CN112437632A - 脉搏波传播时间测定装置和血压测定装置 - Google Patents

脉搏波传播时间测定装置和血压测定装置 Download PDF

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Abstract

本发明的一个方案的脉搏波传播时间测定装置具备：带部，卷绕在用户的被测定部位；电极组，设置在所述带部，包括第一电极、第二电极、第三电极以及第四电极；电流源，在所述第一电极与所述第二电极之间施加交流电流；电位差信号检测部，检测所述第三电极与所述第四电极之间的电位差信号；心电图获取部，基于所述电位差信号，获取作为表示所述用户的心脏的电活动的波形信号的心电图；脉搏波信号获取部，基于所述电位差信号，获取表示所述用户的所述被测定部位处的电阻抗的波形信号作为脉搏波信号；以及脉搏波传播时间计算部，基于所述心电图和所述脉搏波信号计算脉搏波传播时间。

Description

脉搏波传播时间测定装置和血压测定装置
技术领域
本发明涉及非侵入地测定脉搏波传播时间的脉搏波传播时间测定装置、以及使用脉搏波传播时间测定装置的血压测定装置。
背景技术
作为测定脉搏波传播时间(PTT：Pulse Transit Time)的方法，有在动脉上的两点上进行脉搏波的检测，计算脉搏波在两点之间的距离上传播所需的时间作为脉搏波传播时间的方法。为了提高脉搏波传播时间测定的时间分辨率，希望两点之间的距离设为更长。
在专利文献1中，公开了通过在上臂以及肘和手腕的中间部的两个部位监控由脉搏波产生的生物体阻抗的变化来测定脉搏波传播时间的技术。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本专利第4105738号公报
发明内容
发明要解决的问题
在专利文献1所公开的技术中，需要在肩、手腕、上臂、以及肘和手腕的中间部这四个部位分别装接电极。因此，在进行长时间的测定等情况下，由装接引起的用户身体的负担大。
本发明是着眼于上述的情况而完成的，其目的在于，提供一种由装接引起的用户身体的负担小的脉搏波传播时间测定装置和血压测定装置。
技术方案
为了解决上述问题，本发明采用以下的构成。
第一方案的脉搏波传播时间测定装置具备：
带部，卷绕在用户的被测定部位；
电极组，设置在所述带部，包括第一电极、第二电极、第三电极以及第四电极；
电流源，在所述第一电极与所述第二电极之间施加交流电流；
电位差信号检测部，检测所述第三电极与所述第四电极之间的电位差信号；
心电图获取部，基于所述电位差信号获取作为表示所述用户的心脏的电活动的波形信号的心电图；
脉搏波信号获取部，基于所述电位差信号获取表示所述用户的所述被测定部位处的电阻抗的波形信号作为脉搏波信号；以及
脉搏波传播时间计算部，基于所述心电图和所述脉搏波信号计算脉搏波传播时间。
根据上述的构成，当将带部卷绕在用户的被测定部位时，电极组装配在用户上。因此，用户能够仅装接一个装置来测定脉搏波传播时间。因此，向用户的装接容易，装接装置而引起的身体的负担小。
而且，获取心电图的电路(ECG传感器)和获取脉搏波信号的电路(脉搏波传感器)共有第三电极、第四电极以及电位差信号检测部。由此，能够使带部小型化，并且能够削减零件成本。
在第一方案中，所述电极组可以包括多个第三电极，所述多个第三电极在一个方向上排列。在该情况下，脉搏波传播时间测定装置还具备在所述多个第三电极之间切换与所述电位差信号检测部连接的第三电极的第一切换电路。
根据上述的构成，能够获取信噪比更高的心电图和脉搏波信号。其结果是，能够提高脉搏波传播时间的测定准确度。
在第一方案中，所述电极组可以包括多个第四电极，所述多个第四电极在所述一个方向上排列。在该情况下，脉搏波传播时间测定装置还具备在所述多个第四电极之间切换与所述电位差信号检测部连接的第四电极的第二切换电路。
根据上述的构成，能够获取信噪比更高的心电图和脉搏波信号。其结果是，能够提高脉搏波传播时间的测定准确度。
第二方案的脉搏波传播时间测定装置具备：
带部，卷绕在用户的被测定部位；
电极组，设置在所述带部，包括第一电极、第二电极、排列成一列的多个第三电极、第四电极；
电流源，在所述第一电极与所述第二电极之间施加交流电流；
第一电位差信号检测部，检测作为所述多个第三电极中的一个与所述第四电极之间的电位差信号的第一电位差信号；
脉搏波信号获取部，基于所述第一电位差信号，获取表示所述用户的所述被测定部位处的电阻抗的波形信号作为脉搏波信号；
第二电位差信号检测部，检测作为从所述多个第三电极中选择的两个第三电极之间的电位差信号的第二电位差信号；
心电图获取部，基于所述第二电位差信号获取作为表示所述用户的心脏的电活动的波形信号的心电图；以及
脉搏波传播时间计算部，基于所述心电图和所述脉搏波信号计算脉搏波传播时间。
根据上述的构成，能够得到与对于第一方案的脉搏波传播时间测定装置进行说明的效果同样的效果。
第三方案的血压测定装置具备：上述的脉搏波传播时间测定装置；以及第一血压值计算部，基于所述计算的脉搏波传播时间计算第一血压值。
根据上述的构成，能够在用户身体的负担轻的状态下长期地连续地测定血压。
在第三方案中，血压测定装置还可以具备：
按压袖带，设置在所述带部；
流体供给部，向所述按压袖带供给流体；
压力传感器，检测所述按压袖带内的压力；以及
第二血压值计算部，基于所述压力传感器的输出计算第二血压值。
根据上述的构成，能够将连续血压测定(基于脉搏波传播时间的血压测定)以及基于示波测量法的血压测定在一个设备上进行。其结果是，对用户来说便利性高。
有益效果
根据本发明，能够提供由装接引起的用户身体的负担小的脉搏波传播时间测定装置和血压测定装置。
附图说明
图1是举例示出一个实施方式的血压测定装置的图。
图2是举例示出图1所示的血压测定装置的外观的图。
图3是举例示出图1所示的血压测定装置的外观的图。
图4是举例示出图1所示的血压测定装置的剖面的图。
图5是举例示出图1所示的血压测定装置的控制系统的硬件构成的框图。
