CN103140165A - 血压信息测定装置及用该装置的动脉硬化度指标计算方法 - Google Patents

Abstract

血压计（1）的CPU（40）根据测定用的空气袋（13B）的内压变化来计算血压。另外，根据脉搏波波形来计算脉搏波增强指数和脉搏波传导时间（Tr）。CPU（40）的路径差计算部（405）存储有用于修正事先存储的脉搏波传导距离的修正公式，通过将计算出的血压值、脉搏波增强指数等代入该修正公式，对事先存储的脉搏波传导距离进行修正，使修正后的脉搏波传导距离更接近于实际的脉搏波传导距离。PWV计算部（406）利用该距离来计算PWV。

Description

血压信息测定装置及用该装置的动脉硬化度指标计算方法

技术领域

本发明涉及一种血压信息测定装置及利用该装置计算动脉硬化度的指标的计算方法，特别是涉及一种测定有效判断动脉硬化度的血压信息的血压信息测定装置及利用该装置计算动脉硬化度的指标的计算方法。

背景技术

以往，作为判断动脉硬化度的装置，例如日本特开2000-316821号公报（下面的专利文献1）公开了一种调查从心脏射出的脉搏波传导的速度（下面，称为PWV：Pulse Wave Velocity）的装置。

通过在上臂及下肢等的至少两处以上装戴测定脉搏波的袖带等，并且同时测定脉搏波，基于各处的脉搏波的出现时间差和装戴有测定脉搏波的袖带等的两点之间的动脉的长度，来计算PWV。因此，存在需要在至少两处装戴袖带等，在家庭中难以简便地测定PWV的问题点。

于是，作为基于在上臂的一处测定的脉搏波来判断动脉硬化度的装置，例如日本特开2004-113593号公报（下面，专利文献2）公开了一种具有脉搏波测定用袖带和压迫末梢一侧的压迫用袖带的装置。除了在上臂测定出的压脉搏波以外，还能够使用采用张力测量法（tonometry method）在颈动脉或桡骨动脉测定出的脉搏波，来检测射血波与反射波的出现时间差。

在专利文献2的装置中，通过一边压迫末梢一侧，一边测定心脏一侧的脉搏波，来将从心脏射出的射血波与来自大动脉中的主要的反射部位的反射波分离，通过检测射血波与反射波的出现时间差（称为Δt、PTT、Tr等），来计算脉搏波传导速度，该脉搏波传导速度为用于判断动脉硬化度的指标。具体来说，将射血波与反射波各自到测定部位为止的传导路径差，除以测定部位的射血波与反射波的出现时间差，来换算成脉搏波传导速度（PWV），该脉搏波传导速度是用于判断动脉硬化度的指标。

在这种装置中，为了高精度地计算脉搏波传导速度，除了脉搏波传导时间以外，还需要脉搏波传导距离的信息。若传导时间相同，则传导距离越长，传导速度快，动脉硬化度高。

以往，大动脉中的脉搏波的主要的反射部位为髂骨（肠骨）动脉分支部。于是，将从大动脉起始部到髂骨动脉分支部为止的距离（L_da）乘以2而得到的距离（2L_da），假定为射血波与反射波各自到测定部位为止的传导路径差，该假定的传导路径差除以Tr（Traveling time to reflected wave：传导至反射波的时间）而得到的值（2L_da/Tr），等于大动脉的PWV。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：日本特开2000-316821号公报

专利文献2：日本特开2004-113593号公报

发明内容

发明要解决的问题

然而，实际上，主要的反射部位并不固定，因年龄、身高等被测定者的属性、动脉硬化的进展程度等的病情而不同。因此，存在如下的问题点：若假设所有的被测定者的反射部位相同，则计算出的PWV会产生误差。

本发明是鉴于上述的问题而提出的，目的在于，提供一种血压信息测定装置及利用该装置计算动脉硬化度的指标的计算方法，通过对脉搏波传导距离进行修正，能够高精度地计算出有效判断利用脉搏波传导距离而得到的动脉硬化度的指标。

用于解决问题的手段

为了达成上述目的，根据本发明的一个技术方案，一种血压信息测定装置，计算脉搏波传导速度来作为血压信息，脉搏波传导速度是被测定者的动脉硬化度的指标，其具有：空气袋，其用于装戴在被测定者的测定部位上；调整装置，其用于调整空气袋的内压；计算装置，其用于基于空气袋的内压变化，进行用于计算被测定者的脉搏波传导速度的处理。计算装置执行以下的计算：根据内压变化来获取被测定者的血压值的计算；根据内压变化来获取一拍的脉搏波波形的计算；获取在一拍的脉搏波波形上的射血波与反射波的出现时间差的计算；基于血压值和事先存储的表示从大动脉起始部到髂骨动脉分支部为止的距离的值，决定射血波与反射波各自从心脏到测定部位为止的传导路径差的计算；基于传导路径差和出现时间差，获取被测定者的脉搏波传导速度的计算。

