CN103260503B - 血压信息测定装置 - Google Patents
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Abstract
测定装置接收在测定部位上装戴的空气袋的内压变化的输入值，根据该压力波形确定一拍的血压波形（S101）。确定上述一拍的血压波形的射血波的最大振幅和反射波的最大振幅并计算其比率，由此计算AI值（S103）。在测定装置中预先存储有AI值和阈值的对应关系，基于这些，计算用于检测反射波的上升拐点的阈值（S105）。在血压波形中，将到达反射波的最大振幅乘以该阈值而得出的振幅的时刻作为反射波的上升拐点，并确定为用于计算Tr的特征点（S107）。
Description
技术领域
本发明涉及血压信息测定装置以及在该装置的动脉硬化度的指标的计算方法，尤其涉及用于测定对动脉硬化度的判定有效的血压信息的血压信息测定装置以及该装置的动脉硬化度的指标的计算方法。
背景技术
以往，作为用于判定动脉硬化度的装置，已知如下的装置，即，检测心脏所射出的脉搏波传播的速度(下面称为PWV：pulse wave velocity)，由此判定动脉硬化度。由于动脉硬化越严重，则脉搏波传播速度越快，因此PWV是用于判定动脉硬化度的有效的指标，目前为止通常作为判定动脉硬化度的标准指标而在医疗机关等中利用。在PWV测定装置中，在上臂以及下肢等至少两处以上的部位装戴袖带等来同时测定脉搏波，因此能够根据装戴用于测定脉搏波的袖带等的两点之间的动脉的长度等，来计算各个脉搏波(射血波、反射波)的出现时间差。该时间差用作另外的动脉硬化度的指标即Tr(Traveling time to reflected wave：反射波到达时间)。
但是，实施上述的PWV测定所需的设备昂贵，此外，需要在上臂以及下肢等至少两处装戴用于测定脉搏波的袖带等，因此存在如下问题，即，在家庭中难以简便地测定脉搏波传播速度PWV。因此，为了解决上述问题，提出了仅根据上臂或者颈部动脉的脉搏波来判定动脉硬化度的技术。
作为仅根据上臂的脉搏波判定动脉硬化度的技术，例如在日本特开2004-113593号公报(下面称为专利文献1)中公开了具有脉搏波测定用袖带和压迫用袖带的评价装置，其中，压迫用袖带用于压迫末梢侧。利用该装置，能够一边压迫末梢侧一边测定心脏侧的脉搏波。由此，对心脏所射出的射血波和肠骨动脉分支部以及动脉中的各部位所反射的反射波进行分离。并且，通过计算行波成分和反射波成分的峰值的时间差和强度比，来判定动脉硬化度。
为了通过专利文献1所公开的技术高精度地判定动脉硬化度，需要根据脉搏波准确地检测反射波的开始点。作为这样的方法，例如在日本特表2009-517140号公报(下面称为专利文献2)中公开了如下方法，即，利用大动脉的血压波形和血流量波形的推定值来对射血波和反射波进行分离。图16(A)以及图16(B)是用于说明专利文献2的方法的图，根据图16(A)示出的射血波和反射波的合成波即血压波形，如图16(B)所示，对射血波(在图中为行波)和反射波进行分离。
在专利文献2的方法中，作为大动脉的血压波形，将根据在上半身的末梢动脉(挠骨动脉或上臂动脉等)上测定的血压波形通过传递函数法推定的压力波形或者在颈部动脉上测定的血压波形用作近似值。在美国专利第5265011中公开了上述传递函数法。另外，作为血流量波形，如在下面的非专利文献1(B.E.Westerhof et al.Quantification of wave reflection in the humanaorta from pressure alone：a proof of principle.Hypertension 2006；48；595-601)中示出的那样，采用将从血压波形的上升沿到切迹(incisural notch)为止作为底边且将心脏收缩峰值作为顶点的三角波形。在专利文献2的方法中，计算这样分离的射血波和反射波的相互相关程度，检测相关程度最高的时间作为射血波和反射波的出现时间差。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本特开2004-113593号公报