图6是举例示出图1所示的血压测定装置的软件构成的框图。
图7是对图6所示的脉搏波传播时间计算部计算脉搏波传播时间的方法进行说明的图。
图8是举例示出图1所示的血压测定装置进行基于脉搏波传播时间的血压测定的动作的流程图。
图9是举例示出图1所示的血压测定装置基于示波测量法进行血压测定的动作的流程图。
图10表示基于示波测量法的血压测定中的袖带压和脉搏波信号的变化的图。
图11是举例示出使用一个实施方式的按压袖带调整电极和上臂的接触状态的方法的流程图。
图12是举例示出一个实施方式的血压测定装置的外观的图。
图13举例示出一个实施方式的血压测定装置的外观的图。
图14是举例示出图13所示的血压测定装置的控制系统的硬件构成的框图。
图15是举例示出一个实施方式的、选择为了获取脉搏波信号和心电图而使用的检测电极对的方法的流程图。
图16举例示出一个实施方式的血压测定装置的外观的图。
图17举例示出一个实施方式的血压测定装置的外观的图。
图18是举例示出图17所示的血压测定装置的控制系统的硬件构成的框图。
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。
[应用例]
参照图1，对应用本发明的场景的一个例子进行说明。图1举例示出一个实施方式的血压测定装置10。血压测定装置10是可穿戴设备，装接于作为用户的被测定部位的上臂70。血压测定装置10具备带部20、第一血压测定部30以及第二血压测定部50。
带部20是卷绕于用户的上臂70的构件，用于将血压测定装置10装接于用户的上臂70。
第一血压测定部30和第二血压测定部50设置于带部20。第一血压测定部30非侵入地测定用户的脉搏波传播时间，基于测定的脉搏波传播时间计算血压值。第一血压测定部30能够进行获得每一次心跳的血压值的连续血压测定。第二血压测定部50以与第一血压测定部30不同的方式进行血压测定。第二血压测定部50基于例如示波测量法或柯式音法，在特定的时刻例如响应于用户的操作来进行血压测定。第二血压测定部50能够比第一血压测定部30更准确地测定血压。
第一血压测定部30具备：电流电极31、32；检测电极33、34；电流源35；电位差信号检测部36；脉搏波信号获取部37；心电图获取部38；脉搏波传播时间计算部39；以及血压值计算部40。
电流电极31、32以及检测电极33、34配置在带部20的内周面，以便在血压测定装置10装接于用户的上臂70的状态(以下，简称为“装接状态”)下与用户的上臂70的皮肤接触。带部20的内周面是带部20的表面中在装接状态下面向用户的上臂70的部分。在装接状态下从外部看不到电流电极31、32和检测电极33、34，但在图1中，为了便于说明示出了电流电极31、32和检测电极33、34。检测电极33、34配置于电流电极31、32之间。更具体而言，电流电极31、检测电极33、检测电极34以及电流电极32以该顺序在带部20的宽度方向上排列。带部20的宽度方向对应于在装接状态下沿穿过上臂70的上臂动脉的方向。电流电极31、32相当于本发明的第一电极和第二电极，检测电极33、34相当于本发明的第三电极和第四电极。
电流电极31、32连接于电流源35，电流源35向电流电极31、32之间施加交流电流。交流电流是为了获取后述的脉搏波信号而施加的。交流电流例如是正弦波电流。检测电极33、3列4连接于电位差信号检测部36，电位差信号检测部36检测检测电极33、34之间的电位差信号。电位差信号输出到心电图获取部38和脉搏波信号获取部37。
脉搏波信号获取部37基于从电位差信号检测部36接收的电位差信号，作为脉搏波信号获取表示用户的上臂70处的生物体阻抗的波形信号。用户的上臂70处的生物体阻抗根据上臂动脉的血流而变化。因此，表示用户的上臂70处的生物体阻抗的波形信号间接地表示用户的上臂70处的容积脉搏波。表示阻抗的波形信号不限于直接地表示阻抗的信号，也可以是例如像上臂70中在交流电流流过的情况下的下降电压那样间接地表示阻抗的信号。在本实施方式中，将电流电极31、32、检测电极33、34、电流源35、电位差信号检测部36、脉搏波信号获取部37统称为脉搏波传感器。
心电图获取部38基于从电位差信号检测部36收到的电位差信号获取用户的心电图(ECG：ElectroCardioGram)。心电图是表示用户的心脏的电活动的波形信号。在本实施方式中，将检测电极33、34、电位差信号检测部36以及心电图获取部38统称为ECG(ElectroCardioGraphic)传感器。
脉搏波传播时间计算部39从脉搏波信号获取部37接受脉搏波信号，从心电图获取部38接受心电图。脉搏波传播时间计算部39基于心电图的波形特征点与脉搏波信号的波形特征点之间的时间差计算脉搏波传播时间。例如，脉搏波传播时间计算部39计算心电图的波形特征点与脉搏波信号的波形特征点之间的时间差，将计算的时间差作为脉搏波传播时间输出。心电图的波形特征点例如是与R波对应的峰值点，脉搏波信号的波形特征点例如是上升点。在本实施方式中，脉搏波传播时间相当于脉搏波从心脏到上臂在动脉中传播所需的时间。因此，与在上臂70处的两点之间测定脉搏波传播时间的情况相比，时间分辨率提高。
血压值计算部40基于由脉搏波传播时间计算部39计算的脉搏波传播时间和血压计算式计算血压值。血压计算式是表示脉搏波传播时间与血压之间的相关关系的关系式。以下示出血压计算式的一个例子。
SBP＝A1/PTT2+A2···(1)
在此，SBP表示收缩期血压，PTT表示脉搏波传播时间，A1、A2是参数。
脉搏波传播时间计算部39能够计算每一次心跳的脉搏波传播时间，因此，血压值计算部40能够计算每一次心跳的血压值。
如上所述，在本实施方式中，ECG传感器以及脉搏波传感器都设置在带部20。由此，通过简单地将带部20卷绕在上臂，能够将ECG传感器以及脉搏波传感器的两方装配在用户上。因此，向用户的装接容易，并且能够减轻装接有血压测定装置10而引起的用户身体的负担(也称为装接负担)。