优选地，计算装置，在决定传导路径差的计算中，除了利用血压值和表示从大动脉起始部到髂骨动脉分支部为止的距离的值以外，还利用表示脉搏波波形的形状特征的值，来决定传导路径差。

优选地，血压信息测定装置还具有输入装置，输入装置用于接收所输入的表示与被测定者的血压信息相关的属性的值，计算装置，在决定传导路径差的计算中，除了利用血压值和表示从大动脉起始部到髂骨动脉分支部为止的距离的值以外，还利用表示属性的值，来决定传导路径差。

优选地，血压信息测定装置还具有输入装置，输入装置用于接收所输入的表示与被测定者的血压信息相关的属性的值，计算装置，在决定传导路径差的计算中，除了利用血压值和表示从大动脉起始部到髂骨动脉分支部为止的距离的值以外，还利用表示脉搏波波形的形状特征的值和表示属性的值，来决定传导路径差。

优选地，计算装置还执行根据脉搏波波形的形状来获取脉搏波增强指数值的计算，脉搏波增强指数值是射血波的振幅与反射波的振幅的比率，在决定传导路径差的计算中，采用脉搏波增强指数值来作为表示脉搏波波形的形状特征的值。

优选地，表示与被测定者的血压信息相关的属性的值，是被测定者的年龄与被测定者的身高中的至少一个值。

优选地，在决定传导路径差的计算中，通过将基于血压值得到的值与事先存储的表示从大动脉起始部到髂骨动脉分支部为止的距离的值相乘，来计算传导路径差。

优选地，用于装戴在被测定者的测定部位上的空气袋，包括在装戴的情况下位于中枢一侧的第一空气袋和位于末梢一侧的第二空气袋，在获取脉搏波波形的计算中，根据在测定部位的末梢一侧被第二空气袋驱血的状态下的第一空气袋的内压变化，来获取脉搏波波形。

根据本发明的另一种技术方案，一种血压信息测定装置中的动脉硬化度的指标的计算方法，用于在血压信息测定装置中计算脉搏波传导速度来作为动脉硬化度的指标，其中，血压信息测定装置包括用于装戴在被测定者的测定部位上的空气袋和用于进行用于计算被测定者的脉搏波传导速度的处理的计算装置，在该方法中，使计算装置执行以下步骤：根据装戴在被测定者的测定部位上的空气袋的内压变化，计算被测定者的血压值的步骤；根据内压变化来获取一拍的脉搏波波形的步骤；确定在一拍的脉搏波波形上的射血波与反射波的出现时间差的步骤；基于血压值和事先存储的表示从大动脉起始部到髂骨动脉分支部为止的距离的值，决定射血波与反射波各自从心脏到测定部位为止的传导路径差的步骤；基于传导路径差和出现时间差，计算被测定者的脉搏波传导速度的步骤。

发明的效果

根据本发明，能够高精度地计算出有效对利用脉搏波传导距离而得到的动脉硬化度进行判断的指标。

附图说明

图1是表示针对同一个被测定者的PWV的实测值与推断值的关系的图。

图2A是表示针对多个被测定者的“相对距离”与收缩压（收缩期血压）的关系的图。

图2B是表示针对多个被测定者的“相对距离”与脉搏波增强指数值的关系的图。

图3是表示从大动脉起始部到髂骨动脉分支部为止的距离（L_da）、根据实测的心脏大腿动脉间PWV及Tr而计算出的从大动脉起始部到实际的反射位置为止的距离（L_Tr）、作为脉搏波的测定部位的心脏与大腿动脉的两点之间的血管路径的距离（L_hf）的概略图。

图4是表示实施方式的血压信息测定装置（下面，简称为测定装置）的外观的具体例的图。

图5A是表示测定姿势的具体例的图。

图5B是表示臂带的结构的具体例的图。

图6是表示测定装置的结构的具体例的框图。

图7是表示测定装置所进行的动作的流程图。

图8是表示图7的步骤S17中的处理的流程图。

图9是说明测定装置所进行的动作中的压迫用空气袋及测定用空气袋内的压力变化的图。

图10表示利用距离（L_Tr）计算出的PWV的推断值与PWV的实测值的关系，其中，距离（L_Tr）是利用被测定者的血压值对距离（L_da）进行修正而得到的。

图11表示利用距离（L_Tr）计算出的PWV的推断值与PWV的实测值的关系，其中，距离（L_Tr）是利用被测定者的血压值和作为表示血压波形的形状的特征的值的脉搏波增强指数值（AI）对距离（L_da）进行修正而得到的。

图12是表示利用（L_Tr）计算出的PWV的推断值与PWV的实测值的关系，其中，距离（L_Tr）是利用被测定者的血压值、作为表示血压波形的形状的特征的值的脉搏波增强指数值（AI）、作为与被测定者的血管路径相关的属性的年龄及身高，对距离（L_da）进行修正而得到的。

