CN110891480B - 测定装置和测定方法 - Google Patents

Abstract

本发明提供的测定装置(1)通过具有规定传递函数的模拟滤波器(403)，针对表示被检查者的脉搏波的第一信号、表示被检查者的脉搏波或心电的第二信号的每一个实施滤波处理，通过具有规定传递函数数字滤波器，针对将第一信号的第一时序数据在时序上从反方向排列的第三时序数据以及将第二信号的第二时序数据在时序上从反方向排列的第四时序数据的每一个实施滤波处理，基于将实施了滤波处理的第三时序数据按时序顺序重新排列的第五时序数据所示的信号、以及将实施了滤波处理的第四时序数据按时序顺序重新排列的第六时序数据所示的信号，计算脉搏波传播时间。

Description

测定装置和测定方法

技术领域

本公开涉及一种测定装置和测定方法，特别是，涉及一种用于测定脉搏波传播时间的测定装置和测定方法。

背景技术

以往，已知一种测定动脉中传播的脉搏波的传播时间(脉搏波传播时间；PulseTransit Time；PTT)的方法。例如，国际公开第2014/132713号(专利文献1)中公开了一种脉搏波传播时间计测装置。脉搏波传播时间计测装置检测实施了包括滤波处理的信号处理的心电信号、实施了包括滤波处理的信号处理的光电脉搏波信号各自的峰值，基于心电信号的延迟时间和光电脉搏波信号的延迟时间，校正心电信号的峰值和光电脉搏波信号的峰值，根据校正后的光电脉搏波信号的峰值和心电信号的峰值的时间差求出脉搏波传播时间。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：国际公开第2014/132713号

发明内容

发明要解决的问题

在专利文献1中，为了高精度地求出脉搏波传播时间，探讨了高精度地检测心电信号的峰值和光电脉搏波信号的峰值的方式。具体而言，专利文献1的脉搏波传播时间计测装置解析心电信号和光电脉搏波信号各自的频率分量，使用规定了频率分量和延迟时间(峰值的偏移量)的关系的表，求出心电信号的延迟时间和光电脉搏波信号的延迟时间，根据基于该延迟时间校正后的光电脉搏波信号的峰值和心电信号的峰值的时间差，计算出脉搏波传播时间。

然而，若根据专利文献1的方式，则必须提前准备数据库。此外，认为在数据库存在误差的情况下，延迟时间或脉搏波传播时间也受到误差的影响。

本公开的某个方面的目的在于提供一种能够简易、高精度地测定脉搏波传播时间的测定装置和测定方法。

技术方案

某个实施方式的测定装置具备：第一传感器，检测表示被检查者的脉搏波的第一信号；第二传感器，检测表示被检查者的脉搏波或心电的第二信号；第一信号处理部，通过具有规定的传递函数的模拟滤波器，对由第一传感器检测到的第一信号和由第二传感器检测到的第二信号的每一个实施滤波处理，将其转换为数字数据；以及第二信号处理部，对由第一信号处理部转换为数字数据的第一信号的第一时序数据和由第一信号处理部转换为数字数据的第二信号的第二时序数据的每一个实施信号处理。第二信号处理部构成为：生成将第一时序数据在时序上从反方向排列的第三时序数据，生成将第二时序数据在时序上从反方向排列的第四时序数据，通过具有规定的传递函数的数字滤波器，对第三时序数据和第四时序数据的每一个实施滤波处理，生成将由数字滤波器实施了滤波处理的第三时序数据按时序顺序重新排列的第五时序数据，生成将由数字滤波器实施了滤波处理的第四时序数据按时序顺序重新排列的第六时序数据。测定装置还具备：时间计算部，基于由第五时序数据表示的信号和由第六时序数据表示的信号，计算出脉搏波传播时间。

优选的是，第二信号是表示脉搏波的信号。第一传感器和第二传感器检测通过被检查者的被测定部位的动脉中的分别对置的部分的脉搏波。

优选的是，时间计算部构成为：计算出由第五时序数据表示的信号的上升时间点与由第六时序数据表示的信号的上升时间点的时间差，来作为脉搏波传播时间，或者，计算出由第五时序数据表示的信号的峰值时间点与由第六时序数据表示的信号的峰值时间点的时间差，来作为脉搏波传播时间。

优选的是，第二信号是表示心电的信号。时间计算部构成为：通过比较由第五时序数据表示的信号的上升时间点与由第六时序数据表示的信号的峰值时间点，计算出脉搏波传播时间。

优选的是，测定装置还具备：数据储存部，用于储存第一时序数据和第二时序数据。第二信号处理部在规定时间量的第一时序数据和第二时序数据蓄积于数据储存部的情况下，执行信号处理。

优选的是，测定装置还具备：血压计算部，计算出基于由时间计算部计算出的脉搏波传播时间的血压。

优选的是，测定装置还具备：显示器；以及显示控制部，使显示器显示由血压计算部计算出的血压值。

另一个实施方式的测定方法包括以下步骤：检测表示被检查者的脉搏波的第一信号；检测表示被检查者的脉搏波或心电的第二信号；通过具有规定的传递函数的模拟滤波器对第一信号和第二信号的每一个实施滤波处理，将其转换为数字数据；生成将转换为数字数据的第一信号的第一时序数据在时序上从反方向排列的第三时序数据；生成将转换为数字数据的第二信号的第二时序数据在时序从反方向排列的第四时序数据；通过具有规定的传递函数的数字滤波器对第三时序数据和第四时序数据的每一个实施滤波处理；生成将由数字滤波器实施了滤波处理的第三时序数据按时序顺序重新排列的第五时序数据；生成将由数字滤波器实施了滤波处理的第四时序数据按时序顺序重新排列的第六时序数据；以及基于由第五时序数据表示的信号、由第六时序数据表示的信号，计算出脉搏波传播时间。