而且，ECG传感器和脉搏波传感器共有检测电极33、34以及电位差信号检测部36。由此，能够使血压测定装置10小型化，进而能够削减零件成本。血压测定装置10的小型化有助于装接负担的减轻。
以下对血压测定装置10进行更具体的说明。
[构成例]
(硬件构成)
参照图2至图6，对本实施方式的血压测定装置10的硬件构成的一个例子进行说明。
图2以及图3是举例示出血压测定装置10的外观的俯视图。具体而言，图2示出了从带部20的外周面侧观察的血压测定装置10，图3示出了从带部20的内周面侧观察的血压测定装置10。图4示出了在装接状态下的血压测定装置10的剖面。
如图2所示，带部20具备带21以及主体22。带21指卷绕而装接于上臂70的带状的构件，有时也以绑带或袖带等其他名称称呼。带21具有外周面211以及内周面212。内周面212是在装接状态下面向用户的上臂70的表面，外周面211是与内周面212相反侧的表面。
主体22装配于带21。主体22容纳显示部506和操作部507，并且容纳后述的控制部501(在图5中示出)等构成要素。显示部506是显示血压测定结果等信息的显示装置。作为显示装置，例如能够使用液晶显示装置(LCD)或有机EL(Electro-Luminescence：电致发光)显示器。有机EL显示器有时也被称为OLED(Organic Light Emitting Diode：有机发光二极管)显示器。操作部507是使用户能够输入对血压测定装置10的指示的输入装置。在图2的例中，操作部507包括多个按压式按钮。也可以使用兼作显示装置和输入装置的触摸屏。在主体22可以设置扬声器或压电扬声器等发声体。在主体22可以设置麦克风，以便用户能够通过声音输入指示。
带21具备使带部20在上臂可拆装的装接构件。在图2以及图3所示的例中，装接构件是具有环面213和钩面214的钩环扣件，所述环面213具有许多环，所述钩面214具有多个钩。环面213配置在带21的外周面211上，并且配置在带21的长尺寸方向的端部215A。长尺寸方向在装接状态下对应于上臂的周向。钩面214配置在带21的内周面212上，并且配置在带21的长尺寸方向的端部215B。端部215B在带21的长尺寸方向上与端部215A相对。当环面213和钩面214相互按压时，环面213和钩面214结合。此外，通过相互远离地拉拽环面213和钩面214，环面213与钩面214分离。
如图3所示，在带21的内周面212上配置有电流电极31、32和检测电极33、34。电流电极31、32和检测电极33、34具有在带21的长尺寸方向上长的形状。在血压测定装置10中，设定能够使用的上臂周长的范围。例如，血压测定装置10能够用于上臂周长220～320mm范围内的用户。带21的长尺寸方向上的电流电极31、32以及检测电极33、34的尺寸例如等于与上臂周长有关的上限值(例如320mm)。在该情况下，对于能够使用血压测定装置10的任意的用户，电流电极31、32和检测电极33、34在整周上包围上臂70。
需要说明的是，带21的长尺寸方向上的电极(例如检测电极33)的尺寸也可以是电极包围上臂70的一部分那样的值。在一个例子中，电极具有关于上臂周长的上限值的二分的一的长度(例如160mm)。在其他的例子中，电极具有关于上臂周长的上限值的四分的三的长度(例如240mm)。
此外，带21的长尺寸方向上的电流电极31、32的尺寸可以是与检测电极33、34相同，也可以比检测电极33、34长，也可以比检测电极33、34短。
电流电极31和检测电极33配置在带21的中枢侧端部218A。带21的中枢侧端部218A是关于带21的宽度方向的带21的端部，是在装接状态下位于中枢侧(肩侧)的端部。中枢侧端部218A的宽度例如是带21的整个宽度的四分之一。电流电极31位于比检测电极33靠中枢侧。
电流电极32和检测电极34配置在带21的末梢侧端部218C。带21的末梢侧端部218C是关于带21的宽度方向的带21的端部，在装接状态下是位于末梢侧(肘侧)的端部。末梢侧端部218C的宽度例如是带21的整个宽度的四分的一。电流电极32位于比检测电极34靠末梢侧。
如图4所示，带21包括内布210A、外布210B以及在内布210A与外布210B之间设置的按压袖带51。按压袖带51是在带21的长尺寸方向上长的带状体，以便能够包围上臂70。在带21的宽度方向上，按压袖带51横跨中枢侧端部218A、中间部218B以及末梢侧端部218C而存在。中间部218B是中枢侧端部218A与末梢侧端部218C之间的部分。按压袖带51用于基于示波测量法的血压测定。在电极等构造物配置在中间部218B的情况下，有时基于示波测量法的血压测定的精度降低。因此，在本实施方式中，电流电极31和检测电极33配置在带21的中枢侧端部218A，电流电极32和检测电极34配置在带21的末梢侧端部218C。例如，按压袖带51构成为：使两片可伸缩的聚氨酯片材在厚度方向对置，熔接它们的周缘部成为流体袋。
图5举例示出血压测定装置10的控制系统的硬件构成的一个例子。在图5的例子中，主体22除了上述显示部506和操作部507之外容纳：控制部501、存储部505、通信部508、电池509、电流源35、仪表放大器360、检测电路370、检测电路380、压力传感器52、泵53、阀54、振荡电路55、泵驱动电路56以及阀驱动电路57。
控制部501包括CPU(Central Processing Unit：中央处理单元)502、RAM(RandomAccess Memory：随机存取存储器)503、ROM(Read Only Memory：只读存储器)504等，根据信息处理来进行各构成要素的控制。存储部505例如是硬盘驱动器(HDD)、半导体存储器(例如闪存)等辅助存储装置，非暂时性地存储由控制部501执行的程序(例如包括脉搏波传播时间测定程序以及血压测定程序)、执行程序所需要的设定数据、血压测定结果等。存储部505所具备的存储介质通过电、磁、光学、机械或化学作用来存储程序等信息，以使计算机及其他装置、机械等能读取所记录的该程序等信息。需要说明的是，程序的一部分或全部可以存储在ROM504。
