血壓推定裝置及血壓推定方法

專利名稱：血壓推定裝置及血壓推定方法
技術領域：
本發明涉及一種通過對透析患者等的被測者的血流音進行測定非侵入性地對被 測者的血壓值進行推定的裝置及方法。
背景技術：
例如，在透析中常常會血壓突然降低。為了早期發現這種情況，在透析中，有必要 頻繁地、理想的是連續地對血壓進行測定。最一般常用的方法是，通過使用帶有腕帶的血壓 計，將腕帶卷繞，間歇性、但頻繁地對血壓進行測量。使用該方法會發生以下問題測定的最 大頻率為每隔15分鐘，如果超過這個限度就會給患者帶來不愉快的感覺，在腕帶的下游會 發生充血，而且在分流側和相反側的上肢都必須卷繞腕帶，因此患者因兩上肢都被拘束而 不快。這樣地進行血壓測定，在分流側和相反側的上肢進行血壓測定的話，患者因兩上 肢拘束而不愉快，因此，最好在分流側的上肢連續地對血壓進行測定。專利文獻1記載了通 過紅外線多普勒計對分流血流速進行測定并用其推定血壓的方法，作為在分流側的手臂對 透析中的血壓進行連續地測定的方法。該方法是使用預先測定的分流血流速和血壓的關系 (比例關系)來推定血壓的。在該方法中，紅外線必須照射到分流血流的流線的中央。在 患者輕微活動手的情況下就難以進行。而且，裝置的價錢也較貴。在專利文獻2、3中公開 了，在透析中對分流形成部位的振動、血流音進行監視，并對分流形成部位的血流狀態進行 推定的方法。但是，這些方法是對血流量進行測定的方法，并不是對血壓進行測定的方法。 在專利文獻4中公開了，對在透析時使用的分流血管中流動的血液中的壓力進行測定，并 從其中確定透析監視裝置的泵類等產生的振動并將其分離，對脈搏數及血壓值進行測定的 單元。但是，采取血液的壓力在動脈側很低，難以分離來自裝置類的噪音，進一步地，還具有 可能引起透析血液的再回流等缺點，測定精度不高。現有技術文獻專利文獻專利文獻1 日本特開2006-247193號公報專利文獻2 日本特開平10-52490號公報專利文獻3 日本專利第3083378號公報專利文獻4 日本特開2005-27800號公報

發明內容
發明要解決的問題 本發明鑒于所述現有技術的問題點，提供一種非侵入性的血壓推定裝置及血壓推 定方法，其可以根據透析患者等的被測者的血流音高精度地推定收縮期血壓，并且，通過連 續地采取被測者的血流音，可以連續地推定收縮期血壓。解決問題的手段
本發明的發明人等為了解決所述問題進行了銳意的研究，結果發現使用脈搏的上 升區間的個人差異較小這個特點，生成使脈搏上升區間的起點和終點分別對應于擴張期血 壓和收縮期血壓的標準脈搏曲線，并將該標準脈搏曲線與通過被測者的血流音而得到的血 流音功率曲線按照時間軸對比，生成血流音功率和推定血壓的對應曲線，使用該對應曲線， 可以根據血流音功率高精度地推定出收縮期血壓，從而完成了本發明。即，本發明如下文所述。(1) 一種血壓推定裝置，根據基準化模式和推定模式對被測者的血壓進行血壓推 定，包括血流音功率波形算出單元，在所述基準化模式中，根據被測者的血流音求出血流 音功率波形；血壓測定單元，在所述基準化模式中，對被測者的基準化用收縮期血壓和基準 化用擴張期血壓進行測定；標準脈搏曲線存儲單元，在所述基準化模式中，存儲將時間軸和 脈壓軸標準化了的標準脈搏曲線，所述標準脈搏曲線使預先測定的脈搏的上升區間的起點 和終點的時間與脈壓為同一值；第1運算單元，在所述基準化模式中，根據所述血流音功率 波形、所述基準化用收縮期血壓、所述基準化用擴張期血壓以及所述標準脈搏曲線之間的 關系，求出表示血流音功率和推定血壓的關系的對應曲線；血流音功率測定單元，在所述推 定模式中，對被測者的血流音連續地進行測定，并連續地測定血流音功率；第2運算單元， 在所述推定模式中，使用所述對應曲線，根據所述連續地測定的血流音功率連續地推定出 血壓。