CN109199353A - 电子血压监测器、血压测量方法和电子听诊器 - Google Patents

电子血压监测器、血压测量方法和电子听诊器 Download PDF

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Abstract

一种电子血压监测器，包括：振动传感器，其具有膜形状，该振动传感器检测身体表面的振动，振动传感器将检测到的振动转换为与沿振动传感器的厚度方向产生的压力对应的电信号，以输出该电信号；和听诊器滤波器，其让输出的电信号中具有第一预定频带的信号通过，基于听诊器的频率特性确定该第一预定频带。

Description

电子血压监测器、血压测量方法和电子听诊器
技术领域
本发明涉及电子血压监测器、血压测量方法和电子听诊器。
背景技术
测量血压的方法包括柯氏音法(Korotkoff method)和示波测量法。在柯氏音法中，肱动脉被袖袋(臂带)挤压，且随后使用听诊器来听血管声音(柯氏音(Korotkoffsounds))，在在血管声音是在袖袋的压力释放时产生的。在听到最初的柯氏音时的血压值为收缩压，且在柯氏音消失时的血压值为舒张压值。示波测量法是代替柯氏音而使用在袖袋被减压时在血管壁中发生的振动(脉搏波)来测量血压的方法。
另一方面，日本已审查专利申请公开No.H03-47087(下文称为专利文献1)公开了检测上述柯氏音并通过电信号处理测量血压的技术。
发明内容
然而，因为示波测量法以与柯氏音法完全不同的方式测量血压，所以与通过柯氏音法测量的血压相比存在差异。此外，在专利文献1中，因为仅仅通过检测声音测量血压，所以基于未必能与通过听诊器获得的声音匹配的声音来测量血压。
鉴于这样的情况做出了本发明。本发明的示例性目的是提供一种电子血压监测器、血压测量方法和电子听诊器，其基于柯氏音法测量血压，且可基于与听诊器获得的声音接近的声音测量血压。
根据本发明一个方面的电子血压监测器包括振动传感器，其具有膜形状。振动传感器检测身体表面的振动。振动传感器将检测到的振动转换为与沿振动传感器的厚度方向产生的压力对应的电信号，以输出该电信号。电子血压监测器进一步包括听诊器滤波器，其让输出电信号中的第一预定频带的信号通过。基于听诊器的频率特性确定第一预定频带。
根据本发明一个方面的血压测量方法包括：通过具有膜形状的振动传感器检测身体表面的振动；通过振动传感器将检测到的振动转换为与沿振动传感器的厚度方向产生的压力对应的电信号，以输出该电信号；通过听诊器滤波器让输出的电信号中具有预定频带的信号通过，基于听诊器的频率特性确定该预定频带。
根据本发明一个方面的电子听诊器包括振动传感器，其具有膜形状。振动传感器检测身体表面的振动。振动传感器将检测到的振动转换为与沿振动传感器的厚度方向产生的压力对应的电信号，以输出该电信号。电子听诊器进一步包括听诊器滤波器，其让输出电信号中的预定频带的信号通过。基于听诊器的频率特性确定预定频带。
根据本发明，基于柯氏音法测量血压，且可以基于与听诊器获得的声音接近的声音测量血压。
附图说明
图1是显示了根据第一实施例的电子血压监测器1的构造例子的构造图。
图2是显示了第一实施例的振动传感器2的特性的图。
图3A是显示了第一实施例的振动传感器2的附接例子的图。
图3B是显示了第一实施例的振动传感器2的附接例子的图。
图3C是显示了第一实施例的振动传感器2的附接例子的图。
图3D是显示了第一实施例的振动传感器2的附接例子的图。
图4是显示了第一实施例的听诊器滤波器4的构例子的构造图。
图5A是用于说明听诊器100的图。
图5B是用于说明听诊器100的图。
图6A是用于说明第一实施例的听胸器滤波单元40的等效线路的图。
图6B是用于说明第一实施例的听胸器滤波单元40的等效线路的图。
图7是显示了第一实施例的听胸器滤波单元40的滤波器频率特性的例子的图。
图8是用于描述第一实施例的管滤波单元41的图。
图9是显示了第一实施例的管滤波单元41的滤波器频率特性例子的图。
图10是显示了第一实施例的响度确定器5的构造例的构造图。
图11是显示了第一实施例的响度滤波单元50的例子的图。
图12是显示了第一实施例的电子血压监测器1的操作的流程图。
图13是第二实施例的听诊器滤波器4A的构造例的构造图。
图14是第三实施例的电子听诊器10的构造例的构造图。
具体实施方式
