利用特征线来测定血管硬化度，该特征线从多个脉搏波累加值和与该多个脉搏波累加值相关联的多个压迫压力之间的关系得到。

3.根据权利要求2所述的测定装置，其中所述测定单元基于所述特征线中脉搏波累加值的变化相对所述压迫压力的变化的比率来测定血管硬化度。

4.根据权利要求3所述的测定装置，其中所述测定单元基于所述特征线中在多个压迫压力范围的每一个中脉搏波累加值的变化率来测定血管硬化度。

5.根据权利要求1所述的测定装置，其中：

所述测定单元计算多个脉搏波累加比值，这些比值为多个脉搏波累加值相对所述脉搏波累加值中最大值的比值，并且

所述测定单元基于从所述多个脉搏波累加比值和相应的多个压迫压力之间的关系得到的特征线来测定血管硬化度。

6.根据权利要求5所述的测定装置，其中所述测定单元利用所述特征线中在所述脉搏波累加比值的预定范围内所述压迫压力的变化量来测定血管硬化度。

7.根据权利要求5所述的测定装置，其中所述测定单元基于所述特征线中在所述压迫压力的预定范围内所述脉搏波累加比值的变化来测定血管硬化度。

8.根据权利要求2-7任一项所述的测定装置，其中所述测定单元基于在包括所述特征线的变化率为最大时的压迫压力的范围内所述特征线的变化率来测定血管硬化度。

9.根据权利要求1-7任一项所述的测定装置，其中所述脉搏波累加值计算单元通过仅累加多段脉搏波信息来计算所述脉搏波累加值，其中通过所述脉搏波检测单元检测到的异常脉搏波信息被去除。

10.根据权利要求1-7任一项所述的测定装置，其中：

所述测定单元基于所述被测者的与循环信息不同的生理信息来校正被测者的循环信息，该循环信息从所述脉搏波累加值得到；并且

所述测定单元利用该校正的循环信息来测定血管硬化度。

11.根据权利要求10所述的测定装置，其中所述测定单元在利用所述校正的循环信息测定血管硬化度时对所述循环信息和所述生理信息加权。

12.根据权利要求10所述的测定装置，其中当使用所述校正的循环信息测定血管硬化度时，所述测定单元利用根据被测者性别而不同的方程式校正所述被测者的包括被测者性别的循环信息。

13.根据权利要求5-7任一项所述的测定装置，其中所述测定单元基于所述特征线中与两个脉搏波累加比值相对应的两个压迫压力值的比值来测定血管硬化度。

14.根据权利要求5-7任一项所述的测定装置，其中所述测定单元基于所述特征线中与两个压迫压力值相对应的两个脉搏波累加比值的比来测定血管硬化度。

15.根据权利要求2-7任一项所述的测定装置，其中所述测定单元基于所述特征线中与两个脉搏波累加比值相对应的两个压迫压力值的比值来测定血管硬化度。

16.根据权利要求2-7任一项所述的测定装置，其中所述测定单元基于所述特征线中与两个压迫压力值相对应的两个脉搏波累加比值的比来测定血管硬化度。