具体实施方式

下面，参照附图，针对本发明的实施方式进行说明。在下面的说明中，对相同的部件及结构要素标注相同的附图标记。这些部件及结构要素的名称及功能也相同。

＜原理的说明＞

作为用于判断动脉硬化度的一个指标，例举有脉搏波传导速度（下面，称为PWV：Pulse Wave Velocity）。通过将射血波与反射波各自到测定部位为止的传导路径差，除以测定部位的射血波与反射波的出现时间差，来换算PWV。

利用现有的PWV的计算方法，将从大动脉起始部到髂骨动脉分支部为止的距离（L_da）乘以2而得到的距离（2L_da），假定为射血波与反射波各自从心脏到测定部位为止的传导路径差，通过将该假定的传导路径差除以Tr而得到值（2L_da/Tr），由此得到PWV。

然而，在实际上，主要的反射部位不固定，因年龄、身高等被测定者的实际的血管路径的长度的不同，或者因年龄、病情等的被测定者的动脉的硬化程度的不同，PWV并不相同。例如，在“Mitchell”等人的论文“Changesin arterial stiffness and wave reflection with advancing age in healthy men andwomen.The Framingham Heart Study”（Hypertension.2004;43:1239-1245）中，记载了越为高龄则反射部位距离心脏越远的研究结果。另一方面，在例如“Segers”等人的论文“Assessment of pressure wave reflection:getting thetiming right!”（Physiol.Meas.28(2007)1045-1056）等中，公开了表示越为高龄则反射部位距离心脏越近的结果。因此，若假设所有的被测定者的反射部位都相同，则计算出的PWV会产生误差。

图1是表示针对同一个被测定者的PWV的实测值与推断值的关系的图。在此，采用根据在心脏和大腿动脉的两点测定出的脉搏波来计算出的hfPWV，来作为PWV。“实测值”是指，根据在心脏和大腿动脉的两点测定出的脉搏波计算出的PWV。“推断值”是指，利用脉搏波传导时间和从大动脉起始部到髂骨动脉分支部为止的距离（L_da）计算出的值，其中，脉搏波传导时间是根据利用张力测量法在颈动脉的一点处测定出的脉搏波而计算出的。在图1中，横轴表示实测值，纵轴表示推断值。

从图1了解到：存在实测值与推断值之间的差很大的被测定者。这是因为推断值含有误差。作为推断值误差的一个原因，为假定的反射波路径差的误差。

在此，发明人员将距离（L_Tr）相对于距离（L_da）的比率（L_Tr/L_da）作为“相对距离”，针对每个被测定者计算“相对距离”、收缩压、脉搏波增强指数（Augmentation Index）值，其中，距离（L_da）为在将髂骨动脉分支部假定为反射部位的情况下的从大动脉起始部到髂骨动脉分支部为止的距离，距离（L_Tr）为从根据实测出的心脏大腿动脉间PWV及Tr而计算出的大动脉起始部到实际的反射位置为止的距离，该脉搏波增强指数值是反射波的振幅相对于射血波的振幅的比率。相对距离＝1表示假定的反射位置等于实际的反射位置。

此外，距离（L_Tr）通过以下的计算式（1）计算：

L_Tr＝hfPWV×Tr/2…计算式（1）。

图2A是表示针对多个被测定者的“相对距离”与收缩压的关系的图，图2B是表示针对多个被测定者的“相对距离”与脉搏波增强指数值的关系的图。从图2A、图2B了解到：计算出的相对距离根据不同的被测定者而不同，实际上，不一定具有相对距离＝1的关系。特别是，发明人员还从图2A、图2B示出的关系发现如下规律：血压越高则相对距离越大，脉搏波增强指数值越大则相对距离越小。即，发明人员发现，不仅被测定者的身高、年龄等的与血管路径相关的属性相关，而且还因血压值、血压波形的形状的特征而导致实际的反射位置与假定的反射位置相偏离。

在图3中，概略（概念性）表示从大动脉起始部到髂骨动脉分支部为止的距离（L_da）、从根据实测出的心脏大腿动脉间PWV及Tr计算出的大动脉起始部到实际的反射位置为止的距离（L_Tr）、在作为脉搏波的测定部位的心脏与大腿动脉的两点之间的血管路径的距离（L_hf）。

从图3了解到：由于“相对距离”变大等同于距离（L_Tr）相对于距离（L_da）变大，所以意味着实际的反射位置比假定的反射位置更远离心脏。相反地，由于“相对距离”变小等同于距离（L_Tr）相对于距离（L_da）变小，所以意味着实际的反射位置比假定的反射位置更靠近心脏。