有益效果

根据本公开，能够简易、高精度地测定脉搏波传播时间。

附图说明

图1是血压计的外观立体图。

图2是示意性地表示在血压计被装接于左手腕的状态下与左手腕的长尺寸方向垂直的截面的图。

图3是表示血压计被装接于左手腕的状态下的阻抗测定用电极组的平面布局的图。

图4是表示血压计的控制系统的硬件构成的框图。

图5是用于说明基于脉搏波传播时间的血压测定的示意图。

图6是在进行基于示波法的血压测定的情况下，血压计被装接于左手腕的状态下的沿手腕的长尺寸方向的示意剖视图。

图7是用于说明模拟滤波器的必要性的图。

图8是为了说明滤波器的相位特性的图。

图9是表示血压计的功能构成的框图。

图10是用于说明本实施方式的数字信号处理的优点的图。

图11是表示基于脉搏波传播时间的血压值的测定处理流程的流程图。

具体实施方式

以下，参照附图对本发明的实施方式进行说明。在以下的说明中，对相同的部件标注相同的附图标记。它们的名称和功能也相同。因此，不重复对它们进行详细说明。

以下，以血压计作为用于测定脉搏波传播时间的“测定装置”的代表例进行说明。不过，测定装置只要是包含：传感器，检测脉搏波信号(或者心电信号)；以及处理装置，对由该传感器检测到的信号进行处理的装置即可，并不限定于血压计。

<血压计的构成>

(外观和截面构成)

图1是血压计1的外观立体图。图2是示意性地表示血压计1被装接于左手腕90的状态下(以下，也称为“装接状态”)，与左手腕90的长尺寸方向垂直的截面的图。在本实施方式中，将左手腕90设为被测定部位。需要说明的是，由血压计1测定的“被测定部位”是动脉通过的部位即可。被测定部位例如可以是手腕、上臂等上肢，也可以是脚踝、大腿等下肢。

参照图1和图2，带20是沿着左手腕90的周向卷绕而装接的细长带状的构件。带20的宽度方向Y的尺寸(宽度尺寸)例如为约30mm。带20包括：具有外周面20b的带状体23以及压力袖带21。

压力袖带21沿带状体23的内周面23a装配，具有与左手腕90接触的内周面20a。压力袖带21构成为：使可伸缩的两张聚氨酯片在厚度方向对置，并使它们的周缘部熔敷而成为流体袋。流体袋只要是能够容纳流体的袋状构件即可。“流体”包括液体和气体两者，例如，可以使用水、空气等。

主体10与带20中的一个端部20e设为一体。需要说明的是，也可以是分别形成带20和主体10，并经由卡合构件(例如，铰链)将主体10与带20装配为一体的构成。在本实施方式中，主体10所配置的部位在装接状态下与左手腕90的背侧面(手背侧的面)90b对应(参照图2)。在图2中，示出了在左手腕90内通过掌侧面(手掌侧的面)90a附近的桡动脉91。

如图1所示，主体10具有立体形状，所述立体形状在与带20的外周面20b垂直的方向上具有厚度。主体10形成为小型且薄厚度状，以便不妨碍被检查者(用户)的日常活动。主体10具有从带20向外突起的四棱锥台状的轮廓。

在主体10的顶面(距离被测定部位最远侧的面)10a设有显示器50。沿着主体10的侧面(图1中左前侧的侧面)10f设有用于输入来自用户的指示的操作部52。

在带20的一个端部20e与另一个端部20f之间的部位，即带20的内周面20a(即，压力袖带21的内周面20a)上设有阻抗测定部40。

在阻抗测定部40所配置的部位的内周面20a配置有电极组40E。电极组40E具有以在带20的宽度方向Y上以相互分离的状态配置的6个板状(或片状)电极41～46。电极组40E所配置的部位在装接状态下与左手腕90的桡动脉91对应。

在与内周面20a相反的外周面21a中的与电极组40E对应的位置配置有固体物22。在固体物22的外周侧配置有按压袖带24。按压袖带24是在压力袖带21的周向上局部按压与电极组40E对应的区域的扩张构件。按压袖带24配置于构成带20的带状体23的内周面23a(靠近左手腕90一侧的面)(参照图2)。带状体23由在厚度方向上具有挠性并且在周向(长尺寸方向)上具有非伸缩性的塑料材料构成。

按压袖带24是在带20的厚度方向上伸缩的流体袋。具体而言，按压袖带24卷绕地装接于左手腕90，通过流体的供给而成为加压状态，通过流体的排出而成为非加压状态。按压袖带24构成为例如使可伸缩的两张聚氨酯片在厚度方向上对置，并使它们的周缘部熔敷而构成流体袋。

在按压袖带24的内周面24a(靠近左手腕90一侧的面)中的与电极组40E对应的位置配置有固体物22。固体物22由例如厚度为1～2mm左右的板状树脂(例如，聚丙烯)构成。在本实施方式中，使用带20、按压袖带24以及固体物22作为按压部。

如图1所示，主体10的底面(最接近被测定部位一侧的面)10b与带20的端部20f通过三折带扣15(以下，也简称为“带扣15”)来连接。

带扣15包含配置于外周侧的板状构件25和配置于内周侧的板状构件26。板状构件25的一个端部25e经由沿宽度方向Y延伸的连结棒27转动自如地装配于主体10。板状构件25的另一个端部25f经由沿宽度方向Y延伸的连结棒28转动自如地装配于板状构件26的一个端部26e。板状构件26的另一个端部26f由固定部29固定在带20的端部20f附近。

在带20的周向上，固定部29的装配位置根据用户的左手腕90的周长而预先可变化地设定。由此，血压计1(带20)构成为整体呈大致环状，并且构成为主体10的底面10b与带20的端部20f能通过带扣15在图1中的箭头B方向上开闭。

用户在将血压计1装接于左手腕90时，在打开带扣15而增大带20的环的直径的状态下，使左手从图1中的箭头A所示的方向通过带20。接着，如图2所示，用户调节左手腕90周围的带20的角度位置，使带20的阻抗测定部40位于通过左手腕90的桡动脉91上方。由此，阻抗测定部40的电极组40E处于与左手腕90的掌侧面90a中的与桡动脉91对应的部分90a1抵接的状态。在该状态下，用户关闭带扣15并固定。这样，用户将血压计1(带20)装接于左手腕90。