在下文中，参见附图描述该实施例的电子血压监测器、血压测量方法和电子听诊器。
[第一实施例]
首先，将描述第一实施例。
图1是显示了根据第一实施例的电子血压监测器1的构造例子的构造图。
如图1所示，电子血压监测器1包括振动传感器2、袖袋压力传感器3、听诊器滤波器4、响度确定器5、和输出装置6。
振动传感器2是一种传感器，其检测身体表面的振动，将检测到的振动转换为电信号(下文简单地称为信号)，并输出该电信号。例如，振动传感器2在一种模式中具有薄、软且轻的性质，在该模式中经驻极体(electret)转化的多孔有机材料形成为膜形状，在其前表面和后表面上形成有电极。在下文中，将描述一个例子，其中振动传感器2为膜的形式，但是本发明并不限于此。振动传感器2可以是任何形式，只要能检测身体表面振动即可。
振动传感器2通过根据身体表面的振动沿振动传感器2的膜表面的厚度方向上压力的发生而检测身体表面的振动。振动传感器2输出与检测到的身体表面振动对应的信号。
袖袋压力传感器3在上臂被袖袋(其附接到要被测量的人上臂)所加压时检测压力(袖袋压力)，将检测到的压力转换为信号，并输出信号。袖袋压力传感器3例如以预定时间间隔检测袖袋压力。例如，袖袋压力传感器3检测上臂被袖袋加压的过程期间的袖袋压力和在上臂被释放压力的过程期间的袖袋压力。
听诊器滤波器4基于听诊器的频率特性让通过振动传感器2输出的信号中的预定频带的信号通过。“听诊器的频率特性”在这里意味着从听诊器输出的信号(输出信号)的强度对输入到听诊器的信号(输入信号)的强度的比例与频率之间的关系。听诊器的输入信号和输出信号的频率是可通过人的听力所感知的可听频带的频率(例如20Hz到20kHz)。
响度确定器5基于通过听诊器滤波器4输出的信号和通过袖袋压力传感器3输出的信号根据柯氏音法确定收缩压值和舒张压值。例如，在确定柯氏音已经开始被听诊器滤波器4输出时，响度确定器5将做出该确定时通过袖袋压力传感器3输出的信号表示的压力确定为收缩压值。在确定通过听诊器滤波器4输出的柯氏音已经停止时，响度确定器5将做出该确定时通过袖袋压力传感器3输出的信号表示的压力确定为舒张压值。
输出装置6例如是液晶显示器，其显示通过响度确定器5确定的收缩压值和舒张压值。输出装置6例如也可以是扬声器，其读出收缩压值等。在输出装置6是扬声器时，可以由警报音来通知确定出收缩压值等的时机。而且，输出装置6例如可以是打印血压值的打印机。
接下来，参考图2描述振动传感器2的特性。
图2是第一实施例的振动传感器2的特性的例子。图2显示了振动传感器2的输出信号强度对输入到振动传感器2的振动强度的比例与频率之间的关系。在图2中，水平轴线代表频率(Hz)而垂直轴线代表信号强度(dB)。
对于振动传感器2的特性，如图2所示，在约0.5Hz到约200kHz的频率范围内，从振动传感器2输出具有与输入到振动传感器2的信号强度几乎相同强度的信号。换句话说，在该频率范围内，振动传感器2输出与身体表面振动的量值成比例的信号。
接下来，参考图3A到3D描述振动传感器2的附接例子。
图3A到3D是显示了第一实施例的振动传感器2的安装的例子的图。图3A到3D是在袖袋70绕身体表面80包裹的状态下沿上臂周向方向的截面图。
图3A显示了在振动传感器2被附接为与身体表面80直接接触的例子中身体表面80未被袖袋70加压的状态。图3B显示了身体表面80被图3A中的袖袋70加压的状态。
图3C显示了在振动传感器2经由与身体表面80接触的隔膜(膜片)73附接(以检测身体表面80的振动)的例子中身体表面80未被袖袋70加压的状态。图3D显示了身体表面80被图3C中的袖袋70加压的状态。
如图3A所示，袖袋70具有用于调整袖袋压力的袖袋压力调整口71、壳体72、隔膜73、和内部空气腔室74。壳体72具有在与身体表面80接触的一侧上的凹入形状，隔膜73在壳体72的端部72e之间拉伸。通过被壳体72中的凹入部分和隔膜73所围绕的空间形成内部空气腔室74。
振动传感器2连接到隔膜73的与身体表面80接触的表面。
如图3B所示，通过袖袋压力调整口71(附图标记D)将空气引入袖袋70，且在身体表面80被袖袋70加压时，端部72e与身体表面80接触并被压靠在该处。此外，随端部72e被压靠身体表面80，隔膜73被推靠到身体表面80，以便夹住振动传感器2。结果，振动传感器2沿身体表面80的形状与身体表面80紧密接触。振动传感器2随后检测身体表面80的振动。