作为以上考察的结果，发明人员利用被测定者的身高、年龄等的与血管路径相关的属性、血压值、血压波形的形状的特征，对从大动脉起始部到髂骨动脉分支部为止的距离（L_da）进行修正，来得到从大动脉起始部到实际的反射位置为止的距离（L_Tr），从而决定反射波路径差。

作为第一例，通过利用被测定者的血压值和血压波形的形状的特征对距离（L_da）进行修正，来获得从大动脉起始部到实际的反射位置为止的距离（L_Tr）。作为具体例，采用收缩压来作为被测定者的血压值，采用脉搏波增强指数值来作为表示血压波形的形状的特征的值，通过下面的计算式（2）来计算距离（L_Tr）：

L_Tr＝（A×收缩压＋B×脉搏波增强指数＋C）×L_da…计算式（2）。

另外，作为第二例，利用被测定者的血压值，来修正距离（L_da）。作为具体例，采用收缩压来作为被测定者的血压值，通过下面的计算式（3）来计算距离（L_Tr）：

L_Tr＝（A’×收缩压＋C’）×L_da…计算式（3）。

此外，就系数A、A’、B、C、C’而言，能够采用基于测定实际的被测定者组的结果，根据实验而获得的系数。另外，就从大动脉起始部到髂骨动脉分支部为止的距离（L_da）而言，能够采用从大动脉起始部到髂骨动脉分支部为止的距离的实测值，或者，采用根据事先求出的身高与实测值之间的近似式而求出的值。

另外，作为第三例，利用与被测定者的血管路径相关的属性、被测定者的血压值、血压波形的形状的特征，来修正距离（L_da）。作为具体例，采用年龄及身高来作为与被测定者的血管路径相关的属性，采用收缩压来作为被测定者的血压值，采用脉搏波增强指数值来作为表示血压波形的形状的特征的值，通过下面的计算式（4）来计算距离（L_Tr）：

L_Tr＝（D×年龄＋E×收缩压＋F×脉搏波增强指数＋G×身高＋H）×L_da…计算式（4）。

另外，作为第四例，利用与被测定者的血管路径相关的属性、被测定者的血压值，来修正距离（L_da）。作为具体例，采用年龄及身高来作为与被测定者的血管路径相关的属性，采用收缩压来作为被测定者的血压值，通过下面的计算式（5）来计算距离（L_Tr）：

L_Tr＝（D’×年龄＋E’×收缩压＋G’×身高＋H’）×L_da…计算式（5）。

此外，就系数D、D’、E、E’、F、G、G’、H、H’而言，也能够采用基于测定实际的被测定者组的结果，根据实验而获得的系数。

此外，在上述的说明中，采用收缩压来作为被测定者的血压值，但也可以采用舒张压（舒张期血压），也可以采用收缩压与舒张压的中间值。另外，采用脉搏波增强指数值，来作为表示被测定者的血压波形的形状的特征的值，但也可以采用Tr等的其它的指标。另外，采用年龄及身高来作为与被测定者的血管路径相关的属性，但也可以采用年龄及身高中的一个，也可以采用其它的属性。

＜装置结构＞

图4是表示实施方式的血压信息测定装置（下面，简称为测定装置）1的外观的具体例的图。

参照图4，测定装置1包括利用空气管10连接的基体2和装戴在作为测定部位的上臂上的臂带9。在基体2的正面配置有：显示部4，其显示包括测定结果的各种信息；操作部3，对其进行操作，以给予测定装置1各种指示。操作部3包括：开关31，对其进行操作，以打开（ON）/关闭（OFF）电源；开关32，对其进行操作，以指示测定的开始。

参照图5A、图5B，臂带9具有作为用于压迫身体的流体袋的空气袋。上述空气袋包括空气袋13A和空气袋13B，其中，空气袋13A用作测定作为血压信息的血压的流体袋，空气袋13B用作测定作为血压信息的脉搏波的流体袋。作为一个例子，空气袋13B的大小为20mm×200mm左右。另外，优选地，空气袋13B的空气容量在空气袋13A的空气容量的1/5以下。

在利用测定装置1测定脉搏波时，如图5A所示，将臂带9卷绕在作为测定部位的上臂100上。通过在该状态下按下开关32，来测定血压信息，并且基于血压信息，计算用于判断动脉硬化度的指标。在此，“血压信息”是指，通过测定身体而得到的与血压相关的信息，具体来说，例如血压值、血压波形（脉搏波波形）、心搏数等。

图6是表示测定装置1的结构的具体例的框图。

参照图6，测定装置1包括经由空气管10与空气袋13A连接的空气系统20A、经由空气管10与空气袋13B连接的空气系统20B、CPU（CentralProcessing Unit：中央处理器）40。空气系统20A包括气泵21A、气阀22A、压力传感器23A。空气系统20B包括气阀22B、压力传感器23B。

气泵21A与驱动电路26A连接，驱动电路26A还与CPU40连接。气泵21A被接收来自CPU40的指令的驱动电路26A驱动，通过向空气袋13A送入压缩气体，来对空气袋13A进行加压。