图3是表示血压计1被装接于左手腕90的状态下的阻抗测定用的电极组的平面布局的图。参照图3，在装接状态下，阻抗测定部40的电极组40E处于与左手腕90的桡动脉91对应地沿手腕的长尺寸方向排列的状态。电极组40E包括：在宽度方向Y上配置于两侧的通电用的电流电极对41、46；配置于该电流电极对41、46之间的检测电极对42、43；以及检测电极对44、45。脉搏波传感器401包含检测电极对42、43，脉搏波传感器402包含检测电极对44、45。

对应于相对于检测电极对42、43在桡动脉91的血流的下游侧的部分，配置有检测电极对44、45。在宽度方向Y上，将检测电极对42、43的中央与检测电极对44、45的中央之间的距离D(参照后述的图5(A))设定为例如20mm。距离D相当于脉搏波传感器401与脉搏波传感器402的间隔。此外，在宽度方向Y上，将检测电极对42、43间的间隔和检测电极对44、45的间隔均设为例如20mm。

这样的电极组40E可以构成为扁平状，因此，在血压计1中，能将带20作为整体构成为薄厚度状。此外，电极组40E可以够成为柔软状，因此，电极组40E不会妨碍压力袖带21对左手腕90的压迫，不会减损基于后述的示波法的血压测定的精度。

(硬件构成)

图4是表示血压计1的控制系统的硬件构成的框图。参照图4，主体10包括：作为控制部发挥功能的CPU(Central ProcessingUnit：中央处理器)100、显示器50、作为存储部发挥功能的存储器51、操作部52、电池53以及通信部59。此外，主体10包括：压力传感器31、泵32、阀33、压力传感器34以及切换阀35。切换阀35将泵32和阀33的连接目的地切换至压力袖带21或按压袖带24。

而且，主体10包括：振荡电路310和振荡电路340，将分别来自压力传感器31和压力传感器34的输出转换为频率；以及泵驱动电路320，对泵32进行驱动。阻抗测定部40包括电极组40E和电压检测电路49。

显示器50由例如有机EL(Electro Luminescence：电致发光)显示器构成，依据来自CPU100的控制信号，显示血压测定结果等与血压测定相关的信息以及其他信息。需要说明的是，显示器50并不限定于有机EL显示器，也可以由例如LCD(Liquid Cristal Display：液晶显示器)等其他类型的显示器构成。

操作部52由例如按键式开关构成，将与由用户进行的与指示血压测定开始或停止的指示相应的操作信号输入至CPU100。需要说明的是，操作部52并不限定于按键式开关，也可以是例如压敏式(电阻式)或接近式(电容式)的触摸面板式开关等。此外，也可以是：主体10包括麦克风(未图示)，通过用户的声音来接受血压测定开始的指示。

存储器51非暂时性地存储用于控制血压计1的程序的数据、为了控制血压计1而使用的数据、用于设定血压计1的各种功能的设定数据、血压值的测定结果的数据等。此外，存储器51被用作执行程序时的工作存储器等。

CPU100根据存储器51中存储的用于控制血压计1的程序，作为控制部执行各种功能。例如，在执行基于示波法的血压测定的情况下，CPU100按照来自操作部52的血压测定开始的指示，基于来自压力传感器31的信号来进行驱动泵32(以及阀33)的控制。此外，CPU100基于来自压力传感器31的信号，进行计算血压值的控制。

在执行基于脉搏波传播时间的血压测定的情况下，CPU100按照来自操作部52的血压测定开始的指示，进行驱动阀33的控制，以便排出压力袖带21内的空气。此外，CPU100驱动切换阀35，进行将泵32(以及阀33)的连接目的地切换至按压袖带24的控制。而且，CPU100基于来自压力传感器34的信号，进行计算血压值的控制。

通信部59将由CPU100控制而规定的信息经由网络900发送至外部装置，经由网络900接收来自外部装置的信息，并将其传递至CPU100。经由网络900的通信可以是无线或有线。例如，网络900为因特网，但并不限定于此，可以是诸如LAN(Local Area Network：局域网)的其他的类型的网络，也可以是使用USB电缆等的一对一通信。通信部59也可以包含微型USB连接器。

泵32和阀33经由切换阀35、气体配管39a、39b与压力袖带21和按压袖带24连接。压力传感器31经由气体配管38a，压力传感器34经由气体配管38b，分别与压力袖带21和按压袖带24连接。压力传感器31经由气体配管38a，检测压力袖带21内的压力。切换阀35基于CPU100所提供的控制信号进行驱动，将泵32和阀33的连接目的地切换至压力袖带21或按压袖带24。

泵32由例如压电泵构成。在通过切换阀35将泵32和阀33的连接目的地切换为压力袖带21的情况下，泵32为了使压力袖带21内的压力(袖带压力)加压，通过气体配管39a向压力袖带21供给作为加压用流体的空气。在通过切换阀35将泵32和阀33的连接目的地切换为按压袖带24的情况下，泵32为了使按压袖带24内的压力(袖带压力)加压，通过气体配管39b向按压袖带24供给作为加压用流体的空气。

阀33搭载于泵32，构成为随着泵32的开启/关闭而控制开闭。具体而言，在通过切换阀35将泵32和阀33的连接目的地切换为压力袖带21的情况下，阀33在泵32开启时关闭，使空气封入压力袖带21内，另一方面，在泵32关闭时打开，通过气体配管39a将压力袖带21的空气排出到大气中。

在通过切换阀35将泵32和阀33的连接目的地切换为按压袖带24的情况下，阀33在泵32开启时关闭，使空气封入按压袖带24内，另一方面，在泵32关闭时打开，通过气体配管39b将按压袖带24的空气排出到大气中。阀33具有止回阀的功能，所排出的气体不会逆流。泵驱动电路320基于CPU100提供的控制信号来驱动泵32。