通信部508是用于与用户的便携式终端(例如智能手机)等外部装置通信的通信接口。通信部508包括有线通信模块和/或无线通信模块。能够采用例如Bluetooth(注册商标)、BLE(Bluetooth Low Energy：低功耗蓝牙)等作为无线通信方式。
电池509向控制部501等构成要素供给电力。电池509例如是能够充电的蓄电池。
电流源35连接电流电极31、32，使高频恒流流过电流电极31、32之间。例如，电流的频率是50kHz，电流值是1mA。
仪表放大器360是图1所示的电位差信号检测部36的一个例子。在仪表放大器360的两个输入端子分别连接有检测电极33、34。仪表放大器360差分放大检测电极33的电位和检测电极34的电位。仪表放大器360输出将检测电极33与检测电极34之间的电位差放大了的电位差信号。电位差信号分为两个分支，提供给检测电路370、380。
检测电路370相当于图1所示的脉搏波信号获取部37。检测电路370从电位差信号提取与检测电极33、34之间的电阻抗对应的信号成分。在图5所示的例子中，检测电路370包括整流电路371、低通滤波器(LPF)372、高通滤波器(HPF)373、放大器374以及模数转换器(ADC)375。在检测电路370中，电位差信号由整流电路371整流，由LPF372滤波，由HPF373滤波，由放大器374放大，由ADC375变换为数字信号。LPF372例如具有10Hz的截止频率，HPF373例如具有0.5Hz的截止频率。控制部501获取从检测电路370以时序输出的电位差信号作为脉搏波信号。
检测电路380相当于图1所示的心电图获取部38。检测电路380从电位差信号提取与心脏的电活动对应的信号成分。在图5所示的例子中，检测电路380包括LPF381、HPF382、放大器383以及ADC384。在检测电路380中，电位差信号由LPF381滤波，由HPF382滤波，由放大器383放大，由ADC384变换为数字信号。LPF381例如具有40Hz的截止频率，HPF382例如具有0.5Hz的截止频率。控制部501获取从检测电路380以时序输出的电位差信号作为心电图。
在图5所示的例子中，电流电极31、32、检测电极33、34、电流源35、仪表放大器360、检测电路370、检测电路380包括在图1所示的第一血压测定部30。
压力传感器52经由配管58与按压袖带51连接，泵53和阀54经由配管59与按压袖带51连接。配管58、59也可以是共用的一根配管。泵53例如是压电泵，为了提高按压袖带51内的压力，通过配管59向按压袖带51供给作为流体的空气。泵驱动电路56基于从控制部501接受的控制信号驱动泵53。阀驱动电路57基于从控制部501接受的控制信号驱动阀54。当阀54为打开状态时，按压袖带51与大气连通，按压袖带51内的空气向大气中排出。
压力传感器52检测按压袖带51内的压力(也称为袖带压)，生成表示袖带压的电气信号。袖带压是例如以大气压为基准的压力。压力传感器52例如是压阻式压力传感器。振荡电路55基于来自压力传感器52的电信号进行振荡，将具有对应于电信号的频率的频率信号输出至控制部501。在该例子中，压力传感器52的输出用于控制按压袖带51的压力以及用于基于示波测量法计算血压值。
在图5所示的例子中，按压袖带51、压力传感器52、泵53、阀54、振荡电路55、泵驱动电路56、阀驱动电路57以及配管58、59包括在图1所示的第二血压测定部50。
需要说明的是，关于血压测定装置10的具体的硬件构成，可以根据实施方式，适当地进行构成要素的省略、置换以及追加。例如控制部501也可以包括多个处理器。针对电位差信号的信号处理(例如滤波)可以是数字信号处理。
(软件构成)
参照图6，对本实施方式的血压测定装置10的软件构成的一个例子进行说明。图6举例示出血压测定装置10的软件构成的一个例子。在图6的例子中，血压测定装置10具备电流源控制部601、心电图生成部602、脉搏波信号生成部603、脉搏波传播时间计算部604、血压值计算部605、指示输入部606、显示控制部607、血压测定控制部608、校正部609、第一血压值存储部611以及第二血压值存储部612。电流源控制部601、心电图生成部602、脉搏波信号生成部603、脉搏波传播时间计算部604、血压值计算部605、指示输入部606、显示控制部607、血压测定控制部608以及校正部609通过血压测定装置10的控制部501执行存储于存储部505的程序来执行下述处理。在控制部501执行程序时，控制部501在RAM503中展开程序。而且，控制部501通过CPU502解释以及执行在RAM503中展开的程序，控制各构成要素。第一血压值存储部611和第二血压值存储部612由存储部505实现。
电流源控制部601控制电流源35以获取脉搏波信号。电流源控制部601向电流源35提供驱动电流源35的驱动信号。当由电流源控制部601驱动时，电流源35产生在电流电极31、32之间流动的高频电流。
心电图生成部602基于检测电路380的输出生成心电图。具体而言，心电图生成部602获取从检测电路380以时序输出的电位差信号作为心电图。脉搏波信号生成部603基于检测电路370的输出生成脉搏波信号。具体而言，脉搏波信号生成部603获取从检测电路370以时序输出的电位差信号作为脉搏波信号。
脉搏波传播时间计算部604从心电图生成部602接受心电图，从脉搏波信号生成部603接受脉搏波信号，基于心电图的波形特征点与脉搏波信号的波形特征点之间的时间差计算脉搏波传播时间。例如，脉搏波传播时间计算部604如图7所示从心电图检测与R波对应的峰值点的时间(时刻)，从脉搏波信号检测上升点的时间(时刻)，计算上升点的时间减去峰值点的时间的差作为脉搏波传播时间。
需要说明的是，脉搏波传播时间计算部604可以基于射血前期时间(PEP：PreEjection Period)来校正上述的时间差，将校正后的时间差作为脉搏波传播时间输出。例如，认为射血前期时间是固定的，脉搏波传播时间计算部604可以通过从上述的时间差减去规定值来计算脉搏波传播时间。