气阀22A与驱动电路27A连接，驱动电路27A还与CPU40连接。气阀22B与驱动电路27B连接，驱动电路27B还与CPU40连接。气阀22A、22B的开闭状态分别被接收来自CPU40的指令的驱动电路27A、27B控制。通过控制开闭状态，来使得气阀22A、22B分别保持空气袋13A、13B内的压力，或者对空气袋13A、13B进行减压。由此，控制空气袋13A、13B内的压力。

压力传感器23A与放大器28A连接，放大器28A还与A/D转换器（模数转换器）29A连接，A/D转换器29A还与CPU40连接。压力传感器23B与放大器28B连接，放大器28B还与A/D转换器29B连接，A/D转换器29B还与CPU40连接。压力传感器23A、23B分别检测空气袋13A、13B内的压力，并且向放大器28A、28B输出与其检测值对应的信号。所输出的信号被放大器28A、28B放大，并且A/D转换器29A、29B对该信号进行数字化之后将其输入至CPU40。

通过二通阀51连接来自空气袋13A的空气管和来自空气袋13B的空气管。二通阀51与驱动电路53连接，驱动电路53还与CPU40连接。二通阀51具有空气袋13A一侧的阀和空气袋13B一侧的阀，通过利用接收来自CPU40的指令的驱动电路53进行驱动，来开闭这些阀。

在存储器41内，存储有CPU40所要执行的程序。CPU40基于向设置于测定装置的基体2上的操作部3输入的指令，从存储器41读取并执行程序，通过执行该程序，来输出控制信号。另外，CPU40向显示部4、存储器41输出测定结果。在存储器41还存储有测定结果，除此以外，根据需要，还存储有被测定者的身高、年龄等的与血管路径相关的属性。通过事先对操作部3进行操作，来输入与被测定者的血管路径相关的属性。然后，CPU40根据需要，伴随着程序的执行，读取与上述被测定者的血管路径相关的属性，并将其用于计算。

＜功能结构＞

再次参照图6，作为用于根据上述的原理来计算作为用于判断动脉硬化度的指标的PWV的功能，CPU40包括：输入部401，其用于接收所输入的来自压力传感器23B的压力信号，获取一拍的血压波形；血压计算部402，其用于接收所输入的来自压力传感器23B的压力信号，计算血压值（例如收缩压值）；脉搏波增强指数计算部403，其用于根据血压波形来计算脉搏波增强指数值；Tr计算部404，其用于根据血压波形来计算Tr；路径差计算部405，其用于根据上述计算式（2）或计算式（3），利用收缩压值或收缩压值及脉搏波增强指数值，对从大动脉起始部到髂骨动脉分支部为止的距离（L_da）进行修正，来获取距离（L_Tr），从而决定反射波路径差；PWV计算部406，其用于将反射波路径差除以Tr来计算PWV。这些功能主要是通过CPU40根据来自操作部3的操作信号来读取并执行存储于存储器41中的程序而形成于CPU40中的功能，至少这些功能中的一部分可以由硬件结构形成。

＜测定及指标计算动作＞

图7是表示测定装置1所进行的动作的流程图。当测定者按下开关32时，开始图7示出的动作。该动作是通过CPU40读取存储于存储器41内的程序，控制图6示出的各部分来实现的。另外，利用图9，说明在测定装置1所进行的动作中的空气袋13A、13B内的压力变化。图9的（A）表示空气袋13B内的压力P1的时间变化，图9的（B）表示空气袋13A内的压力P2的时间变化。在图9的（A）、（B）中的时间轴上标注的S3～S17与后述的测定装置1所进行的测定动作的各动作一致。

参照图7，当开始动作时，在步骤S1中，在CPU40中对各部分进行初始化。在步骤S3中，CPU40向空气系统20A输出控制信号，开始对空气袋13A进行加压，在加压过程中测定血压。在步骤S3中对血压的测定是利用在通常的血压计中所进行的示波测量法来进行测定的。在步骤S3中，CPU40基于来自压力传感器23B的压力信号，来计算血压值，并将其存储在存储器41的规定区域内。

当在步骤S3中对血压进行的测定结束时，在步骤S5中，CPU40向驱动电路53输出控制信号，使二通阀51的空气袋13A一侧的阀和空气袋13B一侧的阀两者开放。由此，连通空气袋13A和空气袋13B，使得空气袋13A内的空气的一部分移动至空气袋13B内，以对空气袋13B进行加压。