(2)如(1)所述的血壓推定裝置，所述第1運算單元包括第3運算單元，使由所 述血壓測定單元所測定的所述基準化用擴張期血壓值和所述基準化用收縮期血壓值分別 對應于所述標準脈搏曲線的標準化脈壓值的最低值和最高值，根據所述標準脈搏曲線生成 表示血壓值相對于標準化時間的關系的基準化用血壓曲線；第4運算單元，將與所述基準 化用擴張期血壓值和所述基準化用收縮期血壓值的測定時刻對應的時刻中的、所述血流音 功率波形的上升區間的時間軸標準化，生成表示血流音功率相對于該標準化時間的關系的 基準化用血流音功率曲線；第5運算單元，根據同一標準化時間的所述基準化用血壓曲線 和所述基準化用血流音功率曲線的關系，生成表示所述同一標準化時間的血流音功率和推 定血壓的關系的所述對應曲線。(3)如⑵所述的血壓推定裝置，所述第1運算單元進一步包括第6運算單元， 計算出通過與所述對應曲線上的標準化時間的終點對應的點且與該對應曲線近似的收縮 期血壓推定1次函數，所述第2運算單元將由所述血流音功率測定單元所測定的血流音功 率的最高值輸入到所述收縮期血壓推定1次函數中，求出收縮期推定血壓。(4)如(3)所述的血壓推定裝置，所述第6運算單元計算出第1收縮期血壓推定1 次函數和第2收縮期血壓推定1次函數，所述第1收縮期血壓推定1次函數是用于在血壓 推定時血流音功率的最高值低于所述基準化用擴張期血壓值和所述基準化用收縮期血壓 值的測定時刻的血流音功率的最高值的被測者，所述第2收縮期血壓推定1次函數是用于 在血壓推定時血流音功率的最高值高于所述基準化用擴張期血壓值和所述基準化用收縮 期血壓值的測定時刻的血流音功率的最高值的被測者，所述第2運算單元，根據血壓推定 時的被測者的血流音功率的最高值的變動，使用所述第1收縮期血壓推定1次函數或者所 述第2收縮期血壓推定1次函數來求出收縮期推定血壓。(5)如(4)所述的血壓推定裝置，所述第6運算單元計算出所述血壓推定時血流音功率的最高值下降到規定的閾值以下的被測者用的其它的收縮期血壓推定1次函數，所述第2運算單元，在血壓推定時的被測者的血流音功率的最高值在所述閾值以下時，使用所 述其它的收縮期血壓推定1次函數代替所述第1收縮期血壓推定1次函數來求出收縮期推 定血壓。(6)如(5)所述的血壓推定裝置，所述其它的收縮期血壓推定1次函數是，在血流 音功率的最高值為所述閾值時與第1收縮期血壓推定1次函數具有交點、與血流音功率的 最高值在所述閾值以下的范圍的對應曲線近似的函數。(7)如(4) (6)中的任意一項所述的血壓推定裝置，所述第1收縮期血壓推定1 次函數是，將與在所述第5運算單元所得到的對應曲線上的標準化時間的起始點為0、終點 為1時的5/12以上7/12以下之間的標準化時間對應的點、和與9/12以上11/12以下之間 的標準化時間對應的點連結起來的具有斜率的直線，所述第2收縮期血壓推定1次函數是， 將與所述第5運算單元所得到的對應曲線上的標準化時間的終點對應的點、和與在所述標 準化時間起點為0、終點為1時的9/12以上11/12以下之間的標準化時間對應的點連結起 來的具有斜率的直線。(8)如(3) (7)中的任意一項所述的血壓推定裝置，在由所述第1運算單元進 行的血壓推定中多次實施求出所述收縮期血壓推定1次函數的運算，對該收縮期血壓推定 1次函數進行修正。(9)如(1) (8)中的任意一項所述的血壓推定裝置，所述血壓推定裝置進一步包 括模式設定單元，設定所述基準化模式和所述推定模式中的某一個；信息輸入單元，至少 輸入所述基準化用擴張期血壓值、所述基準化用收縮期血壓值、所述標準脈搏曲線的各個 數據；信息輸出單元，至少輸出推定血壓值；血壓值存儲單元，存儲所述基準化用擴張期血 壓值和基準化用收縮期血壓值。