与R波对应的峰值点是心电图的波形特征点的一个例子。心电图的波形特征点也可以是与Q波对应的峰值点，也可以是与S波对应的峰值点。R波与Q波或S波相比作为明显的峰值出现，因此R波峰值点的时间能够更准确地确定。因此，优选使用R波峰值点作为心电图的波形特征点。此外，上升点是脉搏波信号的波形特征点的一个例子。脉搏波信号的波形特征点可以是峰值点。
再次参照图6，血压值计算部605基于由脉搏波传播时间计算部604计算的脉搏波传播时间和血压计算式计算血压值。血压值计算部605例如将上述的算式(1)作为血压计算式使用。血压值计算部605将计算的血压值与时间信息建立关联并存储于第一血压值存储部611。
需要说明的是，血压计算式不限于上述的算式(1)。血压计算式也可以为例如下述的算式。
SBP＝B1/PTT2+B2/PTT+B3×PTT+B4···(2)
在此，B1、B2、B3、B4是参数。
指示输入部606接受通过操作部507由用户输入的指示。指示例如可以是基于示波测量的血压测定的开始、连续血压测定(基于脉搏波传播时间的血压测定)的开始、连续血压测定的停止、显示的切换等。例如，当做出指示血压测定的开始的操作时，指示输入部606将指示基于示波测量的血压测定的执行的指示信号提供给血压测定控制部608。
显示控制部607控制显示部506。例如，显示控制部607基于示波测量法的血压测定的结果将连续血压测定的结果等信息在显示部506显示。
血压测定控制部608为了执行基于示波测量法的血压测定而控制泵驱动电路56以及阀驱动电路57。当从指示输入部606接受到指示信号时，血压测定控制部608经由阀驱动电路57使阀54处于关闭状态，经由泵驱动电路56驱动泵53。由此，开始向按压袖带51的空气的供给。按压袖带51膨胀而压迫用户的上臂70。血压测定控制部608使用压力传感器52监控袖带压。在向按压袖带51供给空气的加压过程中，血压测定控制部608基于从压力传感器52输出的压力信号，基于示波测量法计算血压值。血压值包括收缩期血压(SBP)以及舒张期血压(DBP)，但不限定于此。血压测定控制部608将计算出的血压值与时间信息建立关联并存储于第二血压值存储部612。血压测定控制部608在计算出血压值的同时还能够计算出脉搏数。当血压值的计算完成时，血压测定控制部608经由泵驱动电路56使泵53停止，经由阀驱动电路57使阀54处于打开状态。由此，从按压袖带51排出空气。
校正部609基于由脉搏波传播时间计算部604计算的脉搏波传播时间和由血压测定控制部608计算的血压值进行血压计算式的校正。脉搏波传播时间与血压值之间的相关关系因人而异。此外，相关关系根据血压测定装置10在用户的上臂70上装接的状态而变化。例如，即使是同一用户，血压测定装置10配置在更靠肩侧时与血压测定装置10配置在更靠肘侧时，相关关系也变化。为了反映这样的相关关系的变化，进行血压计算式的校正。血压计算式的校正例如在用户装接了血压测定装置10时执行。校正部609例如得到多组脉搏波传播时间的测定结果和血压的测定结果，并基于多组脉搏波传播时间的测定结果和血压的测定结果确定参数A1、A2。校正部609为了确定参数A1、A2例如使用最小二乘法或最大似然法之类的拟合法。
需要说明的是，在本实施方式中，对血压测定装置10的功能均通过通用的处理器来实现的例子进行了说明。但是，也可以是一部分功能或全部功能由一个或多个专用的处理器来实现。
[动作例]
(用于基于脉搏波传播时间的血压测定的血压计算式的校正)
当用户装接血压测定装置10时，首先，执行血压计算式的校正。当将血压计算式所含的参数的个数设为N时，需要N组以上脉搏波传播时间的测定值和血压的测定值的组合。上述的血压计算式(1)具有两个参数A1、A2。在该情况下，例如，控制部501在用户安静时获取脉搏波传播时间的测定值以及血压的测定值的组合，接着使用户进行运动并在运动后获取脉搏波传播时间的测定值以及血压的测定值的组合。由此，获取两组脉搏波传播时间的测定值和血压的测定值的组合。控制部501作为校正部609动作，基于获取的脉搏波传播时间的测定值和血压的测定值的两个组合确定参数A1、A2。在校正结束之后，能够执行基于脉搏波传播时间的血压测定。(基于脉搏波传播时间的血压测定)
图8示出了血压测定装置10进行基于脉搏波传播时间的血压测定时的动作流程。控制部501例如响应于用户通过操作部507指示基于脉搏波传播时间的血压测定的开始而开始基于脉搏波传播时间的血压测定。此外，控制部501可以响应于血压计算式的校正完成而开始基于脉搏波传播时间的血压测定。
在图8的步骤S11中，控制部501作为电流源控制部601动作而驱动电流源35。由此，在电流电极31、32之间施加交流电流。
在步骤S12中，控制部501同时获取心电图以及脉搏波信号。具体而言，控制部501作为心电图生成部602动作，获取从检测电路380以时序输出的电位差信号作为心电图。而且，控制部501作为脉搏波信号生成部603动作，获取从检测电路370以时序输出的电位差信号作为脉搏波信号。
在步骤S13中，控制部501作为脉搏波传播时间计算部604动作，计算心电图的R波峰值点与脉搏波信号的上升点之间的时间差作为脉搏波传播时间。在步骤S14中，控制部501作为血压值计算部605动作，使用上述的血压计算式(1)从在步骤S13计算出的脉搏波传播时间计算血压值。控制部501将计算出的血压值与时间信息建立关联并记录于存储部505。
在步骤S15中，控制部501判断用户通过操作部507是否指示了基于脉搏波传播时间的血压测定的结束。重复步骤S12～S14的处理直至用户指示基于脉搏波传播时间的血压测定的结束。由此，记录每一次心跳的血压值。当用户指示基于脉搏波传播时间的血压测定的结束时，控制部501作为电流源控制部601动作，使电流源35停止。由此，基于脉搏波传播时间的血压测定结束。
根据基于脉搏波传播时间的血压测定，能够在用户身体的负担轻的状态下长期地连续地测定血压。
(基于示波测量法的血压测定)