在图9的（B）的例子中，从在上述步骤S3中开始加压到血压测定结束为止的期间内，空气袋13A内的压力P2一直增加至高于收缩压值为止。此后，通过在上述步骤S5中开放二通阀51的上述阀，来使空气袋13A内的空气的一部分移动至空气袋13B，使压力P2减少。同时，如图9的（A）所示，空气袋13B内的压力P1迅速地增加。然后，在压力P1与压力P2一致的时间点，即这些空气袋13A、13B的内压平衡的时间点，结束从空气袋13A向空气袋13B移动空气的动作。在步骤S7中，CPU40在该时间点，向驱动电路53输出控制信号，使在上述步骤S5中开放的二通阀51的两个阀关闭。在图9的（A）、（B）中，示出了在步骤S7的时间点，压力P1与压力P2一致。如图5A所示，由于空气袋13B的容量比空气袋13A的容量小，所以压力P2在步骤S5中减少的幅度不大，在步骤S7的时间点，压力P1与压力P2都为高于收缩压值的压力。

此后，在步骤S9中，CPU40向驱动电路27B输出控制信号，对空气袋13B内的压力P1进行减压调整，调整到适合测定脉搏波的压力。在此的减压调整量优选例如5.5mmHg/sec左右。另外，作为适合测定脉搏波的压力，优选50～150mmHg左右。此时，由于关闭二通阀51的两个阀，所以如图9的（B）所示，空气袋13A内的压力P2以高于收缩压值的压力来压迫测定部位的末梢一侧，使测定部位的末梢一侧达到驱血状态。

在末梢一侧被驱血的状态下，在步骤S11中，每当基于来自压力传感器23B的压力信号而接收到（输入）一拍的血压波形时，CPU40都根据该血压波形进行用于提取特征点的动作。即，在步骤S11中，CPU40接收来自压力传感器23B的压力信号，确定一拍的血压波形。此外，在此，可以基于输入的多拍的血压波形，根据多拍的血压波形的平均值来确定一拍的血压波形，还可以根据在规定期间（数秒等）内输入的压力信号中出现的各脉搏的平均值来确定一拍的血压波形。

然后，根据所确定的一拍的血压波形，提取事先规定的与血压波形的二次微分曲线的极大点对应的点、与血压波形的四次微分曲线的下降过零点（zero cross）对应的点等，来作为特征点。

每当接收到（输入）一拍的血压波形时，就重复进行步骤S11的提取特征点的动作，直至提取出计算动脉硬化度的指标所需的事先规定的个数（例如十拍）的特征点为止。在此期间内，如图9的（A）所示，空气袋13B内的压力P1保持在适合测定脉搏波的压力，如图9的（B）所示，空气袋13A内的压力P2保持在高于收缩压值的压力。由此，来保持测定部位的末梢一侧的驱血状态。

当提取的特征点的个数达到事先规定的个数（例如十拍）时（在步骤S13判断为“是”），在步骤S15中，CPU40利用提取出的特征点的平均值，来计算脉搏波传导时间和脉搏波增强指数值。即，将与血压波形的二次微分曲线的极大点对应的点、与血压波形的四次微分曲线的下降过零点对应的点等，作为反射波的上升拐点，通过计算出现反射波的上升拐点与出现射血波的上升拐点时的差值，来计算Tr，通过确定一拍的血压波形上的射血波的最大振幅和反射波的最大振幅，并计算两者的比率，来计算脉搏波增强指数值。此外，也可以取代Tr，而采用射血波的峰值的出现时间与反射波的峰值的出现时间的时间差（Tpp）。

在步骤S17中，CPU40还计算脉搏波传导距离。图8是表示在步骤S17中的处理的流程图。

在作为上述第一例而示出的利用被测定者的血压值和血压波形的形状的特征来修正距离（L_da）的情况下，即，在利用上述计算式（2）来计算距离（L_Tr）的情况下，CPU40读取在步骤S3中计算出的收缩压值（步骤S101），读取在步骤S15中计算出的脉搏波增强指数值（步骤S103），通过将收缩压值和脉搏波增强指数值代入上述计算式（2）（步骤S105），来计算从大动脉起始部到实际的反射位置为止的距离（L_Tr）。

在作为上述第二例而示出的利用被测定者的血压值来修正距离（L_da）的情况下，即，在利用上述计算式（3）来计算距离（L_Tr）的情况下，跳过步骤S103的动作，读取在步骤S3中计算出的收缩压值（步骤S101），通过将收缩压值代入上述计算式（3）（步骤S105），来计算从大动脉起始部到实际的反射位置为止的距离（L_Tr）。

在作为上述第三例而示出的利用与被测定者的血管路径相关的属性、被测定者的血压值、血压波形的形状的特征来修正距离（L_da）的情况下，即，在利用上述计算式（4）来计算距离（L_Tr）的情况下，CPU40在步骤S101、S103的动作的基础上，还从存储器41读取年龄及身高等的与被测定者的血管路径相关的属性，通过将该属性代入上述计算式（4）（步骤S105），来计算从大动脉起始部到实际的反射位置为止的距离（L_Tr）。