在图3C的例子中，振动传感器2被容纳在壳体72和隔膜73之间。振动传感器2在壳体72的凹入部分的内周边表面上附接在面对隔膜73的位置。
如图3D所示，在通过袖袋压力调整口71(附图标记D)将空气引入到袖袋70中时，隔膜73被压靠身体表面80。由此，隔膜73沿身体表面80的形状与身体表面80紧密接触。随后，振动传感器2经由隔膜73和内部空气腔室74中的空气检测身体表面80的振动。
以这种方式，振动传感器2可以在直接接触身体表面80的状态下使用，或可以在其不直接接触身体表面80的状态下使用。振动传感器2在如上所述的任一状态下使用时检测身体表面80的振动。
接下来，参考图4描述听诊器滤波器4的构造例。
图4是显示了第一实施例的听诊器滤波器4的构例子的构造图。
如图4所示，听诊器滤波器4包括听胸器滤波单元40、管滤波单元41和存储单元42。
听诊器滤波器4例如通过CPU(中央处理单元)这样的处理器实现，其执行存储在存储单元42中的程序。此外，听诊器滤波器4的全部或一部分可以通过专用硬件实现，例如大规模集成电路(LSI)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)等。
听胸器滤波单元40是“第一滤波单元”例子，且管滤波单元41是“第二滤波单元”的例子。
下文中，将依次描述听胸器滤波单元40和管滤波单元41。
首先，参考图5A和5B描述听诊器100的构造。
图5A是用于说明听诊器100的图。图5A是显示了听诊器100的构造例的构造图。图5B是在与管103的周向方向垂直的平面中的其听胸器101的截面图。
如图5A所示，听诊器100例如包括听胸器101、管103、耳管104和耳塞(ear tips)105。听诊器100是不具有电信号处理的机械听诊器。
与身体表面80接触的隔膜102跨经听胸器101拉伸。通过将听胸器101放置在活体上以使得隔膜102与身体表面80紧密接触，身体表面80的振动被检测为隔膜102的振动。隔膜102的振动使得内部空气腔室200中的空气膨胀或压缩(见图5B)。通过内部空气腔室200中空气的膨胀和压缩的声音被传递到存在于管103中的空气。
管103是连接听胸器101和耳管104的管，且基于通过隔膜102检测的振动将声音传递到耳管104。耳管104连接在管103和耳塞105之间。耳管104具有一端侧(例如用于右耳)和另一端侧(例如用于左耳)，耳塞105附接到每一端侧。从管103传递的声音被每一个耳塞105接收。耳塞105插入到电子血压监测器1的用户的耳朵中，且将从耳管104传递的声音传递到用户的鼓膜。
如图5B所示，听胸器101例如具有隔膜102、内部空气腔室200、和通气孔201。
通气孔201使得内部空气腔室200与外部连通。
接下来，参考图6A和6B描述听胸器滤波单元40的等效线路。
图6A是用于说明第一实施例的听胸器滤波单元40的等效线路的视图。
图6A是基于听胸器101的机械构造的等效线路。图6B是基于与基于图6B中的机械构造的等效线路对应的电气构造的等效线路。
在图6A中，假定由于沿图6A中箭头的方向(隔膜102的厚度方向)发生的压力Pm，隔膜102以速度Vm沿厚度方向运动(弯曲)。
在图6A所示的等效线路中，隔膜102沿箭头方向的驱动被隔膜102的弹性因素(刚度)102Sm、隔膜102的惯性因素102Mm、隔膜102的机械阻力因素102Rm、内部空气腔室200的机械弹性因素(刚度)200Sm、和通气孔201的机械阻力因素201Rm所影响。
这里，弹性因素102Sm是表示在隔膜102例如沿膜表面方向膨胀和收缩时隔膜102上作用的力与隔膜102的伸长之间的关系的变量。例如，弹性因素102Sm是隔膜102的弹性系数(弹簧常数)。假定隔膜102为沿膜表面方向伸长和收缩的弹簧，则图6A中所示的等效线路的弹性因素102Sm是表明相对于在与隔膜102的厚度方向垂直的方向(图6A的箭头方向)上的压力而伸长和收缩的机械弹簧的变量。
惯性因素102Mm是表示在隔膜102例如被沿厚度方向驱动时隔膜102上作用的力和位移之间关系的变量。惯性因素102Mm例如是隔膜102的质量。
阻力因素102Rm是表示在例如驱动隔膜102时作用在隔膜102上的力和变形量之间关系的变量。阻力因素102Rm例如是隔膜102的粘滞阻力。
弹性因素200Sm是表示在内部空气腔室200中的空气膨胀和压缩时作用在内部空气腔室200上的力和内部空气腔室200的膨胀量或压缩量之间关系的变量。弹性因素200Sm例如是内部空气腔室200中空气的弹簧常数。