图9示出了血压测定装置10基于示波测量法进行血压测定时的动作流程。在基于示波测量法的血压测定中，按压袖带51逐渐被加压，之后被减压。在这样的加压或减压过程中，无法正确测定脉搏波传播时间。因此，在基于示波测量法的血压测定的执行中，可以暂时停止图8所示的基于脉搏波传播时间的血压测定。
控制部501例如响应于用户通过操作部507指示了基于示波测量法的血压测定的执行而开始血压测定。
在图9的步骤S21中，控制部501作为血压测定控制部608动作，进行用于基于示波测量法的血压测定的初始化。例如控制部501对处理用存储器区域进行初始化。然后，控制部501经由泵驱动电路56使泵53停止，经由阀驱动电路57使阀54处于打开状态。由此，排出按压袖带51内的空气。控制部501将压力传感器52的现时间点的输出值作为基准值进行设定。
在步骤S22中，控制部501作为血压测定控制部608动作，进行向按压袖带51加压的控制。例如，控制部501经由阀驱动电路57使阀54处于关闭状态，经由泵驱动电路56驱动泵53。由此，空气被供给至按压袖带51，按压袖带51膨胀，并且如图10所示袖带压Pc逐渐变高。控制部501使用压力传感器52监控袖带压Pc，获取表示动脉容积的变动成分的脉搏波信号Pm。
在步骤S23中，控制部501作为血压测定控制部608动作，基于该时间点获取的脉搏波信号Pm尝试血压值(包括SBP以及DBP)的计算。在该时间点，在由于数据不足而还不能计算血压值的情况下(在步骤S24中为“否”)，只要袖带压Pc未达到上限压力，就重复步骤S22、S23的处理。从安全性的角度出发预先确定上限压力。上限压力例如是300mmHg。
在血压值的计算完成的情况下(在步骤S24中为是)，进入步骤S25。在步骤S25中，控制部501作为血压测定控制部608动作，经由泵驱动电路56使泵53停止，经由阀驱动电路57使阀54处于打开状态。由此，排出按压袖带51内的空气。
在步骤S26中，控制部501使血压测定结果显示于显示部506，并且记录于存储部505。
需要说明的是，图8或图9所示的处理顺序是例示，处理顺序能够适当变更。各处理的内容也能够适当变更。例如，在基于示波测量法的血压测定中，也可以在从按压袖带51排出空气的减压过程中执行血压值的计算。
[效果]
如上所述，在本实施方式中，ECG传感器、脉搏波传感器、按压袖带51等设置在带部20。因此，为了测定脉搏波传播时间或血压，用户只要将带部20卷绕在上臂70即可。因此，用户能够将血压测定装置10容易地装接。用户装接一个装置即可，因此用户的装接负担少。
而且，ECG传感器和脉搏波传感器共有检测电极33、34以及电位差信号检测部36(例如仪表放大器360)。由此，在带部20的内周面上配置电极所需的区域变小，能够使血压测定装置10小型化。血压测定装置10的小型化有助于装接负担的减轻。而且，不再需要为ECG传感器以及脉搏波传感器的每一个准备检测电极以及电位差信号检测部，因此能够削减零件成本。
[改进例]
需要说明的是，本发明不限定于上述实施方式。
在一个实施方式中，按压袖带51可以用于调整电流电极31、32以及检测电极33、34与上臂70的接触状态。
图11示出了血压测定装置10调整电极与上臂70的接触状态时的动作流程。
在图11的步骤S31中，控制部501获取脉搏波信号和心电图。步骤S31的处理与关于图8的步骤S11、S12所说明的处理相同，因此省略说明。
在步骤S32中，控制部501判断在步骤S31中获取的脉搏波信号的信噪比是否是第一阈值以上。第一阈值例如是40dB。在脉搏波信号的信噪比是第一阈值以上的情况下，处理进入步骤S33，在脉搏波信号的信噪比小于第一阈值的情况下，处理进入步骤S35。
在步骤S33中，控制部501判断在步骤S31中获取的心电图的信噪比是否是第二阈值以上。第二阈值例如是40dB。需要说明的是，第二阈值可以与第一阈值不同。在心电图的信噪比是第二阈值以上的情况下，处理进入步骤S34，在心电图的信噪比小于第二阈值的情况下，处理进入步骤S35。
在步骤S35中，控制部501判断袖带压是否是第三阈值以下。第三阈值例如是30mmHg。在初期状态下，袖带压等于基准值(0mmHg)。在袖带压是第三阈值以下的情况下，处理进入步骤S36。在步骤S36中，控制部501为了提高袖带压而经由泵驱动电路56驱动泵53。例如，袖带压提高10mmHg。其后，处理返回步骤S31。
在步骤S35中袖带压超过第三阈值的情况下，处理进入步骤S37。在步骤S37中，控制部501使在当前的袖带压下获取的脉搏波信号和心电图的检测电平存储于存储部505。其后，处理进入步骤S34。
在步骤S34中，控制部501开始基于脉搏波传播时间的血压测定(在图8中示出)。
通过这样调整电极与上臂的接触状态，能够获取具有期望的信噪比的脉搏波信号和心电图。其结果是，提高了脉搏波传播时间的测定准确度。
在一个实施方式中，多个检测电极33或多个检测电极34可以设置在带部20。
图12举例示出一个实施方式的血压测定装置的外观。在图12所示的血压测定装置中，六个检测电极33以及一个检测电极34配置在带21的内周面212。检测电极33在带21的长尺寸方向上以一定间隔排列。在该配置中，例如，对于假定的上臂最细的用户，在装接状态下六个检测电极33中的四个与上臂70接触，剩下的两个检测电极33与带21的外周面211接触。对于假定的上臂最粗的用户，在装接状态下全部六个检测电极33都与上臂70接触。
图13举例示出一个实施方式的血压测定装置的外观。在图13所示的血压测定装置中，六个检测电极33以及六个检测电极34配置在带21的内周面212。检测电极33在带21的长尺寸方向上以一定间隔排列，检测电极34在带21的长尺寸方向上以一定间隔排列。在图13中，为了区别每个检测电极33、34，向参照的附图标记附上了副编号。检测电极33-1、33-2、33-3、33-4、33-5、33-6分别在带21的宽度方向上与检测电极34-1、34-2、34-3、34-4、34-5、34-6对置。