专利文献2：日本特表2009-517140号公报
非专利文献
非专利文献1：B.E.Westerhof et al.Quantification of wave reflectionin the human aorta from pressure alone：a proof of principle.Hypertension2006；48；595-601
发明内容
发明所要解决的问题
但是，在上述相互相关法中，在两个波形彼此类似的情况下，能够通过相互相关程度高精度地检测两个波形的出现时间差，但是在波形的形状不同的情况下，出现时间差的检测误差变大。在来自心脏的射血波在大动脉中传播的期间，血压波形发生变形。而且，由于动脉硬化的严重程度等被测者的状态不同，这种变形的方式也不同。因此，可能无法通过相互相关程度高精度地检测射血波和反射波的出现时间差。
图17是示出根据实际对大约200名的被测者测定的颈部动脉的血压波形利用以往技术求出的Tr和根据以往的PWV测定装置所测定的两点之间的脉搏波传播时间计算出的Tr(下面称为PWV Tr)之间的关系的图。根据利用PWV测定装置测定的心脏和大腿动脉两点之间的脉搏波传播速度和该两点之间的传播距离计算得到的PWV Tr值，目前为止是能够利用非侵袭的测定装置测定的Tr值中精度最高的Tr值。相对于此，根据上述颈部动脉的血压波形求出的Tr值是，通过上述的相互相关法对利用血压波形和三角形的血流波形分离的射血波和反射波之间的时间差进行检测而得出的。根据图17的结果得知，对于很多被测者来说，根据上述颈部动脉的血压波求出的Tr值，比利用PWV测定装置得出的Tr值长。该结果表示，在根据颈部动脉的脉搏波通过相互相关法检测的射血波和反射波的出现时间差中确实存在误差。
另外，作为决定脉搏波(反射波)的上升拐点的方法，已知如下的方法：将脉搏波振幅的规定比率(例如，10％或20％)设定为阈值，将到达该阈值的时刻推定为反射波的上升拐点。图18(A)、(B)说明利用阈值来推定反射波的上升拐点的方法。在根据测定的被测定者的血压波形利用相互相关法对射血波和反射波进行分离(图18(A))的基础上，在振幅方向上对反射波进行放大，直到反射波的最大振幅与射血波的最大振幅相同(图18(B))。假设将阈值设为20％，则将反射波的振幅到达反射波的最大振幅(在图18(B)中为1)乘以阈值20％而得出的振幅(0.2)的时刻的X轴坐标，推定为反射波的上升拐点，并且将Tr推定计算为，射血波的上升拐点和反射波的上升拐点的时间差(图18(B))。但是，如上所述，在血压波形的形状不是彼此类似而变大的情况下，即使像上述那样利用阈值的比率，也有可能无法高精度地检测射血波和反射波的出现时间差。
本发明是鉴于上述问题而提出的，其目的在于提供如下的血压信息测定装置以及该装置的动脉硬化度的指标的计算方法，即，根据血压波形高精度地检测射血波和反射波的出现时间差，由此能够高精度地计算对动脉硬化度的判定有效的指标。
用于解决问题的手段
为了达到上述目的，根据本发明的一方面的血压信息测定装置，用于计算被测者的动脉硬化度的指标来作为血压信息，上述血压信息测定装置具有：空气袋，用于装戴于被测者的测定部位；调整单元，用于调整空气袋的内压；运算装置，根据压力波形取得一拍的血压波形，并对该血压波形中的射血波的成分和反射波的成分进行确定，来计算上述被测者的动脉硬化度的指标，其中，上述血压波形是基于空气袋的内压变化而得的血压波形。运算装置执行如下的处理：基于表示血压波形的形状的特征的指标来设定阈值，其中，上述血压波形的形状特征是与血压波形中的反射波的出现时刻相对应的特征；将反射波的振幅变为根据反射波的最大振幅和上述阈值得出的振幅的时刻，确定为反射波的上升拐点；基于射血波的上升拐点和反射波的上升拐点，来计算动脉硬化度的指标。
优选地，表示血压波形的形状的特征的指标，表示被测者的动脉硬化的程度；阈值是相对于血压波形的最大振幅的比例，就所设定的阈值而言，被测者的动脉硬化的程度趋于严重时的阈值小于动脉硬化的程度未趋于严重时的阈值。