阻力因素201Rm是表示在使得空气通过通气孔201流到外部时作用在通气孔201中存在的空气上的力和该空气变形量之间关系的变量。阻力因素201Rm例如是通气孔201的粘滞阻力。通气孔201具有使得内部空气腔室200的压力跟随大气压力的功能。例如，如果内部空气腔室200为封闭空间，则在听诊器100在一定海拔高度使用时，将在内部空气腔室200内部的气压和大气压力之间产生差，使得隔膜102被腔室200内部的空气向外推，且由此被拉伸。即，通气孔201用于解决了在一定海拔高度或类似情况使用时由于跟随大气压力的内部空气腔室200的压力造成的隔膜102伸长而使得隔膜102的张力(tension)弱化的问题。
如图6B所示，在电气等效线路中，压力Pm对应于为电路提供电力的AC电源电压的电压Pe。速度Vm对应于电路中流动的电流Ve。
还有，弹性因素102Sm对应于电容器102Se，惯性因素102Mm对应于线圈102Me，且阻力因素102Rm对应于电阻器102Re。弹性因素200Sm对应于电容器200Se，且阻力因素201Rm对应于电阻器201Re。内部空气腔室200中的压力对应于电压PIR，该电压PIR表示电容器200Se的正电极侧和负电极侧之间的电位差。
在电压Pe被供应到图6B所示的等效线路时，根据电容器102Se的相应电容值、线圈102Me的电感、电阻器102Re的电阻、电容器200Se的电容和电阻器201Re的电阻，造成经改变的电压PIR。
如上所述，在本实施例中，使用与基于听胸器101的机械结构的等效线路对应的电气等效线路来表示听胸器滤波单元40的滤波器频率特性。
接下来，参考图7描述第一实施例的听胸器滤波单元40的滤波器频率特性。
图7是显示了第一实施例的听胸器滤波单元40的滤波器频率特性的例子的图。在图7中，水平轴线代表频率(Hz)，且垂直轴线代表信号强度(dB)。
在图7的例子中，在1000Hz到2000Hz的范围内的预定频率(下文称为峰值频率)下强度最高。这表明峰值频率的信号很可能可以在听胸器滤波单元40的滤波器频率特性中通过。而且，在如图7所示的例子中，比峰值频率更高的频率的信号不能容易地通过。
在图7的例子中，虽然比峰值频率更低的频率(特别是20Hz到1000Hz的频率范围内)的信号具有比峰值频率信号更低的强度，但是信号仍然以几乎一致的强度通过。
接下来，参考图8描述管滤波单元41。
图8是用于解释第一实施例的管滤波单元41的图。图8是基于听诊器100的管单元的声学结构的、管滤波单元41的模型。听诊器100的“管单元”是一般术语，总体上表示管103、耳道104和耳塞105。基于图6B所示的机械结构的模型中的机械压力的作用对应于基于如图8所示的声学结构的模型中声压的作用。进一步地，在基于图6B所示的机械结构的模型中质量被驱动的速度对应于基于如图8所示的声学结构的模型中携带声音的介质(例如空气)被驱动时的体积速度。
在如图8所示的模型中，假定具有长度L的声管O。这里，如图8所示的模型中的“长度L”对应于听诊器100的上述“管单元”的长度。声管O一侧上的开口端部Og对应于管103与听胸器101连接处的端部。声管O另一侧上的关闭端部Oh对应于耳塞105的耳膜侧上的端部位置。
如图8所示，声管O的纵向轴线方向被认为是坐标系的x轴线的方向。开口端部Og的x坐标值为0(零)，而关闭端部Oh的x坐标为L。
在如图8所示的模型中，作用在具有一定体积的空气单元Ob(下文简单地称为空气单元)的中心的声压P(x)被接收且被沿x轴线方向以体积速度U(x)驱动。在空气单元Ob被沿x轴线方向驱动时，其被空气单元Ob的弹性因素So、惯性因素Mo和阻力因素Ro影响。
空气单元Ob的弹性因素So是表示在空气单元Ob膨胀或压缩时应用于空气单元Ob的力和膨胀量或压缩量之间关系的变量。例如，空气部件Ob的弹性因素So是空气单元Ob的弹性系数(弹簧常数)。
空气单元Ob的惯性因素Mo是表示在空气单元Ob被驱动时作用在空气单元Ob上的力和位移量之间关系的变量。例如，空气单元Ob的惯性因素Mo是空气单元Ob的质量。
空气单元Ob的阻力因素Ro是表示在空气单元Ob被驱动时作用在空气单元Ob上的力和变形量之间关系的变量。例如，空气单元Ob的阻力因素Ro是空气单元Ob的粘滞阻力。