(10)如(1) (9)中的任意一項所述的血壓推定裝置，所述標準脈搏曲線的生成 所使用的脈搏是從多個不確定的被測者處得到的多個脈搏的平均脈搏。(11)如(1) (10)中的任意一項所述的血壓推定裝置，所述標準脈搏曲線的生成 所使用的脈搏是被血壓推定的所述被測者的脈搏。(12) 一種血壓推定方法，對被測定者的血壓進行血壓推定，具有基準化模式和推 定模式，所述基準化模式包括第1工序，測定被測者的血流音，并根據測定出的血流音求 出血流音功率波形；第2工序，對被測者的基準化用收縮期血壓和基準化用擴張期血壓進 行測定；第3工序，準備將時間軸和脈壓軸標準化了的標準脈搏曲線，該標準脈搏曲線使預 先測定的脈搏的上升區間的起點和終點的時間與脈壓為同一值；第4工序，根據所述血流 音功率波形、所述基準化用收縮期血壓、所述基準化用擴張期血壓以及所述標準脈搏曲線 之間的關系，求出表示血流音功率和推定血壓的關系的對應曲線，所述推定模式包括第5 工序，對被測者的血流音連續地進行測定，并連續地測定血流音功率；第6工序，使用所述 對應曲線，根據所述連續地測定的血流音功率連續地推定出血壓。(13)如(12)所述的血壓推定方法，所述第4工序包括使所述基準化用擴張期血 壓值和所述基準化用收縮期血壓值分別對應于所述標準脈搏曲線的標準化脈壓值的最低 值和最高值，根據所述標準脈搏曲線生成表示血壓值相對于標準化時間的關系的基準化用 血壓曲線的工序；將與所述基準化用擴張期血壓值和所述基準化用收縮期血壓值的測定時刻對應的時刻中的、所述血流音功率波形的上升區間的時間軸標準化，生成表示血流音功 率相對于該標準化時間的關系的基準化用血流音功率曲線的工序；根據同一標準化時間的 所述基準化用血壓曲線和所述基準化用血流音功率曲線的關系，生成表示所述同一標準化 時間的血流音功率和推定血壓的關系的對應曲線的工序。
(14)如(13)所述的血壓推定方法，所述第4工序計算出通過與所述對應曲線上的 標準化時間的終點對應的點、與該對應曲線近似的收縮期血壓推定1次函數，所述第6工序 將第5工序中所測定的血流音功率的最高值輸入到所述收縮期血壓推定1次函數中，求出 收縮期推定血壓。(15)如(14)所述的血壓推定方法，所述第4工序，計算出第1收縮期血壓推定1 次函數和第2收縮期血壓推定1次函數，所述第1收縮期血壓推定1次函數是用于在血壓 推定時血流音功率的最高值低于所述基準化用擴張期血壓值和所述基準化用收縮期血壓 值的測定時刻的血流音功率的最高值的被測者，所述第2收縮期血壓推定1次函數是用于 在血壓推定時血流音功率的最高值高于所述基準化用擴張期血壓值和所述基準化用收縮 期血壓值的測定時刻的血流音功率的最高值的被測者，所述第6工序，根據血壓推定時的 被測者的血流音功率的最高值的變動，使用所述第1收縮期血壓推定1次函數或者所述第 2收縮期血壓推定1次函數來求出收縮期推定血壓。(16)如(15)所述的血壓推定方法，所述第4工序計算出所述血壓推定時血流音功 率的最高值下降到規定的閾值以下的被測者用的其它的收縮期血壓推定1次函數，所述第 6工序，在血壓推定時的被測者的血流音功率的最高值在所述閾值以下時，使用所述其它的 收縮期血壓推定1次函數代替所述第1收縮期血壓推定1次函數來求出收縮期推定血壓。發明的效果采用本發明，根據被測者的血流音可以高精度地、連續地推定收縮期血壓，因此， 可以早期地檢測出例如透析中產生的透析患者的急劇的血壓降低。