优选地，表示血压波形的形状的特征的指标，是在血压波形中的射血波的振幅和反射波的振幅的比率即增强指数(AI：Augmentation Index)值、基于血压波形的微分曲线得出的伪Tr值以及被测者的年龄之中的一个。
优选地，血压信息测定装置还具有用于压迫测定部位的末梢侧的压迫单元；运算装置基于在测定部位的末梢侧被压迫而驱血的状态下的空气袋的内压的变化，计算动脉硬化度的指标来作为被测者的血压信息。
优选地，测定部位是被测者的颈部，运算装置获取颈部动脉波形来作为血压波形。
根据本发明的其它方面的动脉硬化度的指标的计算方法，计算被测者的动脉硬化度的指标来作为血压信息，执行如下步骤：接收所检测的装戴于被测者的测定部位的空气袋的内压的变化的输入值，根据压力波形取得一拍的血压波形，其中，上述压力波形是基于内压的变化而得的压力波形；基于表示血压波形的形状的特征的指标来设定阈值，其中，血压波形的特征是与血压波形中的反射波的出现时刻位置相对应的特征；将反射波的振幅变为根据反射波的最大振幅和上述阈值得出的振幅的时刻，确定为反射波的上升拐点；基于射血波的上升拐点和反射波的上升拐点，来计算动脉硬化度的指标的步骤。
发明的效果
根据本发明，能够根据血压波形高精度地检测射血波和反射波的出现时间差，由此能够高精度地计算对动脉硬化度的判定有效的指标。
附图说明
图1示出针对与图17相同的被测者将测定的反射波的振幅的10％设定为阈值并根据检测到达该阈值的时刻作为反射波的上升拐点而测定的脉搏波来推定的Tr，和根据以往的PWV测定装置所测定的两点之间的脉搏波传播时间来计算出的PWV Tr之间的关系的图。
图2示出针对与图17相同的被测者将测定的反射波的振幅的20％设定为阈值并根据检测到达该阈值的时刻作为反射波的上升拐点而测定的脉搏波来推定的Tr，和根据以往的PWV测定装置所测定的两点之间的脉搏波传播时间来计算出的PWV Tr之间的关系的图。
图3示出针对与图17相同的被测者将测定的反射波的振幅的30％设定为阈值并根据检测到达该阈值的时刻作为反射波的上升拐点而测定的脉搏波来推定的Tr，和根据以往的PWV测定装置所测定的两点之间的脉搏波传播时间来计算出的PWV Tr之间的关系的图。
图4是示出Tr短的被测者(A)和Tr长的被测者(B)的在颈部动脉上测定的血压波形的具体例的图。
图5是针对图4(A)、(B)的各血压波形分离射血波(实线)和反射波(虚线)来表示的图。
图6是在振幅方向上对图5(A)、(B)的各反射波的波形进行放大直到反射波的最大振幅与射血波的最大振幅相同为止来表示的图。
图7是表示AI值和阈值α之间的关系式所表达的AI值和阈值α之间的关系的图。
图8是示出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9是示出测定姿势以及腕带的结构的具体例的图。
图10是示出测定装置的结构的具体例的框图。
图11是表示测定装置的动作的流程图。
图12是表示图11的步骤S11的用于提取特征点的动作的流程图。
图13是用于说明测定装置的动作中的压迫用空气袋以及测定用空气袋内的压力变化的图。
图14是示出测定装置所计算的Tr和根据以往的PWV测定装置所测定的两点之间的脉搏波传播时间来计算的PWV Tr之间的关系的图。
图15是表示对血压波进行微分而计算出的Tr值和阈值α之间的关系式所表示的微分Tr值和阈值α之间的关系的图。
图16是用于说明利用在日本特表2009-517140号公报中公开的大动脉的血压波形和血流量波形的推定值来对射血波和反射波进行分离的方法的图。
图17是示出根据利用以往技术测定的脉搏波来求出的Tr和根据以往的PWV测定装置所测定的两点之间的脉搏波传播时间来计算的PWV Tr之间的关系的图。
图18是用于说明根据利用以往技术得到的血压波形，利用固定的阈值来推定Tr的方法的图。
具体实施方式
下面，参照附图，对本发明的实施方式进行说明。在下面的说明中，对于相同的部件以及结构构件标注相同的附图标记。它们的名称以及功能也相同。