压力传感器31为例如压阻式压力传感器，经由气体配管38a，与泵32、阀33以及压力袖带21连接。压力传感器31经由气体配管38a检测带20(压力袖带21)的压力，例如以大气压为基准(零)的压力，并将其作为时间序列的信号输出。

振荡电路310向CPU100输出频率信号，所述频率信号具有与基于压力传感器31的压阻效应所引起的电阻的变化的电信号值对应的频率。压力传感器31的输出用于控制21的压力，以及用于基于示波法来压力袖带计算出血压值(包括收缩压(Systolic BloodPressure；SBP)和舒张压(Diastolic Blood Pressure；DBP))。

压力传感器34为例如压阻式压力传感器，经由气体配管38b，与泵32、阀33以及按压袖带24连接。压力传感器34经由气体配管38b，检测按压袖带24的压力，例如以大气压为基准(零)的压力，并将其作为时间序列的信号输出。

振荡电路340按照基于压力传感器34的压阻效应所引起的电阻的变化的电信号值进行振荡，将具有与压力传感器34的电信号值对应的频率的频率信号输出至CPU100。压力传感器34的输出用于控制按压袖带24的压力，以及用于计算出基于脉搏波传播时间的血压。在为了进行基于脉搏波传播时间的血压测定而控制按压袖带24的压力的情况下，CPU100控制泵32和阀33，根据各种条件来进行袖带压力的加压和减压。

电池53向搭载于主体10的各种要素供给电力。电池53通过布线71向阻抗测定部40的电压检测电路49供给电力。布线71与信号用布线72一起，在夹在带20的带状体23与压力袖带21之间的状态下，沿着带20的周向延伸于主体10与阻抗测定部40之间而设置。

阻抗测定部40的电压检测电路49按照CPU100的指示进行动作。具体而言，电压检测电路49包括模拟滤波器403、放大器404以及A/D(Analog/Digital：模拟/数字)转换器405。电压检测电路49还可以包括：升压电路，使电源电压升压；以及电压调整电路，将升压后的电压调整为规定电压。

(基于脉搏波传播时间的血压测定的概要)

图5是用于说明基于脉搏波传播时间的血压测定的示意图。具体而言，图5的(A)是血压计1装接于左手腕90的状态下的进行基于脉搏波传播时间的血压测定时的沿手腕的长尺寸方向的示意剖视图。图5的(B)是表示脉搏波信号PS1、PS2的波形的图。

参照图5的(A)，电压检测电路49使用升压电路和电压调整电路等，通过在电流电极对41、46之间施加规定电压，使例如频率50kHz、电流值1mA的高频恒定电流i流动。

电压检测电路49检测构成脉搏波传感器401的检测电极对42、43之间的电压信号v1以及构成脉搏波传感器402的检测电极对44、45之间的电压信号v2。具体而言，电压检测电路49接受由脉搏波传感器401检测到的电压信号v1的输入，并接受由脉搏波传感器402检测到的电压信号v2的输入。各电压信号v1、v2是表示被检查者的脉搏波的信号。具体而言，电压信号v1、v2表示左手腕90的掌侧面90a中的分别与脉搏波传感器401、402对置的部分中的由桡动脉91的血流的脉搏波而引起的电气阻抗的变化。

电压检测电路49的模拟滤波器403具有传递函数G，对放大后的电压信号v1、v2进行滤波处理。具体而言，模拟滤波器403进行滤波处理，以去除表征电压信号v1、v2(脉搏波信号)的频率以外的噪声，并提高S/N(信噪比)。放大器404由例如运算放大器等构成，对进行了滤波处理的电压信号v1、v2进行放大。A/D转换器405将放大后的电压信号v1、v2从模拟数据转换为数字数据，并将其经由布线72输出至CPU100。

CPU100对所输入的电压信号v1、v2(数字数据)进行规定的信号处理，生成如图5(B)中所示的具有山状的波形的脉搏波信号PS1、PS2。后面将对该规定信号处理的详细情况进行说明。

需要说明的是，电压信号v1、v2为例如1mv左右。此外，脉搏波信号PS1、PS2各自的峰值A1、A2为例如约1V。当将桡动脉91的血流的脉搏波传播速度(Pulse Wave Velocity；PWV)设为1000cm/s～2000cm/s的范围时，脉搏波传感器401与脉搏波传感器402之间的距离D＝20mm，因此，脉搏波信号PS1与脉搏波信号PS2之间的时间差Δt在1.0ms～2.0ms的范围内。

如图5的(A)所示，按压袖带24成为加压状态，压力袖带21内部的空气被排出而成为非加压状态。按压袖带24和固体物22在桡动脉91的动脉方向上跨过脉搏波传感器401、脉搏波传感器402以及电流电极对41、46而配置。因此，在按压袖带24通过泵32被加压时，脉搏波传感器401、脉搏波传感器402以及电流电极对41、46经由固体物22而按压在左手腕90的掌侧面90a上。

电流电极对41、46、脉搏波传感器401以及脉搏波传感器402相对于左手腕90的掌侧面90a的各自的按压力可以设定为适当的值。在本实施方式中，使用流体袋的按压袖带24作为按压部，因此，能够将泵32和阀33与压力袖带21共同使用，能够实现结构的简化。此外，可以经由固体物22来按压脉搏波传感器401、脉搏波传感器402以及电流电极对41、46，因此，对被测定部位的按压力变得均匀，能够高精度地进行基于脉搏波传播时间的血压测定。

(基于示波法的血压测定的概要)

图6是在进行基于示波法的血压测定的情况下，血压计被装接于左手腕90的状态下的沿手腕的长尺寸方向的示意剖视图。

参照图6，按压袖带24内部的空气被排出而成为非加压状态，压力袖带21成为被供给了空气的加压状态。压力袖带21沿左手腕90的周向延伸，在通过泵32被加压时，同样地压迫左手腕90的周向。在压力袖带21的内周面与左手腕90之间仅存在电极组40E，因此，压力袖带21施加的压迫不会被其他构件妨碍，能够充分地闭合血管。因此，能够高精度地进行基于示波法的血压测定。