圖1是基準化模式的處理流程圖。圖2是收縮期血壓推定模式的處理流程圖。圖3是對血流音功率進行測定的流程圖。圖4是示出透析中的被測者的血流音的一個實例的圖。圖5是示出血流音功率一個實例的圖。圖6是示出血流音功率的平均最高值一個實例的圖。圖7是血流音測定單元的示意圖。圖8是示出從透析開始到結束的被測者的血流音的一個實例的圖。圖9是示出采用示波法的間歇的血壓測定值的圖表。圖10是示出根據圖8的血流音求出的血流音功率的最高值的變化的圖。圖11是收縮期血壓和血流音功率的最高值的相關圖。圖12是收縮期血壓推定1次函數的計算處理流程圖。圖13是示出脈搏的圖。圖14是示出標準脈搏曲線的圖。
圖15是示出基準化用血壓曲線的圖。圖16是表示血流音功率波形和時間的關系的示意圖。圖17是示出基準化用血流音功率曲線的圖。圖18是在相同標準化時間，基準化用血壓曲線和基準化用血流音功率曲線重疊 對照的圖。圖19是示出推定血壓和血流音功率的對應曲線的圖。圖20是表示第1收縮期血壓推定1次函數的斜率的圖。圖21是表示在標準化時間確定第1收縮期血壓推定1次函數的斜率的區間的圖。圖22是表示透析患者1的第1收縮期血壓推定1次函數、回歸曲線、血壓 血流 音功率的對應曲線的圖。圖23是表示透析患者1的實測血壓值和推定血壓值的對應性的圖。圖24是表示透析患者2的第1收縮期血壓推定1次函數、回歸曲線、血壓 血流 音功率的對應曲線的圖。圖25是表示透析患者2的實測血壓值和推定血壓值的對應性的圖。圖26是表示透析患者3的第1收縮期血壓推定1次函數、回歸曲線、血壓 血流 音功率的對應曲線的圖。圖27是表示透析患者3的實測血壓值和推定血壓值的對應性的圖。圖28是表示第2收縮期血壓推定1次函數的斜率的圖。圖29是表示在標準化時間確定第2收縮期血壓推定1次函數的斜率的區間的圖。圖30是表示透析患者4的第1收縮期血壓推定1次函數、回歸曲線、血壓 血流 音功率的對應曲線的圖。圖31是表示透析患者4的實測血壓值和推定血壓值的對應性的圖。圖32是表示透析患者5的第2收縮期血壓推定1次函數、回歸曲線、血壓 血流 音功率的對應曲線的圖。圖33是表示透析患者5的實測血壓值和推定血壓值的對應性的圖。圖34是表示透析患者6的第1收縮期血壓推定1次函數、回歸曲線、血壓 血流 音功率的對應曲線的圖。圖35是表示透析患者6的實測血壓值和推定血壓值的對應性的圖。圖36是表示透析患者7的第1收縮期血壓推定1次函數、回歸曲線、血壓 血流 音功率的對應曲線的圖。圖37是表示透析患者7的實測血壓值和推定血壓值的對應性的圖。圖38是表示其它的收縮期血壓推定1次函數的斜率的圖。圖39是表示在標準化時間確定其它的收縮期血壓推定1次函數的斜率的區間的 圖。圖40是表示透析患者6的其它的收縮期血壓推定1次函數、回歸曲線、血壓 血 流音功率的對應曲線的圖。圖41是表示透析患者6的實測血壓值和推定血壓值的對應性的圖。圖42是表示透析患者7的其它的收縮期血壓推定1次函數、回歸曲線、血壓 血 流音功率的對應曲線的圖。
圖43是表示透析患者7的實測血壓值和推定血壓值的對應性的圖。圖44是裝置的構成圖。圖45是使用柯氏音時的裝置的構成圖。符號說明2201血壓推定裝置2202血流音測定單元2206運算單元2207存儲單元
具體實施例方式下面，參照附圖對本發明的血壓推定裝置的實施形態進行說明，但本發明并不限 定于此。本申請包括求出收縮期血壓推定1次函數的基準化模式，該收縮期血壓推定1次 函數基于血流音功率和脈搏的關系根據血流音來推定收縮期血壓；推定模式，使用所述收 縮期血壓推定1次函數，根據血流音功率的最高值推定出收縮期血壓，圖1示出基準化模式 的處理，圖2示出收縮期血壓推定模式的處理內容。在基準化模式中，如圖1所示，首先通過測定基準化用血流音的步驟101求出基準 化用血流音功率波形102。同時通過測定基準化用的血壓的步驟103，求出基準化用的收縮 期血壓值和擴張期血壓值104。