在作为上述第四例而示出的利用与被测定者的血管路径相关的属性、被测定者的血压值来修正距离（L_da）的情况下，即，在利用上述计算式（5），来计算距离（L_Tr）的情况下，跳过步骤S103的动作。CPU40在步骤S101的动作的基础上，还从存储器41读取年龄及身高等的与被测定者的血管路径相关的属性，通过该属性代入上述计算式（5）（步骤S105），来计算从大动脉起始部到实际的反射位置为止的距离（L_Tr）。

CPU40将计算出的从大动脉起始部到实际的反射位置为止的距离（L_Tr）乘以2，即，求出该距离（L_Tr）的两倍的值，来作为射血波与反射波各自从心脏到测定部位为止的传导路径差（2L_Tr）。

在步骤S19中，CPU40将在步骤S17中计算出的传导路径差除以在步骤S15中计算出的Tr，来计算作为动脉硬化度的指标的PWV。然后，在步骤S21中，CPU40向驱动电路27A、27B输出控制信号，使气阀22A、22B开放，将空气袋13A、13B的压力释放为大气压。在图9的（A）、（B）的例子中，压力P1、P2在步骤S21的区间内，迅速地减少至大气压。

实施用于在设置于基体2的显示部4上显示计算出的收缩压值（SYS）、舒张压值（DIA）、动脉硬化度的指标、测定出的脉搏波等的测定结果的处理，来显示这些测定结果。

＜实施方式的效果＞

在测定装置1中，利用被测定者的身高、年龄等的与血管路径相关的属性、血压值、血压波形的形状的特征或这些的组合，对从大动脉起始部到髂骨动脉分支部为止的距离（L_da）进行修正，来得到从大动脉起始部到实际的反射位置为止的距离（L_Tr），根据该距离（L_Tr），来计算传导路径差，该传导路径差是指，在计算作为被测定者的动脉硬化程度的脉搏波传导速度（PWV）时所使用的射血波与反射波各自从心脏到测定部位为止的传导路径差。

图10～图12是表示针对同一个被测定者的PWV的实测值与PWV的推断值的关系的图，其中，PWV的推断值，是在测定装置1中，根据脉搏波传导时间和对从大动脉起始部到髂骨动脉分支部为止的距离（L_da）进行修正而得到的距离（L_Tr）来计算出的。图10表示利用距离（L_Tr）计算出的PWV的推断值与PWV的实测值的关系，其中，距离（L_Tr），是作为上述第二例而示出的、利用被测定者的血压值对距离（L_da）进行修正而得到的距离。图11表示利用距离（L_Tr）计算出的PWV的推断值与PWV的实测值的关系，其中，距离（L_Tr），是作为上述第一例而示出的、利用被测定者的血压值、作为表示血压波形的形状的特征的值的脉搏波增强指数值，对距离（L_da）进行修正而得到的距离。图12是表示利用距离（L_Tr）计算出的PWV的推断值与PWV的实测值的关系，其中，距离（L_Tr）是作为上述第三例而示出的、利用被测定者的血压值、作为表示血压波形的形状的特征的值的脉搏波增强指数值、作为与被测定者的血管路径相关的属性的年龄及身高，对距离（L_da）进行修正而得到的距离。

参照图10～图12，了解到：在采用任一种方法进行修正的情况下，与图1示出的PWV的实测值与推断值的关系相比，实测值与推断值之间的差都明显变小。即，能够了解到：上述的任一种方法的修正都是使假设的反射位置接近于实际的反射位置的修正。由此，与现有的PWV的计算方法相比，能够进一步减小计算出的PWV的误差，从而能够高精度地判断动脉硬化度。

此外，在上述的例子中，如图5A、图5B所示，臂带9具有作为用于测定血压的流体袋的空气袋13A和作为用于测定脉搏波的流体袋的空气袋13B的两个空气袋。然而，这些空气袋还可以通过一个空气袋实现。在该情况下，CPU40基于该一个空气袋的内压变化，来测定脉搏波和血压。

应该注意的是，本次公开的实施方式在所有方面只是例示性的，而非限定。本发明的范围并不由上述说明来示出，而是由权利要求书来示出，包括与权利要求书的范围等同的含义以及在该范围内的所有变更的内容。

附图文字说明

1测定装置，

2基体，

3操作部，

4显示部，

9臂带，

10空气管，

13A、13B空气袋，

20A、20B空气系统，

21A气泵，

22A、22B气阀，

23A、23B压力传感器，

26A、27A、27B、53驱动电路，

28A、28B放大器，

29A、29B转换器，

31、32开关，

40CPU，

41存储器，

51二通阀，

100上臂，

401输入部，

402血压计算部，

403脉搏波增强指数计算部，

404Tr计算部，

405路径差计算部，

406PWV计算部。

Claims (11)