就作为用于判定动脉硬化度的指标之一的Tr而言，利用射血波的出现时间和行波从肠骨动脉的分支部反射并返回的反射波的出现时间之间的时间间隔来表示。例如，如在文献London GM et al.Hypertension.1992 Jul；20(1)：10-19.中说明那样，已知，根据PWV测定装置所测定的两点之间的脉搏波传播时间来计算的PWV，和根据动脉的脉搏波形来推定的Tr之间存在相关关系。
<第一实施方式>
图1、图2、图3分别示出与图17相同的被测者的推定Tr和PWV Tr之间的关系的图，其中，推动Tr是指，根据利用在颈部动脉上测定的血压波形和三角形的血流波形进行分离的射血波和反射波，利用阈值来推定并求出的Tr，上述PWV Tr是指，根据以往的PWV测定装置所测定的两点之间的脉搏波传播时间来计算出的Tr。
参照图1，在将阈值设为反射波的振幅的10％的情况下，Tr短的被测者的PWV Tr和推定Tr之差小，而Tr长的被测者的PWV Tr和推定Tr之差大。参照图3，在将阈值设为反射波的振幅的30％的情况下，与阈值为10％时相反地，Tr长的被测者的PWV Tr和推定Tr之差小，而Tr越短则PWV Tr和推定Tr之差越大。参照图2，在将阈值设为反射波的振幅的20％的情况下，是其中间的结果。
图4(A)、(B)分别是示出在Tr短的被测者和Tr长的被测者的颈部动脉上测定的血压波的具体例的图。在图4中，将各个脉搏波的最大振幅设为“1”，表示随着时间经过振幅相对于最大振幅的比率。图5(A)、(B)是针对图4(A)、(B)的各血压波形，利用相互相关法对射血波(实线)和反射波(虚线)进行分离来表示的图。并且，图6(A)、(B)是在振幅方向上对图5(A)、(B)的各反射波的波形进行放大直到反射波的最大振幅与射血波的最大振幅相同为止来表示的图。
参照图5(A)、(B)可知，Tr短的被测者的反射波的振幅相对于射血波的振幅的比率更大。另外，就从分离的反射波的出现时刻起到峰值为止的倾斜度而言，在Tr短的被测者(图6(A))的情况下，出现反射波时的倾斜度最陡峭，随着靠近峰值逐渐地平缓。相对于此，在Tr长的被测者(图6(B))的情况下，在刚刚出现反射波后的倾斜度陡峭，但是之后到20％左右为止的倾斜度平缓，然后倾斜度又变得陡峭。因此，若认为反射波的倾斜度最陡峭的点为反射波的上升拐点，则在Tr短的被测者的情况下，将接近反射波的出现时刻的点推定为上升拐点为合适，在Tr长的被测者的情况下，将从出现反射波的时刻起经过少量时间的点推定为上升拐点为合适。
如上所述，Tr是动脉硬化度的指标，Tr越短的被测者，表示动脉硬化越严重，Tr越长，则表示动脉硬化不严重。另一方面，若Tr短即在血压波形中反射波出现得早，则血压波形中的反射波的大小较大，若Tr长即在血压波形中反射波出现得晚，则血压波形中的反射波的大小较小。
根据上述内容，本发明的发明人等想到：利用用于决定与被测者的动脉的硬化程度对应的反射波的上升拐点的阈值，能够针对动脉的硬化程度不同的被测者更准确地推定反射波的上升拐点。作为上述的被测者的动脉的硬化程度，例如能够利用在血压波形中出现的反射波的大小，与此对应地，作为用于决定反射波的上升拐点的阈值，能够利用不同的阈值。
作为上述被测者的动脉硬化的程度，能够利用根据血压波形得出的射血波的振幅和反射波的振幅的比率(AI(Augmentation Index，增强指数)值)。就表示在上述的血压波形中出现的反射波的大小的值而言，根据从测定的血压波形中计算出的AI值，将从下式(1)～(3)中得出的值α用作用于决定上升拐点的阈值α。此外，下式(2)中的系数a以及系数b是以如下方式预先决定的实验值，即，根据针对很多被测者测定的AI值和反射波的上升拐点的关系，AI值越小，使α越靠近α2，AI值越大，使α越靠近α1。
α＝α2(AI<AI_2)……(1)
α＝AI×a+b(AI_2≦AI≦AI_1)……(2)
α＝α1(AI_1<AI)……(3)