图3所示的检测电极33的电位相当于将图13所示的检测电极33-1～33-6的电位平均后的电位。同样地，图3所示的检测电极34的电位相当于将图13所示的检测电极34-1～34-6的电位平均后的电位。因此，通过从检测电极33-1～33-6之中选择适当的一个检测电极33，从检测电极34-1～34-6之中选择适当的一个检测电极34，基于选择的检测电极33、34之间的电位差获取脉搏波信号和心电图，能够提高信噪比。
图14举例示出图13所示的血压测定装置的控制系统的硬件构成的一个例子。在图14中，省略了参与基于示波测量法的血压测定的构成要素等的几个构成要素。此外，在图14中，向与图5所示的构成要素相同的构成要素附上相同的参照的附图标记，省略关于这些的构成要素的详细的说明。
图14所示的血压测定装置除了图5所示的构成要素之外，还具备切换电路1401和切换电路1402。切换电路1401设置于六个检测电极33和仪表放大器360之间，在六个检测电极33之间切换连接到仪表放大器360的检测电极33。切换电路1401将由从控制部501接受的切换信号指定的检测电极33连接到仪表放大器360。切换电路1402设置于六个检测电极34和仪表放大器360之间，在六个检测电极34之间切换连接到仪表放大器360的检测电极34。切换电路1402将由从控制部501接受的切换信号指定的检测电极34连接到仪表放大器360。
图15示出了图14所示的血压测定装置10选择用于获取心电图和脉搏波信号的电极对时的动作流程。图15所示的动作流程例如响应于用户装接了血压测定装置10而开始。此外，动作流程也可以响应于用户的指示或者每经过固定期间而开始。
在此，作为用于获取心电图和脉搏波信号的检测电极对的候选设定N个电极模式。在一个例子中，设定六个电极模式：检测电极33-1和检测电极34-1对、检测电极33-2和检测电极34-2对、......、检测电极33-6和检测电极34-6对。在其他的例子中，可以作为电极模式设定由六个检测电极33和六个检测电极34形成的全部检测电极对。在该例子中，设定36个电极模式。
在图15的步骤S41中，控制部501将参数n初始化。例如，控制部501将参数n设为1。在步骤S42中，控制部501作为电流源控制部601动作，驱动电流源35。由此，在电流电极31、32之间施加交流电流。
在步骤S43中，控制部501选择第n个电极模式。例如，控制部501将指定与第n个电极模式对应的检测电极33的切换信号提供给切换电路1401，将指定与第n个电极模式对应的检测电极34的切换信号提供给切换电路1402。由此，与第n个电极模式对应的检测电极33、34连接到仪表放大器360。
在步骤S44中，控制部501基于检测电极33、34之间的电位差获取脉搏波信号和心电图。具体而言，控制部501作为脉搏波信号生成部603动作，获取从检测电路370以时序输出的电位差信号作为脉搏波信号。而且，控制部501作为心电图生成部602动作，获取从检测电路380以时序输出的电位差信号作为心电图。控制部501使获取的心电图和脉搏波信号与参数n建立关联并存储于存储部505。
在步骤S45中，控制部501判断参数n是否与N相等。在参数n与N不相等的情况下，处理进入步骤S46，控制部501使参数n递增1。其后，处理返回步骤S43。
在步骤S45中，在参数n等于N的情况下，处理进入步骤S47。在该情况下，对于N个电极模式的每一个，获取了心电图和脉搏波信号。
在步骤S47中，控制部501作为电极选择部动作，通过将规定的选择基准应用于N个电极模式，选择N个电极模式中的一个作为用于获取心电图和脉搏波信号的检测电极对。选择基准例如可以是心电图的信噪比超过第一阈值且脉搏波信号的信噪比超过第二阈值的条件。第一阈值可以是与第二阈值相同的值，也可以是与第二阈值不同的值。根据该选择基准，选择提供具有超过第一阈值的信噪比的心电图以及具有超过第二阈值的信噪比的脉搏波信号的电极模式。有时多个电极模式满足上述的选择基准。因此，选择基准可以进一步地包括用于选择一个电极模式的条件。进一步的条件例如是心电图的信噪比最大的条件。
通过这样选择检测电极对，能够获取具有更高信噪比的心电图和脉搏波信号。其结果是，能够准确地测定脉搏波传播时间。
需要说明的是，用于获取脉搏波信号的检测电极对可以与用于获取心电图的检测电极对不同。作为一个例子，检测电极33-3、34-3用于获取脉搏波信号，检测电极33-1、33-3用于获取心电图。在该情况下，设置两个仪表放大器。
在一个实施方式中，多个电流电极31或多个电流电极32可以设置在带部20。
图16举例示出一个实施方式的血压测定装置的外观。在图16所示的血压测定装置中，六个电流电极31、六个电流电极32、六个检测电极33以及六个检测电极34配置在带21的内周面212。电流电极31在带21的长尺寸方向上以一定间隔排列，电流电极32在带21的长尺寸方向上以一定间隔排列，检测电极33在带21的长尺寸方向上以一定间隔排列，检测电极34在带21的长尺寸方向上以一定间隔排列。在图16中，为了区别每个电流电极31、32以及检测电极33、34，向参照的附图标记附上了副编号。电流电极31-m、检测电极33-m、检测电极34-m以及电流电极32-m以该顺序在带21的宽度方向上排列。在此，m是从1至6的整数。
在图16所示的血压测定装置中，响应于用于获取脉搏波信号的检测电极33、34，选择用于通电的电流电极31、32。例如，在使用检测电极33-3、34-3获取脉搏波信号的情况下，在电流电极31-3、32-3之间施加高频电流。
在一个实施方式中，可以使用从在带21的长尺寸方向上配置的多个检测电极中选择的两个检测电极来获取心电图。
图17举例示出一个实施方式的血压测定装置的外观。在图17所示的血压测定装置中，一个电流电极31、一个电流电极32、六个检测电极33以及一个检测电极34配置在带21的内周面212。检测电极33在带21的长尺寸方向上排列。在图17中，为了区别每个检测电极33，向参照的附图标记附上了副编号。在该例子中，检测电极34在带21的宽度方向上与检测电极33-3对置，具有与检测电极33-3相同的长度(带21的长尺寸方向上的尺寸)。