进行基于示波法的血压测定时的血压计1的动作大致如下。具体而言，血压计1的CPU100在经由操作部52接受血压测定的指示时，经由泵驱动电路320来关闭泵32，并打开阀33而排出压力袖带21内的空气。需要说明的是，将压力传感器31当前时间点的输出值设定为相当于大气压的值。

接着，CPU100关闭阀33，经由泵驱动电路320来驱动泵32，向压力袖带21输送空气。由此，在使压力袖带21膨胀的同时，逐渐对袖带压力进行加压。在加压过程中，CPU100为了计算出血压值，通过压力传感器31来监测袖带压力，获取在左手腕90的桡动脉91中产生的动脉容积的变动成分作为脉搏波信号。

CPU100基于所取得的脉搏波信号，应用由示波法实现的公知的算法来尝试计算出血压值(收缩压和舒张压)。在CPU100由于数据不足还无法计算出血压值的情况下，只要袖带压力未到达上限压力(例如，300mmHg)，就使袖带压力上升并再次尝试血压值的计算。

在CPU100能够计算出血压值的情况下，经由泵驱动电路320使泵32停止，打开阀33，使压力袖带21内的空气排出。CPU100在显示器50上显示血压值的测定结果，并将其存储至存储器51。需要说明的是，血压值的计算并不限定于加压过程，也可以在减压过程中进行。

<脉搏波传播时间的详细计算方式>

为了高精度地测定脉搏波传播时间，即脉搏波信号PS1与脉搏波信号PS2之间的时间差，需要高精度地提取各脉搏波信号PS1、PS2。因此，首先需要去除表征电压信号v1、v2(脉搏波信号)的频率以外的噪声，以得到S/N比高的(即，动态范围宽的)数据。

图7是用于说明模拟滤波器的必要性的图。如图7的(A)所示，假设在由检测电极检测到的电压信号(模拟数据)重叠有除所希望的频率分量(期望波分量Wd)以外的不需要的频率分量(噪声波分量Wn)的状态。

可以在通过A/D转换将该模拟数据转换为数字数据之后，通过数字滤波器来去除噪声波分量Wn。然而，在该情况下，期望波分量Wd的动态范围小，因此与数字转换后的期望波分量Wd相关的数据的S/N比变小。

因此，在通过模拟滤波器来去除噪声波分量Wn之后(参照图7的(B))，通过放大期望波分量Wd(参照图7的(C))来扩大期望波分量Wd的动态范围。通过将该期望波分量Wd输入至CPU100，能够高精度地获取脉搏波信号。

接着，为了高精度地测定脉搏波传播时间，需要考虑滤波器的频率特性(频率依赖性)。

图8是用于说明滤波器的相位特性的图。在图8中，右侧的纵轴表示相位变化量，左侧的纵轴表示延迟时间，横轴表示频率。在图8的例子中，示出了使用截止频率为10Hz的低通滤波器以及截止频率为0.5Hz的高通滤波器作为模拟滤波器的例子。

参照图8，曲线801表示滤波器的频率特性(相位特性)。曲线803表示将由曲线801表示的相位特性转换为时间的延迟时间特性。曲线805表示作为脉搏波信号的电压信号(例如，电压信号v1)的频率特性。在图8中，例如，在约1.2Hz处存在电压信号的峰值，此时的相位变化量约为10°。

在此，虽然电压信号v1、v2均为脉搏波信号，但其测定位置等不同，因此各电压信号v1、v2的波形的频率分量并非完全一致。因此，在对电压信号v1、v2实施如上所述的滤波处理时，在电压信号v1和电压信号v2中会分别产生不同量的相位变化。因此，为了高精度地测定脉搏波传播时间，需要减小电压信号v1与电压信号v2的相位变化的差。以下，对用于减小该相位变化的差的构成和处理进行具体说明。

图9是表示血压计1的功能构成的框图。具体而言，在图9中，示出了用于测定脉搏波传播时间的血压计1的功能构成。

参照图9，血压计1包括信号输入部102、数据生成部106、数字滤波器部108、时间计算部110、血压计算部112以及输出控制部114作为主要的功能构成。这些功能例如通过使血压计1的CPU100执行储存于存储器51的程序来实现。需要说明的是，这些功能的一部分或全部也可以构成为通过硬件来实现。血压计1还包括由存储器51实现的数据储存部104。

信号输入部102接受从A/D转换器405每隔预先设定的采样周期而输出的电压信号v1、v2(数字数据)的输入。信号输入部102将接收到的电压信号v1、v2依次储存至数据储存部104。

数据储存部104储存电压信号v1的时序数据以及电压信号v2的时序数据。具体而言，数据储存部104储存从当前时间点起到规定周期前为止的各电压信号v1、v2的时序数据。例如，将当前时间点的电压信号v1的信号值(电压信号的数字值)设为v1(m)，将1个采样周期前的信号值设为v1(m-1)，将2个采样周期前的信号值设为v1(m-2)。以下，同样地，将n个采样周期前的信号值设为v1(m-n)。

在作为数字信号处理部发挥功能的数据生成部106和数字滤波器部108利用从当前时间点起到n个采样周期前为止的信号值的情况下，将包括v1(m)、v1(m-1)、v1(m-2)……v1(m-n)这n+1个信号值的时序数据储存至数据储存部104。即，储存电压信号v1的时序数据K1(信号值v1(m-n)～v1(m))。同样地，将电压信号v2的时序数据K2(信号值v2(m-n)～v2(m)储存至数据储存部104。