在电气等效线路中，如上所述的模型中声压P(x)和体积速度U(x)分别对应电压和电流。在如上所述的模型中，弹性因素So对应于电容器，惯性因素Mo对应于线圈，且阻力因素Ro对应于电阻器。
对应于如图8所示的模型的电气等效线路的传播系数(propagationcoefficient)例如通过以下等式(1)表示。这里，M是声管O中每单位长度的空气的质量(声质量)，CA是声管O中每单位长度的空气的容量(空气容量)，RA是声管O中每单位长度的空气的阻力(声阻)，GA是声管O中每单位长度的空气的传导率(声导率)。
对应于如图8所示的模型的电气等效线路的阻抗(声阻)例如通过以下等式(2)表示。在等式中，M是声管O中每单位长度的空气的声质量，CA是声管O中每单位长度的空气的声音容量(acoustic capacity)，且GA是声管O中每单位长度的空气的声导率。
以此方式，在本实施例中，管滤波单元41的滤波器频率特性例如通过电气等效线路表示，该电气等效线路对应于基于如图8所示听诊器100的管的声学结构的模型。
在管滤波单元41的等效线路中，可以进一步增加沿管单元内部直径的表面的惯性因素、弹性因素和阻力因素。
图9是显示了第一实施例的管滤波单元41的滤波器频率特性例子的图。在图9中，水平轴线代表频率(Hz)，垂直轴线代表输出信号强度(dB)。图9显示了在如图8所示的模型中位置坐标x＝L处体积速度U为0的情况的例子。
在图9的例子中，来自管滤波单元41的输出具有这样的特性，即声压增加的频带和声压减小的频带根据频率周期性地重复。在图9的例子中，在声管O的长度L为输出信号的波长λ的1/4的整数倍时，在位置坐标x＝L处，声压增加。在这种情况下，管滤波单元41的长度设置为使得，在耳膜位置处波长λ1/4的整数倍为L时的信号的强度(音量)增加。
接下来，参考图10描述响度确定器5的构造例。
图10是显示了第一实施例的响度确定器5的构造例的构造图。
如图10所示，响度确定器5包括响度滤波单元50、确定单元51和存储单元52。
响度确定器5例如通过例如CPU这样的处理器实施，其执行存储在存储单元52中的程序。此外，响度确定器5的全部或一部分可以通过专用硬件实现，例如LSI、ASIC或FPGA。
响度滤波单元50基于人的听觉特点让听诊器滤波器4输出的信号中的具有预定频带的信号通过。人的听觉特点例如表示可被具有正常或一般听觉能力的人听到的最小声压和频率之间的关系。
确定单元51基于来自响度滤波单元50的信号振幅确定来自响度滤波单元50的信号中是否包括柯氏音。例如，确定单元51将预定阈值与来自响度滤波单元50的信号的振幅比较。在来自响度滤波单元50的信号的振幅等于或大于阈值时，确定单元51确定包括了柯氏音。在自响度滤波单元50的信号的振幅小于阈值时，确定单元51确定不包括柯氏音。
进一步地，确定单元51基于关于是否包括柯氏音的确定结果和袖袋压力传感器3输出的信号所表示的压力值而确定收缩压值和舒张压值。确定单元51将收缩压值确定为一血压值，该血压值与确定不包括柯氏音的状态转变为确定包括柯氏音的状态时来自袖袋压力传感器3的输出值对应。进一步地，确定单元51将舒张压值确定为一血压值，该血压值与确定包括柯氏音的状态转变为确定不包括柯氏音的状态时来自袖袋压力传感器3的输出值对应。
接下来，参考图11描述响度滤波单元50的滤波器频率特性。
图11是显示了响度滤波单元50的特性的例子的图。在图11中，水平轴线代表中心频率(Hz)，且垂直轴线代表输出信号的声压强度(dB)。在图11的例子中，基于一波形确定响度滤波单元50的滤波器频率特性，所述波形显示了可被具有正常或一般听力能力的人听到的最小声压和频率之间的关系，这里对应于响度曲线H。
响度滤波单元50让具有比如图11所示曲线更高信号强度的信号通过，且阻挡具有比如图11所示曲线更低信号强度的信号。例如，在具有500Hz频率的信号被以10dB的信号强度输入到响度滤波单元50时，响度滤波单元50让该输入信号通过。此外，在具有250Hz频率的信号被以10dB的信号强度输入到响度滤波单元50时，响度滤波单元50阻挡该输入信号。
如上所述，第一实施例的电子血压监测器1包括振动传感器2和听诊器滤波器4，该振动传感器检测身体表面的振动，将检测到的振动转换为电信号，并输出该电信号，且听诊器滤波器让通过振动传感器2输出的电信号中的具有预定频带的信号通过，该预定频带是基于听诊器100的频率特性确定的。