图7是表示AI值和从式(1)～(3)中得出的阈值α的关系的图。如图7表示，在计算出的AI值大于第一阈值即AI1的情况下，使用值α1作为阈值α；在AI值小于比AI1小的第二阈值即AI2的情况下，使用大于值α1的值α2作为阈值α；在AI值处于AI2和AI1之间的情况下，AI值越小，使用越靠近α2的阈值α，AI值越大，使用越靠近α1的阈值α。因此，在AI值大的情况(反射波的振幅大)下，阈值α设定得小，相反在AI值小的情况(反射波的振幅小)下，阈值α设定得大。这样根据所测定的被测者的血压波形的AI值来改变阈值，由此计算出更高精度的推定Tr值。
图8是示出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8，测定装置1包括：基体2；腕带9，装戴于作为测定部位的上臂上，其中，上述基体2和上述腕带9通过空气管10相连接。在基体2的正面配置有：显示部4，用于显示包括测定结果的各种信息；操作部3，为了向测定装置1发出各种指示而被操作。操作部3包括：开关31，为了接通/断开电源而被操作；开关32，为了指示开始测定而被操作。
参照图9(A)以及图9(B)，腕带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，其是用于测定作为血压信息的血压的流体袋；空气袋13B，其是用于测定作为血压信息的脉搏波的流体袋。作为一例，空气袋13B的尺寸为20mm×200mm左右。另外，优选空气袋13B的空气容量为空气袋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9(A)所示，将腕带9卷绕在作为测定部位的上臂100上。在该状态下按下开关32，由此测定血压信息，并基于血压信息计算用于判定动脉硬化度的指标。在此，“血压信息”指，从身体测定而得出的与血压关联的信息，具体地，相当于血压值、血压波形(脉搏波波形)、心率等。
图10是示出测定装置1的结构的具体例的框图。
参照图10，测定装置1包括：空气系统20A，通过空气管10与空气袋13A相连接；空气系统20B，通过空气管10与空气袋13B相连接；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相连接，驱动电路26A进而与CPU40相连接。由接收了来自CPU40的指令的驱动电路26A驱动气泵21A，气泵21A向空气袋13A送入压缩气体，由此对空气袋13A进行加压。
气阀22A与驱动电路27A相连接，驱动电路27A进而与CPU40相连接。气阀22B与驱动电路27B相连接，驱动电路27B还与CPU40相连接。通过接收了来自CPU40的指令的驱动电路27A、27B，分别对气阀22A、22B的开闭状态进行控制。通过控制开闭状态，气阀22A、22B分别对空气袋13A、13B内的压力进行维持或者减压。由此，控制空气袋13A、13B内的压力。
压力传感器23A与放大器28A相连接，放大器28A进而与A/D转换器29A相连接，A/D转换器29A进而与CPU40相连接。压力传感器23B与放大器28B相连接，放大器28B进而与A/D转换器29B相连接，A/D转换器29B进而与CPU40相连接。压力传感器23A、23B分别检测空气袋13A、13B内的压力，将与该检测值对应的信号输出至放大器28A、28B中。输出的信号在放大器28A、28B中进行放大并在A/D转换器29A、29B中数字化之后，被输入至CPU40。
与空气袋13A相连接的空气管和与空气袋13B相连接的空气管，通过二通阀51相连接。二通阀51与驱动电路53相连接，驱动电路53进而与CPU40相连接。二通阀51具有空气袋13A一侧的阀和空气袋13B一侧的阀，并被接收了来自CPU40的指令的驱动电路53驱动，由此对上述阀进行开闭。
在存储器41中存储有CPU40所执行的程序。CPU40基于向设置于测定装置的基体2的操作部3输入的指令，从存储器41中读取程序来执行，并按照上述执行，输出控制信号。另外，CPU40将测定结果输出至显示部4和存储器41中。在存储器41中除了存储有测定结果之外，还根据需要存储至少包括年龄的与测定者有关的信息。并且，CPU40根据需要在执行程序的同时读取上述与测定者有关的信息来用于运算中。