据生成部106生成将电压信号v1的时序数据K1从时序上的反方向排列的时序数据Kr1(信号值v1(m)～v1(m-n))。同样地，数据生成部106生成将电压信号v2的时序数据K2从时序上的反方向排列的时序数据Kr2(信号值v2(m)～v2(m-n)。需要说明的是，在将规定时间量(例如，5秒钟)的时序数据K1和时序数据K2蓄积于数据储存部104的情况下，数据生成部106进行该生成。

数字滤波器部108通过具有与模拟滤波器403相同的传递函数G的数字滤波器，对时序数据Kr1、Kr2的每一个执行滤波处理，生成时序数据Kd1(信号值vd1(m)～vd1(m-n))和时序数据Kd2(信号值vd2(m)～vd2(m-n))。时序数据Kd1和时序数据Kd2分别使用以下的公式(1)和公式(2)来表示。

Kd1＝Kr1×G……(1)

Kd2＝Kr2×G……(2)

然后，数据生成部106生成将时序数据Kd1按时序顺序的方向重新排列的时序数据Kf1(信号值vd1(m-n)～vd1(m))。此外，数据生成部106生成将时序数据Kd2按时序顺序的方向重新排列的时序数据Kf2(信号值vd2(m-n)～vd2(m))。

这样，在本实施方式中，1)生成将时序数据K1、K2从时序上的反方向排列的时序数据Kr1、Kr2；2)通过使用了传递函数G(与模拟滤波器403相同的传递函数)的数字滤波处理来针对时序数据Kr1、Kr2的每一个生成时序数据Kd1、Kd2；3)生成将时序数据Kd1、Kd2按时序顺序再次重新排列的时序数据Kf1、Kf2。

通过上述2)的数字滤波处理，在由模拟滤波器403进行的滤波处理时的反方向产生大致相同量的相位偏移，根据3)的处理，以时序顺序返回数据。其结果是，时序数据Kf1、Kf2是减轻了由模拟滤波器403进行的滤波处理时的相位偏移的数据。

图10是用于说明本实施方式的数字信号处理的优点的图。图10的纵轴表示电压，横轴表示时间。参照图10，波形901示出了在实施由模拟滤波器进行的滤波处理前的脉搏波信号(例如，电压信号v1)的波形。波形902示出了在实施了由模拟滤波器进行的滤波处理后，执行了上述1)～3)的数字信号处理的脉搏波信号的波形。波形903示出了仅实施了由模拟滤波器进行的滤波处理，而没有实施上述1)～3)的数字信号处理的脉搏波信号的波形。

如图10所示，在波形903中，由于由模拟滤波器导致的相位变化，从波形901开始的变化量大。另一方面，可知波形902与波形901非常类似，由模拟滤波处理导致的相位变化量被减轻。具体而言，波形901和波形902的上升时间点均为时刻t1，波形901和波形902的峰值时间点均为时刻t2。另一方面，可知波形901和波形903的上升时间点以及峰值时间点均为不同的定时。上升时间点例如是随着时间经过而信号的瞬时值(电压值)增加的定时。

再次参照图9，时间计算部110基于由时序数据Kf1表示的脉搏波信号PS1和由时序数据Kf2表示的脉搏波信号PS2，计算出脉搏波信号PS1与脉搏波信号PS2之间的时间差Δt来作为脉搏波传播时间。

例如，时间计算部110能计算出脉搏波信号PS1的峰值A1的时间点与脉搏波信号PS2的峰值A2的时间点之间的时间差Δt来作为脉搏波传播时间。此外，时间计算部110也可以计算出脉搏波信号PS1的上升时间点与脉搏波信号PS2的上升时间点之间的时间差Δt1来作为脉搏波传播时间。或者，时间计算部110也可以计算出时间差Δt和时间差Δt1的平均值来作为脉搏波传播时间。由此，能够进一步提高脉搏波传播时间的精度。

血压计算部112计算出基于由时间计算部110计算出的脉搏波传播时间的血压值。具体而言，血压计算部112使用脉搏波传播时间与血压值之间的预先设定的对应式，基于脉搏波传播时间来计算(估计)出血压值。脉搏波传播时间与血压之间的预先设定的对应式例如作为公知的分数函数，如以下的公式(3)那样表示(例如，参照日本特开平10-201724号公报)。其中，DT为脉搏波传播时间，EBP为血压值，α、β分别为已知的系数或常数。

EBP＝(α/DT²)+β……(3)

需要说明的是，对应式并不限定于上述的公式(3)，例如，除了1/DT²的项以外，还可以使用包括1/DT的项和DT的项的算式。此外，也可以使用除这些以外的公知的对应式。

输出控制部114使显示器50显示由血压计算部112计算出的血压值。此外，输出控制部114也可以是经由搭载于血压计1的扬声器(未图示)来以声音输出血压值的构成。

<基于脉搏波传播时间的血压值的测定处理流程>

图11是表示基于脉搏波传播时间的血压值的测定处理流程的流程图。参照图11，血压计1的CPU100经由操作部52接受基于脉搏波传播时间的血压测定的指示(步骤S10)。CPU100驱动切换阀35，将泵32和阀33的连接目的地切换为按压袖带24(步骤S12)。

CPU100在使按压袖带24膨胀的同时，增大袖带压力Pc(步骤S14)。具体而言，CPU100在使阀33关闭的同时，经由泵驱动电路320来驱动泵32，通过向按压袖带24输送空气来增大袖带压力Pc。接着，CPU100在袖带压力Pc达到预先设定的压力时使泵32停止(步骤S16)。由此，将袖带压力Pc设定为预先设定的压力。在该状态下，CPU100如以下所述的步骤那样开始获取脉搏波传播时间。

具体而言，CPU100接受电压信号v1、v2的输入，将电压信号v1、v2各自的时序数据蓄积于存储器51(步骤S18)。CPU100判断是否蓄积了规定时间量的时序数据(步骤S20)。在没有蓄积规定时间量的时序数据的情况下(在步骤S20中为否：NO)，CPU100执行步骤S18的处理。