结果，在第一实施例的电子血压监测器1中，可基于柯氏音法进行血压，且可以基于与通过听诊器获得的声音接近的声音(等同于通过听诊器获得的声音)测量血压。即，可以用振动传感器2测量肱动脉的声音，且可以在检测的血管声音中除去不必要的声音并输出与通过听诊器获得的声音接近的柯氏音。随后，通过基于从听诊器滤波器4输出的柯氏音测量血压，可以基于柯氏音法测量血压。
在使用柯氏音法的电子血压监测器中，如果代替听诊器使用传声器，则传声器拾取除了血管声音的外部噪声，造成与在听诊器置于上臂上时的声音不同的声音检测。
另一方面，在第一实施例的电子血压监测器1中，因为使用振动传感器2，所以可以通过检测上臂的振动来检测血管声音，且可以检测与通过听诊器获得的声音接近的声音。
在第一实施例的电子血压监测器1中，振动传感器2是膜状传感器，其输出与沿薄膜厚度方向产生的压力对应的电信号。由此，在第一实施例的电子血压监测器1中，可通过让振动传感器2的膜表面与身体表面接触而检测通过让听诊器100的隔膜102与身体表面接触所检测的声音。结果，可以基于与听诊器获得的声音接近的声音来测量血压。
在第一实施例的电子血压监测器1中，听诊器滤波器4具有听胸器滤波单元40，该听胸器滤波单元让具有预定频带的信号通过，该预定频带是基于听胸器101的特性确定的。由此，第一实施例的电子血压监测器1可对应于听胸器101的特性，且可更准确地重现听诊器100的频率特性。结果，可以基于与听诊器获得的声音接近的声音来测量血压。
进一步地，在第一实施例的电子血压监测器1中，听胸器滤波单元40基于隔膜102的惯性因素、隔膜102的弹性因素、隔膜102的阻力因素、内部空气腔室200的弹性因素和内部空气腔室200的阻力因素中的至少一种让具有预定频带的信号通过。由此，通过第一实施例的电子血压监测器1，根据构成听胸器101的内部空气腔室200和隔膜102的相应特性，可更准确地重现听诊器的频率特性。结果，可以基于与听诊器获得的声音接近的声音来测量血压。
进一步地，在第一实施例的电子血压监测器1中，听胸器滤波单元40基于通气孔201的阻力因素让具有预定频带的信号通过。由此，在第一实施例的电子血压监测器1中，在通气孔201存在于听胸器101中时，根据通气孔201的特性可更准确地重现听诊器100的频率特性，且由此可以基于与听诊器获得的声音接近的声音来测量血压。
在根据第一实施例的电子血压监测器1中，听诊器滤波器4具有管滤波单元41，该管滤波单元让具有预定频带的信号通过，该预定频带是基于听诊器100的管单元的特性确定的。由此，第一实施例的电子血压监测器1可对应于听诊器100的管单元的特性，且由此可更准确地重现听诊器100的频率特性。结果，可以基于与听诊器获得的声音接近的声音来测量血压。
在第一实施例的电子血压监测器1中，管滤波单元41基于介质的弹性因素和该介质的惯性因素中的至少一种让具有预定频带的信号通过，所述介质在沿听诊器100的管单元的内部直径通过表面的一个端部和另一端部形成的空间中传递声音。由此，在第一实施例的电子血压监测器1中，根据听诊器100的管单元的特性可更准确地重现听诊器100的频率特性。结果，可以基于与通过听诊器获得的声音接近的声音来测量血压。
根据第一实施例的电子血压监测器1进一步包括响度滤波单元50，该响度滤波单元让通过听诊器滤波器4输出的电信号中的具有预定频带的信号通过，该预定频带是基于人的听觉特点确定的。由此，第一实施例的电子血压监测器1可更准确地重现从听诊器100输出的人耳可感知的声音，且由此可基于与听诊器获得的声音接近的声音来测量血压。
接下来，将描述第一实施例的电子血压监测器1的操作。
图12是显示了根据第一实施例的电子血压监测器1的操作流程图。
首先，在电子血压监测器1中，振动传感器2检测主体的身体表面的振动(步骤S1)。通过振动传感器2检测的身体表面的振动被转换为电信号且输入到听诊器滤波器4。
接下来，在电子血压监测器1中，听胸器滤波单元40执行滤波处理(步骤S2)。从听胸器滤波单元40输出的信号是通过让基于身体表面振动的电信号中的具有预定频带的信号通过而获得的信号，该预定频带是基于听胸器101的特性确定的。
接下来，在电子血压监测器1中，管滤波单元41执行滤波处理(步骤S3)。从管滤波单元41输出的信号是通过让听胸器滤波单元40输出的信号中的具有预定频带的信号通过而获得的信号，该预定频带是基于听胸器101的特性确定的。