接着，参照图10，CPU40发挥按照上述的原理计算作为用于判定动脉硬化度的指标的Tr(推定Tr)的功能，CPU40包括：输入部401，接收来自压力传感器23B的压力信号来得出血压波形；AI计算部402，根据血压波形计算AI值；阈值计算部403，利用上式(1)～(3)，根据计算出的AI值，计算用于检测反射波的上升拐点的阈值α；确定部404，用于确定血压波形中的反射波的上升拐点和射血波的上升拐点；Tr计算部405，根据血压波形中的射血波的上升拐点以及反射波的上升拐点的出现时间差，计算作为用于判定动脉硬化度的指标的Tr(推定Tr)。这些由CPU40按照来自操作部3的操作信号读取并执行在存储器41中存储的程序来执实现的，主要通过CPU40所具有的功能来实现，但是也可以通过硬件结构来实现上述功能中的至少一部分。
确定部404根据输入的血压波形得出一拍的血压波形，将其上升拐点即一拍的血压波形的开始点确定为射血波的上升拐点。另外，确定部404利用上述阈值α来确定血压波形中的反射波的上升拐点。
图11是表示测定装置1的动作的流程图。图11所示的动作，由测定者按下开关32来开始。该动作，由CPU40读取在存储器41中存储的程序并控制图10所示的各部来实现。另外，利用图13对测定装置1的动作中的空气袋13A、13B内的压力变化进行说明。图13中的(A)示出空气袋13B内的压力P1随着时间的变化，图13中的(B)示出空气袋13A内的压力P2随着时间的变化。在图13中的(A)以及图13中的(B)的时间轴上标注的S3～S17与后述的测定装置1的测定动作的各动作一致。
参照图11，当动作开始时，在步骤S1，在CPU40中对各部进行初始化。在步骤S3，CPU40向空气系统20A输出控制信号，从而开始对空气袋13A进行加压，并在加压过程中测定血压。就步骤S3的测定血压的动作而言，通过在通常的血压计中使用的振荡波感应法来测定。
当步骤S3的血压的测定结束时，在步骤S5，CPU40向驱动电路53输出控制信号，从而使二通阀51的空气袋13A一侧的阀和空气袋13B一侧的阀这两者打开。由此空气袋13A和空气袋13B相连通，空气袋13A内的空气的一部分向空气袋13B移动，从而对空气袋13B进行加压。
在图13中的(B)的例子中，在上述步骤S3，从开始加压起到结束测定血压为止，空气袋13A内的压力P2增加至比最高血压值高的压力。然后，在上述步骤S5，打开二通阀51的上述阀，由此空气袋13A内的空气的一部分向空气袋13B移动，从而使压力P2减小。同时，如图13中的(A)所示，空气袋13B内的压力P1迅速地增加。然后，在压力P1和压力P2一致的时刻即在上述空气袋13A、13B的内压平衡的时刻，空气从空气袋13A向空气袋13B的移动结束。在步骤S7，CPU40在该时刻向驱动电路53输出控制信号，关闭在上述步骤S5中打开的二通阀51的两个阀。图13中的(A)以及图13中的(B)示出了在步骤S7的时刻压力P1和压力P2一致的情况。如图2(A)表示，空气袋13B的容量比空气袋13A的容量小，因此压力P2在步骤S5中减小的幅度不大，在步骤S7的时刻，压力P1和压力P2都是比最高血压值高的压力。
然后，在步骤S9，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，直到成为适于测定脉搏波的压力。优选这里的减压调整量例如为5.5mmHg/sec左右。另外，作为适于测定脉搏波的压力，优选为50～150mmH左右。此时由于二通阀51的两个阀关闭，因此如图13中的(B)所示，空气袋13A内的压力P2以比最高血压值高的压力压迫测定部位的末梢侧，从而成为驱血状态。
在末梢侧驱血的状态下，在步骤S11，每当输入基于来自压力传感器23B的压力信号的一拍的血压波形时，CPU40都进行从该血压波形中提取特征点的动作。