1.一种血压信息测定装置，计算脉搏波传导速度来作为血压信息，所述脉搏波传导速度是被测定者的动脉硬化度的指标，其特征在于，

具有：

空气袋，其用于装戴在被测定者的测定部位上，

调整装置，其用于调整所述空气袋的内压，

计算装置，其用于基于所述空气袋的内压变化，进行用于计算所述被测定者的脉搏波传导速度的处理；

所述计算装置执行以下的计算：

根据所述内压变化来获取所述被测定者的血压值的计算，

根据所述内压变化来获取一拍的脉搏波波形的计算，

获取在所述一拍的脉搏波波形上的射血波与反射波的出现时间差的计算，

基于所述血压值和事先存储的表示从大动脉起始部到髂骨动脉分支部为止的距离的值，决定所述射血波与所述反射波各自从心脏到所述测定部位为止的传导路径差的计算，

基于所述传导路径差和所述出现时间差，获取所述被测定者的脉搏波传导速度的计算。

2.如权利要求1所述的血压信息测定装置，其特征在于，

所述计算装置，在决定所述传导路径差的计算中，除了利用所述血压值和表示从所述大动脉起始部到髂骨动脉分支部为止的距离的值以外，还利用表示所述脉搏波波形的形状特征的值，来决定所述传导路径差。

3.如权利要求2所述的血压信息测定装置，其特征在于，

所述计算装置，还执行根据所述脉搏波波形的形状来获取脉搏波增强指数值的计算，所述脉搏波增强指数值是所述射血波的振幅与所述反射波的振幅的比率，

在决定所述传导路径差的计算中，采用所述脉搏波增强指数值来作为表示所述脉搏波波形的形状特征的值。

4.如权利要求1所述的血压信息测定装置，其特征在于，

还具有输入装置，所述输入装置用于接收所输入的表示与所述被测定者的血压信息相关的属性的值，

所述计算装置，在决定所述传导路径差的计算中，除了利用所述血压值和表示从所述大动脉起始部到髂骨动脉分支部为止的距离的值以外，还利用表示所述属性的值，来决定所述传导路径差。

5.如权利要求4所述的血压信息测定装置，其特征在于，

表示与所述被测定者的血压信息相关的属性的值，是所述被测定者的年龄与所述被测定者的身高中的至少一个值。

6.如权利要求1所述的血压信息测定装置，其特征在于，

还具有输入装置，所述输入装置用于接收所输入的表示与所述被测定者的血压信息相关的属性的值，

所述计算装置，在决定所述传导路径差的计算中，除了利用所述血压值和表示从所述大动脉起始部到髂骨动脉分支部为止的距离的值以外，还利用表示所述脉搏波波形的形状特征的值和表示所述属性的值，来决定所述传导路径差。

7.如权利要求6所述的血压信息测定装置，其特征在于，

所述计算装置还执行根据所述脉搏波波形的形状来获取脉搏波增强指数值的计算，所述脉搏波增强指数值是所述射血波的振幅与所述反射波的振幅的比率，

在决定所述传导路径差的计算中，采用所述脉搏波增强指数值来作为表示所述脉搏波波形的形状特征的值。

8.如权利要求6所述的血压信息测定装置，其特征在于，

表示与所述被测定者的血压信息相关的属性的值，是所述被测定者的年龄与所述被测定者的身高中的至少一个值。

9.如权利要求1所述的血压信息测定装置，其特征在于，

在决定所述传导路径差的计算中，通过将基于所述血压值得到的值与所述事先存储的表示从大动脉起始部到髂骨动脉分支部为止的距离的值相乘，来计算所述传导路径差。

10.如权利要求1所述的血压信息测定装置，其特征在于，

用于装戴在所述被测定者的测定部位上的空气袋，包括在装戴的情况下位于中枢一侧的第一空气袋和位于末梢一侧的第二空气袋，

在获取所述脉搏波波形的计算中，根据在所述测定部位的末梢一侧被所述第二空气袋驱血的状态下的所述第一空气袋的内压变化，来获取所述脉搏波波形。

11.一种动脉硬化度的指标的计算方法，用于在血压信息测定装置中计算脉搏波传导速度来作为动脉硬化度的指标，其特征在于，

所述血压信息测定装置包括用于装戴在被测定者的测定部位上的空气袋和用于进行用于计算所述被测定者的脉搏波传导速度的处理的计算装置，

在所述方法中，使所述计算装置执行以下步骤：

根据装戴在被测定者的测定部位上的空气袋的内压变化，计算所述被测定者的血压值的步骤，

根据所述内压变化来获取一拍的脉搏波波形的步骤，

确定在所述一拍的脉搏波波形上的射血波与反射波的出现时间差的步骤，

基于所述血压值和事先存储的表示从大动脉起始部到髂骨动脉分支部为止的距离的值，决定所述射血波与所述反射波各自从心脏到所述测定部位为止的传导路径差的步骤，

基于所述传导路径差和所述出现时间差，计算所述被测定者的脉搏波传导速度的步骤。

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