接下来，在电子血压监测器1中，响度滤波单元50执行滤波处理(步骤S4)。从响度滤波单元50输出的信号是通过让比人听力可感知的最小声音更响的声音信号通过而获得的信号。
而且，在电子血压监测器1中，基于从响度滤波单元50输出的、表示人用听诊器可听到的声音的信号和表示从袖袋压力传感器3输出的袖袋压力的信号，确定单元51确定收缩压值和舒张压值(步骤S5)。
在电子血压监测器1中，输出装置6输出通过确定单元51确定的血压值(步骤S6)。
[第二实施例]
接下来，将描述第二实施例。
图13是显示了第二实施例的听诊器滤波器4A的构造例的构造图。
在第二实施例中，听诊器滤波器4A与第一实施例的听诊器滤波器4不同指出在与设置有改变单元43和输入单元44。除了下文描述的构造外，其他构造与如上所述的第一实施例中的相同。
在第二实施例中，听诊器滤波器4A根据外部指令改变管滤波单元41和听胸器滤波单元40的相应滤波器频率特性。例如，在使用特定听诊器测量血压时，听诊器滤波器4A根据该特定听诊器的特性改变管滤波单元41和听胸器滤波单元40的相应滤波器频率特性。这可以在与使用特定听诊器测量血压的情况接近的状态下测量血压。
如图13所示，听诊器滤波器4A设置有听胸器滤波单元40、管滤波单元41、改变单元43和输入单元44。
输入单元44获取从外部装置输入的改变信息。外部装置在这里例如时个人计算机这样的信息处理装置。外部装置可以经由网络就改变信息输入到输入单元44中。改变信息在这里例如时管滤波单元41或听胸器滤波单元40的电路常数。电路常数包括每一个滤波器的等效线路中的线圈电感值、电容器的电容值、和电阻器电阻值中的至少一个。
基于从输入单元44而来的改变信号，改变单元43将存储在存储单元42中的执行程序重写，用于使得听胸器滤波单元40或管滤波单元41执行滤波处理。改变单元43也可以重写变量，例如存储在存储单元42中的电路常数。
在如上所述的第二实施例的电子血压监测器1中，听诊器滤波器4进一步设置有输入单元44和54和改变单元43和53，所述输入单元用于输入表明听胸器滤波单元40和管滤波单元41(二者是让预定频带的信号通过的滤波器的例子)的相应电路常数改变的改变信息，所述改变单元用于基于通过输入单元44和54输入的改变信息改变电路常数。由此，在第二实施例的电子血压监测器1中，可以根据每一个听诊器的特性重现从每一个听诊器可听见的声音，且可以基于与相应听诊器获得的声音接近的声音来测量血压。
[第三实施例]
现在将描述第三实施例。
图14是显示了根据第三实施例的电子听诊器10的构造例的构造图。
第三实施例与上述实施例不同之处在于电子听诊器10，其不包括袖袋压力传感器3和响度确定器5。进一步地，在第三实施例中，电子听诊器10与上述实施例不同之处在于电子听诊器10包括输出装置6A，代替如上所述的输出装置6。除了下文描述的构造外，其他构造与如上所述的实施例中的相同。即，在本实施例中，血压监测器的一些构造可用作电子听诊器。
输出装置6A输出通过听诊器滤波器4输出的电信号。输出装置6A例如是液晶显示器，用于显示通过听诊器滤波器4输出的电信号的波形。输出装置6A例如可以是扬声器，所述扬声器基于通过听诊器滤波器4输出的电信号输出声音。输出装置6A也可以例如是打印机，其打印通过听诊器滤波器4输出的电信号的波形。通过使用袖袋70和电子听诊器10，电子听诊器10的用户在测量要被测量的人的血压时参照电子听诊器10的输出的同时，可通过参照袖袋压力确定收缩压值和舒张压值。
如上所述，根据第三实施例的电子听诊器10包括振动传感器2和听诊器滤波器4，所述振动传感器检测身体表面的振动，将检测到的振动转换为电信号，并输出电信号，且所述听诊器滤波器基于听诊器的频率特性让通过振动传感器2输出的电信号中的具有预定频带的信号通过。
结果，在电子听诊器10中，通过振动传感器2检测的身体表面的被转换为电信号且输入到听诊器滤波器4，且可输出与听诊器100的频率特性对应的信号。
因为用户可通过使用电子听诊器10听到柯氏音，所以可以基于根据柯氏音法的方法通过参照袖袋压力值而测量血压。因此，在测量血压时，电子听诊器10可以以同样的方式被用作机械听诊器。
用于实现本发明的电子血压监测器1的所有或一些功能的程序可以记录在计算机可读存储媒介上，且记录在该记录媒介上的程序可以被读取到计算机系统并被执行，由此执行处理。应注意“计算机系统”在这里包括操作系统(OS)或例如外围设备这样的硬件。