通過根據預先準備的標準脈搏曲線105、基準化用血流音功 率波形102、基準化用收縮期血壓值和基準化用擴張期血壓值104，計算用于推定收縮期血 壓的血壓推定1次函數的步驟106，求出收縮期血壓推定1次函數107。在收縮期血壓推定模式中，如圖2所示，通過測定血流音的步驟201，求出血流音 功率的最高值202，再通過步驟204求出收縮期推定血壓205，步驟204是指使用基準化模 式所計算出的所述收縮期血壓推定1次函數203并根據血流音功率的最高值202推定出收 縮期血壓的步驟。圖3是關于通過測定血流音的步驟201來求出血流音功率的最高值202的處理內 容的流程圖，應用于作為圖4所示的被測者的透析患者的分流部的血流音時，各步驟的輸 出例如圖5所示。首先，在步驟301中計算圖4的被測定的血流音的血流音功率。在特定 的頻帶區中混入有噪音時，可以將血流音分割為多個頻帶區，只使用不包括所述特定的頻 帶的頻帶區的血流音信號來計算血流音功率。圖5中的實線是，在采樣的8kHz的血流音中 提取出0. 75kHz至1. 75kHz的頻帶區，以10m秒的間隔，對50m秒的區間中的分流聲波的振 幅的平方和進行計算并繪圖時的血流音功率。然后，通過檢測所述血流音功率的最高值的 步驟302，求出圖5的虛線圓圈中的血流音功率的最高值。進一步地，通過使所述血流音功 率的最高值平均化的步驟303，對某時間區間(后文稱為音框寬度(7 > — △幅))所含有 的各血流音功率的最高值，按某個時間周期(后文稱為音框平移(7 > — △〉7卜))求出 各自的平均值。對于30分鐘的透析患者的分流部的血流音，設音框寬度為30秒、音框平移 為10秒時的平均最高值的實例如圖6所示。這里圖6的波形是這樣生成的，如圖7所示， 將從聽診器的聽胸器703輸入的分流部的血流音在電容式傳聲器704中變換為電信號，再 在傳聲放大器705中放大之后，在A、D轉換器706中數字化，再在個人計算機707中進行處 理并計算出。圖6的橫軸表示時間，縱軸表示血流音功率的平均最高值的對數化。作為本實施例的聽診器以外的聲波檢測部，理想的是，例如接觸面積、接觸壓難以根據人體的接觸 部的形狀、動作變化的小型、輕量的傳導傳聲器、硅傳聲器等。在圖7中，根據由個人計算機 數字化的血流音來計算血流音功率的最高值，但也可以通過電路將模擬信號的血流音變換 為血流音功率或者血流音功率的最高值，然后再數字化并進行必要的處理。1個透析患者(后文稱為透析患者)的透析時間中的血流音波如圖8所示，同時使 用示波法間歇性地測定10次的血壓值如圖9所示。圖10是通過圖3的處理流程對圖8的 血流音波進行處理的結果。即，從8kHz的采樣血流音數據中提取0. 75kHz至1. 75kHz的頻 帶，對于50m秒的區間，每10m秒計算分流聲波的振幅的平方和作為血流音功率，檢測其最 高值，設音框寬度為30秒、音框平移為10秒，進行平均化處理，表示其對數值。在透析開始 后大約30分的時間點，血壓大大降低是因為進行了瓦爾薩爾瓦氏試驗。圖11是圖8的收縮期血壓和其對應時刻的血流音功率的最高值(30秒平均值) 的散布圖。求出收縮期血壓和血流音功率的最高值的相關系數為0. 99，可知其具有高的相 關性。因此，預先已知與多次的血壓值相對應的時刻的血流音功率的最高值，如果可以計算 出收縮期血壓和血流音功率的最高值的回歸線，就能夠根據血流音功率的最高值推定出收 縮期血壓。本申請涉及一種根據與一次的血壓測定值對應的時刻的血流音功率和標準的脈 搏波形，計算出相當于回歸線的收縮期血壓推定1次函數，再根據血流音功率的最高值推 定出收縮期血壓的裝置。圖12示出根據1次的基準化用血壓測定值(基準化用收縮期血壓值、基準化用擴 張期血壓值)、與其相對應的時刻的基準化用血流音功率波形、標準脈搏曲線，計算出所述 收縮期血壓推定1次函數的處理流程。