图12是表示步骤S11的用于提取特征点的动作的流程图。参照图12，在步骤S101，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。然后，在步骤S102，CPU40将一拍的血压波形的开始点确定为射血波的上升拐点。
在步骤S103，CPU40确定一拍的血压波形的射血波的最大振幅和反射波的最大振幅并计算其比率，由此计算AI值。
在CPU40中预先存储有上述的式(1)～(3)，用于根据从血压波形中得出的AI值计算阈值α，该阈值α用于根据一拍的血压波形的最大振幅确定反射波的上升拐点。并且，在步骤S105，将在步骤S103中计算出的AI值代入上述式中，由此计算阈值α。
在步骤S107，CPU40将在步骤S101确定的血压波形中的、到达反射波的最大振幅乘以阈值α而得出的振幅的时刻，确定为反射波的上升拐点，并将该点作为特征点来存储。
就步骤S11的测定动作而言，通过反复输入预先规定的次数(例如10拍)的血压波形来进行。在这期间，空气袋13B内的压力P1如图13中的(A)所示维持在适于测定脉搏波的压力，空气袋13A内的压力P2如图13中的(B)所示维持在比最高血压值高的压力。由此，维持测定部位的末梢侧的驱血状态。
当上述输入血压波的动作反复进行了预先规定的次数(例如10拍)(在步骤S13中为“是”)时，在步骤S15，CPU40利用上述反复输入的值的平均值和确定的射血波的上升拐点，来计算作为动脉硬化度的指标的Tr(推定Tr)。然后，在步骤S17，CPU40向驱动电路27A、27B输出控制信号来将气阀22A、22B打开，将空气袋13A、13B的压力释放至大气压。在图13中的(A)以及图13中的(B)的例子中，压力P1、P2在步骤S17的区间迅速减小至大气压。
进行将计算出的最高血压值(SYS)、最低血压值(DIA)、动脉硬化度的指标、测定的脉搏波等测定结果显示在设置于基体2的显示部4上的处理。
图14是示出测定装置1所计算的Tr(推定Tr)和根据以往的PWV测定装置所测定的两点之间的脉搏波传播时间计算出的PWV Tr之间的关系的图。如图14所示，可知：与图17的情况相比，测定装置1所计算的推定Tr更靠近PWV Tr，其中，图17表示的是利用通过以往的方法在颈部动脉上测定的血压波形以及三角形的血流波形进行分离并针对进行分离而得的射血波和反射波的时间差通过相互相关法进行检测来计算出的推定Tr和PWV Tr之间的关系。即，测定装置1所计算的推定Tr和PWV Tr之差与图17中的情况相比更小。由于基于测定的两点之间的脉搏波传播速度所计算的PWVTr为当前能够测定的最高精度的Tr值，因此本发明的装置1能够使计算出的Tr(推定Tr)的误差比以往的脉搏波Tr的计算方法小，从而能够高精度地判定动脉硬化度。
<第二实施方式>
在第一实施方式中，作为被测者的动脉硬化程度，利用表示在血压波形中出现的反射波的大小的AI值，但是也可以利用对血压波形进行微分来计算的值(以后，将该值称为“伪Tr值”)推定而得的值，来代替AI值。
作为对血压波形进行微分而计算的伪Tr值，能够利用将与血压波形的二次微分曲线的最大点对应的点、与血压波形的四次微分曲线的下降零交叉点对应的点等作为反射波的上升拐点而计算的值。
在将对血压波形进行微分来计算的值用作伪Tr值的情况下，在测定装置1的CPU40中存储式(1’)～(3’)，来代替上述的式(1)～(3)。
α＝α1(微分Tr<Tr_2)……(1’)
α＝伪Tr×a’+b’(Tr_2≤微分Tr≤Tr_1)……(2’)
α＝α2(Tr_1<微分Tr)……(3’)。
图15是表示伪Tr值和从式(1’)～(3’)中得出的阈值α之间的关系的图。如图15表示，在伪Tr值大于第一阈值即Tr1的情况下，使用值α2作为阈值α；在伪Tr值小于比Tr1小的第二阈值即Tr2的情况下，使用比值α2小的值α1作为阈值α；在伪Tr值处于Tr2和Tr1之间的情况下，Tr值越小，则使用越靠近α1的值，伪Tr值越大，则使用越靠近α2的值。因此，与实施例1的AI值的情况相反地，在伪Tr值大的情况下，阈值α设定得大，在伪Tr值小的情况下，阈值α设定得小。利用这样根据伪Tr值可改变地设定的阈值，计算推定Tr值。第二实施方式的其它结构基本与第一实施方式的结构相同。