进而，“计算机系统”包括WWW系统，所述WWW系统设置有提供环境的主页。“计算机可读记录媒介”是指便携媒介，例如柔性盘、磁光盘、ROM或CD-ROM、和例如承装在计算机系统中的硬盘这样的存储装置。而且，“计算机可读记录媒介”也包括一媒介，其在程序经由网络(例如因特网)或例如(电话线)这样的通信线路传递时将程序保持一段特定时间，例如在计算机系统(其是服务器或客户端)中的易失存储器(RAM)。
上述程序可以从具有存储在其存储装置中的该程序的计算机系统经由传递媒介或通过传递媒介中的传递波而传递到另一计算机系统。传递程序的术语“传递媒介”包括具有传递信息功能的媒介，例如因特网这样的网络(通信网络)或例如电话线路这样的通信线路(通信线缆)。此外，程序可以用于实现上述功能的一部分。进而，程序可以是所谓的差异文件(differential file)(差异程序(differential program))，由此通过与已经记录在计算机系统中的程序组合可实现如上所述的功能。
尽管已经在上文描述了本发明的优选实施例，但是应理解这些是本发明的例子而不应被认为是限制。在不脱离本发明精神或范围的情况下可做出添加、省略、替换和其他修改。因而，本发明不应被认为受到前文描述的限制，而是仅受所附权利要求范围的限制。
相关申请的交叉引用
本申请要求于2017年6月30日提交的日本专利申请No.2017-129489的优先权，其内容通过引用合并于此。

Claims (11)

1.一种电子血压监测器，包括：
振动传感器，其具有膜形状，该振动传感器检测身体表面的振动，振动传感器将检测到的振动转换为与沿振动传感器的厚度方向产生的压力对应的电信号，以输出该电信号；和
听诊器滤波器，其让输出的电信号中具有第一预定频带的信号通过，基于听诊器的频率特性确定该第一预定频带。
2.如权利要求1所述的电子血压监测器，其中通过沿振动传感器的厚度方向的压力产生，振动传感器检测身体表面的振动。
3.如权利要求1或2所述的电子血压监测器，其中听诊器滤波器包括第一滤波器单元，该第一滤波器单元让具有第二预定频带的信号通过，基于听诊器的听胸器的特性确定该第二预定频带。
4.如权利要求3所述的电子血压监测器，
其中听诊器的听胸器包括振动膜以及形成在振动膜和与听胸器连接的管之间的内部空气腔室，和
基于振动膜的惯性因素、振动膜的弹性因素、振动膜的阻力因素、内部空气腔室的弹性因素和内部空气腔室的阻力因素中的至少一个，第一滤波器单元让具有第二预定频带的信号通过。
5.如权利要求4所述的电子血压监测器，
其中听诊器的听胸器进一步包括通气孔，该通气孔使得内部空气腔室和外部连通，和
第一滤波器单元，基于通气孔的阻力因素，第一滤波器部分让具有第二预定频带的通过。
6.如权利要求1或2所述的电子血压监测器，其中听诊器滤波器包括让具有第三预定频带通过的第二滤波器单元，基于听诊器的与管连接的耳塞以及听诊器的听胸器的特性确定该第三预定频带。
7.如权利要求6所述的电子血压监测器，其中基于介质的弹性因素和介质的惯性因素中的至少一个，第二滤波器单元让具有第三预定频带的信号通过，所述介质在一空间中传递声音，该空间是通过沿管内部直径的一表面的一个端部和另一端部形成的。
8.如权利要求1或2所述的电子血压监测器，进一步包括：
响度滤波器单元，其让通过听诊器滤波器输出的电信号中的具有第四预定频带的信号通过，基于人的听力特性确定该第四预定频带。
9.如权利要求1或2所述的电子血压监测器，
其中听诊器滤波器进一步包括：
输入单元，其获取表明电路常数的改变的改变信息，该电路常数是让具有预定频带的信号通过的滤波器的电路常数；和
改变单元，其基于获取的改变信息来改变该电路常数。
10.一种血压测量方法，包括：
通过包括膜形状的振动传感器检测身体表面的振动；
通过振动传感器将检测到的振动转换为与沿振动传感器的厚度方向产生的压力对应的电信号，以输出该电信号；
通过听诊器滤波器让输出的电信号中具有预定频带的信号通过，基于听诊器的频率特性确定该预定频带。
11.一种电子听诊器，包括：
振动传感器，其具有膜形状，该振动传感器检测身体表面的振动，振动传感器将检测到的振动转换为与沿振动传感器的厚度方向产生的压力对应的电信号，以输出该电信号；和
听诊器滤波器，其让输出的电信号中具有预定频带的信号通过，基于听诊器的频率特性确定该预定频带。
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