在蓄积了规定时间量的时序数据的情况下(在步骤S20中为是：YES)，CPU100执行数字信号处理(步骤S22)。具体而言，CPU100生成将电压信号v1的时序数据K1以反方向排列的时序数据Kr1以及将电压信号v2的时序数据K2以反方向排列的时序数据Kr2。CPU100生成对时序数据Kr1、Kr2的每一个实施基于传递函数G的数字滤波处理后的时序数据Kd1、Kd2。CPU100生成将时序数据Kd1，Kd2按时序顺序重新排列的时序数据Kf1、Kf2。由此，CPU100生成与时序数据Kf1对应的脉搏波信号PS1和与时序数据Kf2对应的脉搏波信号PS2。

接着，CPU100计算出脉搏波信号PS1与脉搏波信号PS2之间的时间差Δt，来作为脉搏波传播时间(步骤S24)。CPU100使用脉搏波传播时间与血压值的对应式(例如，算式(3))来计算出基于脉搏波传播时间的血压值(步骤S26)。CPU100在显示器50上显示计算出的血压值(步骤S28)，结束处理。

<优点>

根据本实施方式，能够降低各脉搏波信号中的伴随着滤波处理的的相位偏移。因此，能够高精度地测定通过各脉搏波信号的比较而计算出的脉搏波传播时间。此外，其结果是，还提高了基于脉搏波传播时间的血压测定的精度。

此外，根据本实施方式，能够高精度地获取各脉搏波信号的整个波形。因此，能够通过将一个脉搏波信号的整个波形与另一个脉搏波信号的整个波形进行比较(例如，比较上升时间点、峰值时间点等)来计算出脉搏波传播时间。

<其他实施方式>

1)在上述的实施方式中，对脉搏波传感器401和脉搏波传感器402检测出通过被测定部位(左手腕90)的动脉(桡动脉91)的脉搏波来作为阻抗的变化的构成进行了说明，但并不限定于该构成。

例如，也可以是，各脉搏波传感器具备：发光元件，向被测定部位中的通过对应部分的动脉照射光；以及受光元件，接受该光的反射光(或透过光)，所述各脉搏波传感器检测动脉的脉搏波来作为容积的变化(光电方式)。或者，也可以是，各脉搏波传感器具备与被测定部位抵接的压电传感器，所述各脉搏波传感器检测被测定部位中的通过对应部分的动脉的压力所引起的变形来作为电阻的变化(压电方式)。而且，也可以是，各脉搏波传感器具备：发送元件，向被测定部位中的通过对应部分的动脉发送电波(发送波)；以及接收元件，接收该电波的反射波，所述各脉搏波传感器检测由动脉的脉搏波引起的动脉与传感器之间的距离的变化来作为发送波与反射波之间的相位偏移(电波照射方式)。

2)在上述的实施方式中，作为按压部的一例，举例示出了带20、按压袖带24以及固体物22，但并不限定于此。例如，也可以是将脉搏波传感器401、脉搏波传感器402从非加压状态的压力袖带21的外周面机械式地向厚度方向扩张的按压部。此外，在上述的实施方式中，作为扩张构件的一例，举例示出了流体袋的按压袖带24，但并不限定于此。例如，也可以通过在厚度方向上机械式地扩张的扩张构件，经由固体物22按压脉搏波传感器401、脉搏波传感器402。

3)在上述的实施方式中，对比较由两个脉搏波传感器得到的两个脉搏波信号来计算出脉搏波传播时间的构成进行了说明，但并不限定于该构成。例如，也可以是将由一个脉搏波传感器(例如，脉搏波传感器401或402)得到的脉搏波信号与由心电传感器得到的心电信号进行比较而计算出脉搏波传播时间的构成。在该情况下，对于心电信号，也实施与上述同样的模拟信号处理以及数字信号处理。

心电传感器具有一对心电电极，通过一个心电电极和另一个心电电极来检测心电信号。各心电电极例如与人体的左右手、手腕等接触地装配。各心电电极通过电缆与电压检测电路49连接。电压检测电路49经由该电缆检测出心电信号，经由布线72向CPU100输出该心电信号。需要说明的是，对心电信号进行滤波处理的模拟滤波器可以与对脉搏波信号进行滤波处理的模拟滤波器相同或者不同。在另外准备用于对心电信号进行滤波处理的专用的模拟滤波器的情况下，在对心电信号进行数字信号处理时，通过具有与该专用的模拟滤波器的传递函数相同的传递函数的数字滤波器来实施滤波处理。

典型地，CPU100(时间计算部110)计算出脉搏波信号的上升时间点与心电信号的峰值时间点的时间差，来作为脉搏波传播时间。不过，CPU100也可以计算出由数字信号处理完毕的时序数据表示的脉搏波信号的峰值时间点与由数字信号处理完毕的时序数据表示的心电信号的峰值时间点的时间差，来作为脉搏波传播时间。

4)在上述的实施方式中，对搭载于血压计1的CPU100作为数据生成部、数字滤波器部、时间计算部、血压计算部以及输出控制部发挥功能的构成进行了说明，但并不限定于该构成。例如，也可以是以下构成：构成为能够与血压计1通信的计算机装置(例如，智能手机等)经由网络900依次接收电压信号v1、v2(数字数据)，并作为数据生成部、数字滤波器部、时间计算部、血压计算部、输出控制部发挥功能，由此，计算出脉搏波传播时间和血压值，并显示血压值。

5)在上述实施方式中，还能提供使计算机发挥功能来执行上述的流程图中说明的那样的控制的程序。像这样的程序可以记录在附属于计算机的软盘、CD(Compact DiskRead Only Memory：光盘只读存储器)、二次存储装置、主存储装置以及存储卡等非暂时性计算机可读记录介质，作为程序产品来提供。或者，也可以记录在内置于计算机的硬盘等的记录介质来提供程序。此外，也可以通过经由网络的下载来提供程序。

程序也可以是以规定的排列在规定的定时调出作为计算机的操作系统(OS)的一部分而提供的程序模块之中的必要的模块来执行处理的程序。在该情况下，程序本身不包括上述模块而与OS协作执行处理。像这样的不包括模块的程序也包括在本实施方式的程序中。