本发明的实施方式并不限定于上述的实施方式，例如也可以基于一般年龄越大则动脉硬化越严重且年龄越小则动脉硬化越不严重的事实，利用被测者的年龄作为被测者的动脉硬化程度。在利用被测者的年龄作为被测者的动脉硬化程度的情况下，被测者的年龄越大则AI值越小，因此测定装置1的CPU40存储与上式(1)～(3)同样的将被测者的年龄作为参数的式。
就被测者的年龄和从与式(1)～(3)同样的式中得出的阈值α之间的关系而言，与AI值同样地，在被测者的年龄大于第一阈值即Ag1的情况下，使用值α1作为阈值α；在年龄小于比Ag1小的第二阈值即Ag2的情况下，使用比值α1大的值α2作为阈值α；在年龄处于Ag2和Ag1之间的情况下，年龄越低，则使用越靠近α2的值，年龄越高，则使用越靠近α1的值。
上面，对本发明的实施方式进行了说明，但应当认为本次公开的实施方式是在所有方面都是例示而非限制。本发明的范围由权利要求书来表示，包括在与权利要求书等同的意思和范围内的全部变更。
附图标记的说明
1：测定装置；2：基体；3：操作部；4：显示部；9：腕带；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；40：CPU；41：存储器；51：二通阀；100：上臂；401：输入部；402：AI计算部；403：阈值计算部；404：确定部；405：Tr计算部。
Claims (5)
1.一种血压信息测定装置，用于计算被测者的动脉硬化度的指标来作为血压信息，上述血压信息测定装置(1)的特征在于，
具有：
袖带(9)，内置有空气袋，用于卷绕于被测者的测定部位，
空气袋内压调整单元(20A、20B)，用于调整上述空气袋的内压，
压力传感器(23A、23B)，在向上述空气袋注入空气以及/或者从上述空气袋排出空气的过程中，检测上述空气袋的内压的变化，
运算装置(40)，用于进行如下处理：根据压力波形取得一拍的血压波形，并对该血压波形中的射血波的成分和反射波的成分进行分离及确定，来计算上述被测者的动脉硬化度的指标，其中，上述压力波形是基于上述压力传感器所检测的上述空气袋的内压的变化而得的压力波形；
上述运算装置具有：
阈值设定处理部(403)，基于表示上述血压波形的形状的特征的指标来设定阈值，其中，上述血压波形的形状的特征是与上述血压波形中的上述反射波的出现时刻相对应的特征，
上升拐点推定处理部(404)，将上述反射波的振幅变为根据反射波的最大振幅和上述阈值得出的振幅的时刻，推定为上述反射波的上升拐点；
上述运算装置执行如下处理：基于上述反射波的推定的上升拐点，计算上述射血波和上述反射波的出现时间差，来计算上述动脉硬化度的指标。
2.根据权利要求1所述的血压信息测定装置，其特征在于，
表示上述血压波形的形状的特征的指标，表示上述被测者的动脉硬化的程度，
上述阈值是相对于上述血压波形的最大振幅的比例，就所设定的上述阈值而言，上述被测者的动脉硬化的程度趋于严重时的阈值小于动脉硬化的程度未趋于严重时的阈值。
3.根据权利要求1或2所述的血压信息测定装置，其特征在于，
表示上述血压波形的形状的特征的指标，是在上述血压波形中的上述射血波的振幅和上述反射波的振幅的比率即增强指数值、基于上述血压波形的特定位置来计算得到的值以及上述被测者的年龄中的任一个，其中，上述血压波形的特定位置是与根据上述血压波形的微分曲线得出的特征点相对应的位置。
4.根据权利要求1或2所述的血压信息测定装置，其特征在于，
上述血压信息测定装置还具有压迫单元，该压迫单元用于压迫上述测定部位的末梢侧，
上述运算装置进行如下处理：基于在上述测定部位的末梢侧被压迫而驱血的状态下的上述空气袋的内压的变化，计算动脉硬化度的指标来作为上述被测者的血压信息。
5.根据权利要求1或2所述的血压信息测定装置，其特征在于，
上述测定部位是上述被测者的颈部，上述运算装置获取颈部动脉波形来作为上述血压波形。
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