图18举例示出图17所示的血压测定装置的控制系统的硬件构成的一个例子。在图18中，省略了参与基于示波测量法的血压测定的构成要素等的几个构成要素。此外，在图18中，向与图5所示的构成要素相同的构成要素附上相同的参照的附图标记，省略关于这些的构成要素的详细的说明。
图18所示的血压测定装置除了电流电极31、电流电极32、检测电极33-1、......、33-6以及检测电极34之外，还具备电流源35、切换电路1801、仪表放大器1802、仪表放大器1803、检测电路370、检测电路380以及控制部501。
切换电路1801设置在检测电极33-1～33-6与仪表放大器1802之间。切换电路1801根据从控制部501接受的切换信号，将检测电极33-1～33-6中的两个连接到仪表放大器1802。仪表放大器1802将连接到输入端子的两个检测电极33之间的电位差信号向检测电路380输出。
检测电极33-3以及检测电极34连接到仪表放大器1803的输入端子。仪表放大器1803将检测电极33-3与检测电极34之间的电位差信号向检测电路370输出。
参与脉搏波传播时间的测定的部分也可以作为单独的装置实现。在一个实施方式中，提供具备带部20、电流电极31、32、检测电极33、34、电流源35、电位差信号检测部36、脉搏波信号获取部37、心电图获取部38以及脉搏波传播时间计算部39的脉搏波传播时间测定装置。
血压测定装置10可以不具备第二血压测定部50。在血压测定装置10不具备第二血压测定部50的实施方式中，为了进行血压计算式的校正，需要将通过用其他的血压计测定而得到的血压值输入到血压测定装置10。
被测定部位不限于上臂，也可以是手腕、大腿、踝关节等其他的部位。被测定部位可以是四肢的任意一部分。
总之，本发明不限定于上述实施方式，在实施阶段中在不脱离其主旨的范围内能对构成要素进行变形、具体化。此外，通过上述实施方式所公开的多个构成要素的适当的组合，可以形成各种发明。例如，可以从实施方式所示的所有构成要素中删除几个构成要素。而且，也可以适当地组合不同实施方式中的构成要素。
附图标记说明
10…血压测定装置
20…带部
21…带
22…主体
30…第一血压测定部
31、32…电流电极
33、34…检测电极
35…电流源
36…电位差信号检测部
37…脉搏波信号获取部
38…心电图获取部
39…脉搏波传播时间计算部
40…血压值计算部
50…第二血压测定部
51…按压袖带
52…压力传感器
53…泵
54…阀
55…振荡电路
56…泵驱动电路
57…阀驱动电路
58、59…配管
210A…内布
210B…外布
211…外周面
212…内周面
213…环面
214…钩面
360…仪表放大器
370…检测电路
371…整流电路
372…LPF
373…HPF
374…放大器
375…ADC
380…检测电路
381…LPF
382…HPF
383…放大器
384…ADC
501…控制部
502…CPU
503…RAM
504…ROM
505…存储部
506…显示部
507…操作部
508…通信部
509…电池
601…电流源控制部
602…心电图生成部
603…脉搏波信号生成部
604…脉搏波传播时间计算部
605…血压值计算部
606…指示输入部
607…显示控制部
608…血压测定控制部
609…校正部
611…第一血压值存储部
612…第二血压值存储部
1401、1402、1801…切换电路
1802、1803…仪表放大器

Claims (6)

1.一种脉搏波传播时间测定装置，具备：
带部，卷绕在用户的被测定部位；
电极组，设置于所述带部，包括第一电极、第二电极、第三电极以及第四电极；
电流源，在所述第一电极与所述第二电极之间施加交流电流；
电位差信号检测部，检测所述第三电极与所述第四电极之间的电位差信号；
心电图获取部，基于所述电位差信号，获取作为表示所述用户的心脏的电活动的波形信号的心电图；
脉搏波信号获取部，基于所述电位差信号，获取表示所述用户的所述被测定部位处的电阻抗的波形信号作为脉搏波信号；以及
脉搏波传播时间计算部，基于所述心电图和所述脉搏波信号，计算脉搏波传播时间。
2.根据权利要求1所述的脉搏波传播时间测定装置，其中，
所述电极组包括多个第三电极，所述多个第三电极在一个方向上排列，
所述脉搏波传播时间测定装置还具备在所述多个第三电极之间切换与所述电位差信号检测部连接的第三电极的第一切换电路。
3.根据权利要求2所述的脉搏波传播时间测定装置，其中，
所述电极组包括多个第四电极，所述多个第四电极在所述一个方向上排列，
所述脉搏波传播时间测定装置还具备在所述多个第四电极之间切换与所述电位差信号检测部连接的第四电极的第二切换电路。
4.一种脉搏波传播时间测定装置，具备：
带部，卷绕在用户的被测定部位；
电极组，设置在所述带部，包括第一电极、第二电极、排列成一列的多个第三电极以及电阻抗第四电极；
电流源，在所述第一电极与所述第二电极之间施加交流电流；
第一电位差信号检测部，检测作为所述多个第三电极中的一个与所述第四电极之间的电位差信号的第一电位差信号；
脉搏波信号获取部，基于所述第一电位差信号，获取表示所述用户的所述被测定部位上的波形信号作为脉搏波信号；
第二电位差信号检测部，检测作为从所述多个第三电极中选择的两个第三电极之间的电位差信号的第二电位差信号；
心电图获取部，基于所述第二电位差信号，获取作为表示所述用户的心脏的电活动的波形信号的心电图；以及
脉搏波传播时间计算部，基于所述心电图和所述脉搏波信号计算脉搏波传播时间。
5.一种血压测定装置，具备：
权利要求1至4中任一项所述的脉搏波传播时间测定装置；以及
基于所述计算的脉搏波传播时间计算第一血压值的第一血压值计算部。
6.根据权利要求5所述的血压测定装置，还具备：
按压袖带，设置在所述带部；
流体供给部，向所述按压袖带供给流体；
压力传感器，检测所述按压袖带内的压力；以及
第二血压值计算部，基于所述压力传感器的输出计算第二血压值。
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