此外，本实施方式的程序也可以是编入到其他程序的一部分而提供的程序。在该情况下程序本身也不包括述其他程序所包括的模块，而与其他程序协作执行处理。像这样的编入到其他程序的程序也能包括在本实施方式的程序中。

作为上述的实施方式举例示出的构成是本发明的构成的一个例子，也能与其他公知的技术组合，能在不脱离本发明的主旨的范围内省略一部分等进行变更来构成。此外，在上述的实施方式中，也可以适当采用在其他实施方式说明过的处理、构成来实施。

应认为本次公开的实施方式在所有的方面均为例示而非限制性的。本发明的范围不是由上述的说明而是由权利要求的范围来表示，并且旨在包括与权利要求书的范围等同的意思以及范围内的所有变更。

符号说明

1血压计；41，46电流电极对；10主体；10b底面；15带扣；20带；21压力袖带；22固体物；23带状体；24按压袖带；25、26板状构件；27、28连结棒；29固定部；31、34压力传感器；32泵；33阀；35切换阀；38a、38b、39a、39b气体配管；40阻抗测定部；40E电极组；42、43、44、45检测电极对；49电压检测电路；50显示器；51存储器；52操作部；53电池；59通信部；71、72布线；90左手腕；91桡动脉；100CPU；102信号输入部；104数据储存部；106数据生成部；108数字滤波器部；110时间计算部；112血压计算部；114输出控制部；310、340振荡电路；320泵驱动电路；401、402脉搏波传感器；403模拟滤波器；404放大器；405A/D转换器；900网络。

Claims (8)

1.一种测定装置，具备：

第一传感器，检测表示被检查者的脉搏波的第一信号；

第二传感器，检测表示所述被检查者的脉搏波或心电的第二信号；

第一信号处理部，通过具有规定的传递函数的模拟滤波器，对由所述第一传感器检测到的所述第一信号和由所述第二传感器检测到的所述第二信号的每一个实施滤波处理，将其转换为数字数据；和

第二信号处理部，对由所述第一信号处理部转换为数字数据的所述第一信号的第一时序数据和由所述第一信号处理部转换为数字数据的所述第二信号的第二时序数据的每一个实施包括由数字滤波器实现的滤波处理的信号处理，其中，

所述第二信号处理部构成为：

生成将由所述数字滤波器实现的滤波处理前的所述第一时序数据在时序上从反方向排列的第三时序数据，

生成将由所述数字滤波器实现的滤波处理前的所述第二时序数据在时序上从反方向排列的第四时序数据，

通过具有所述规定的传递函数的所述数字滤波器，对所述第三时序数据和所述第四时序数据的每一个实施滤波处理，

生成将由所述数字滤波器实施了滤波处理的所述第三时序数据按时序顺序重新排列的第五时序数据，

生成将由所述数字滤波器实施了滤波处理的所述第四时序数据按时序顺序重新排列的第六时序数据，

所述测定装置还具备：

时间计算部，基于由所述第五时序数据表示的信号和由所述第六时序数据表示的信号，计算出脉搏波传播时间。

2.根据权利要求1所述的测定装置，其中，

所述第二信号是表示脉搏波的信号，

所述第一传感器和第二传感器检测通过所述被检查者的被测定部位的动脉中各自相对的部分的脉搏波。

3.根据权利要求2所述的测定装置，其中，

所述时间计算部构成为：

计算出由所述第五时序数据表示的信号的上升时间点与由所述第六时序数据表示的信号的上升时间点的时间差，来作为脉搏波传播时间，或者，

计算出由所述第五时序数据表示的信号的峰值时间点与由所述第六时序数据表示的信号的峰值时间点的时间差，来作为脉搏波传播时间。

4.根据权利要求1所述的测定装置，其中，

所述第二信号是表示心电的信号，

所述时间计算部构成为：

计算出由所述第五时序数据表示的信号的上升时间点与由所述第六时序数据表示的信号的峰值时间点的时间差，来作为脉搏波传播时间。

5.根据权利要求1至4中任一项所述的测定装置，还具备：

数据储存部，用于储存所述第一时序数据和所述第二时序数据，其中，

所述第二信号处理部在规定时间量的所述第一时序数据和所述第二时序数据蓄积于数据储存部的情况下，执行所述信号处理。

6.根据权利要求1至4中任一项所述的测定装置，还具备：

血压计算部，计算出基于由所述时间计算部计算出的脉搏波传播时间的血压值。

7.根据权利要求6所述的测定装置，还具备：

显示器；和

显示控制部，使所述显示器显示由所述血压计算部计算出的血压值。

8.一种测定方法，包括以下步骤：

检测表示被检查者的脉搏波的第一信号；

检测表示所述被检查者的脉搏波或心电的第二信号；

通过具有规定的传递函数的模拟滤波器对所述第一信号和所述第二信号的每一个实施滤波处理，将其转换为数字数据；以及

对转换为数字数据的所述第一信号的第一时序数据以及转换为数字数据的所述第二信号的第二时序数据的每一个执行包括由数字滤波器实现的滤波处理的信号处理，

所述执行的步骤包括：

生成将由所述数字滤波器实现的滤波处理前的所述第一信号的第一时序数据在时序上从反方向排列的第三时序数据；

生成将由所述数字滤波器实现的滤波处理前的所述第二信号的第二时序数据在时序上从反方向排列的第四时序数据；

通过具有所述规定的传递函数的所述数字滤波器对所述第三时序数据和所述第四时序数据的每一个实施滤波处理；

生成将由所述数字滤波器实施了滤波处理的所述第三时序数据按时序顺序重新排列的第五时序数据；以及

生成将由所述数字滤波器实施了滤波处理的所述第四时序数据按时序顺序重新排列的第六时序数据，

所述执行的步骤还包括：

基于由所述第五时序数据表示的信号、由所述第六时序数据表示的信号，计算出脉搏波传播时间。

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