前提是，預先截取圖13所示的脈搏的上升區間，將 其做成標準化波形(后文稱為標準脈搏曲線)，使得如圖14所示分別在時間軸方向和壓力 方向最小值為0、最大值為1。脈搏可以使用如歐姆龍一科林公司的“BP-608E”等醫療用測 定器測定。雖然理想的是對每個血壓推定的對象都準備標準脈搏曲線，但是所述醫療設備 還沒有廣泛地普及，這種做法并不現實，由于脈搏的上升區間的波形因人產生的偏差較小， 所以可以事前測定多人的脈搏再將其上升區間的平均值做成標準脈搏曲線。首先，在步驟1201中，如圖15所示，使標準脈搏曲線的標準化脈壓值的最高值、即 脈壓值1. 0對應于基準化用收縮期血壓值，使標準脈搏曲線的標準化脈壓值的最低值、即 脈壓值0. 0對應于基準化用擴張期血壓值。如圖13所示，脈搏雖然示出血壓的變動，但沒有 示出血壓值。因此，將另外測定的基準化用收縮期血壓值和基準化用擴張期血壓值分別與 脈搏的最高值和最低值對應，以使脈搏帶有血壓值。即，設對應前的脈搏(標準脈搏曲線) 為P、對應后的血壓波(基準化用血壓曲線)為P，則P=(基準化用擴張期血壓值)+ (基 準化用收縮期血壓值_基準化用擴張期血壓值)Xp后文，將對應附加有基準化用血壓值的標準脈搏曲線稱為基準化用血壓曲線。然后，在步驟1202中，通過圖3的處理流程，求出圖16所示的、與基準化用血壓值 的測定時刻對應的時刻的血流音功率波形，截取其上升區間。這時，對于截取出的上升區間 的波形，如圖17所示對橫軸的時間軸進行標準化，使最小值為0、最大值為1，后文將其稱為 基準化用血流音功率曲線。與基準化用血壓值的測定時刻對應的時刻的血流音功率波形， 可以是在測定基準化用血壓的期間中所測定的多個血流音功率波形的平均值，或者是使用 圖45的裝置確定的、在基準化用收縮期血壓的測定時刻發生的血流音功率波形。
進一步地，在步驟1203中，使從0. 0到1. 0的各標準化時刻的基準化用血壓曲線 的值和血流音功率的值相對應，以橫軸為血流音功率、縱軸為推定血壓進行描點繪圖。作為 一個實例，將圖15的基準化用血壓曲線和圖17的基準化用血流音功率曲線如圖18所示地 重疊對照，使其各個標準化時刻相對應，就得到圖19所示的同一標準化時間的推定血壓和 血流音功率的對應曲線。此時，圖15中的P0和圖17中的SO都是標準化時間的起始點時 刻0的推定血壓和血流音功率，因此其推定血壓和血流音功率在圖19中設定為SP0。同樣 地，作為標準化時間的時刻1/6、2/6、3/6、、4/6、5/6、1時的推定血壓和血流音功率的圖15、 圖17中的P1和S1、P2和S2、P3和S3、P4和S4、P5和S5、P6和S6各組，在圖19中被繪制 為 SP1、SP2、SP3、SP4、SP5、SP6。本申請中，收縮期血壓值和血流音功率的最高值是高的正相關，二者的關系假定 以如下一次直線來表現，收縮期推定血壓=aX血流音功率的最高值+b 式(1)則使用圖19的血壓和血流音功率的對應曲線計算出式(1)的斜率a( > 0)和Y 軸截距b，由此計算出收縮期血壓推定1次函數。在本實施形態中，多次進行血壓測定，第一次的測定血壓值作為基準化用血壓值 用于計算出收縮期血壓推定1次函數，第2次以后的測定血壓值用于所對應時刻的推定血 壓值的評價。這里，第一次血壓測定時刻稱為基準化時刻，其基準化時刻的收縮期血壓值和 血流音功率的最高值分別稱為基準化用血壓值和基準化用血流音功率值。基準化用血流音 功率值相當于如圖19的對應曲線的SP6的血流音功率值。而且，在本實施形態中，收縮期 血壓推定1次函數是由第1收縮期血壓推定1次函數和被第2收縮期血壓推定1次函數計 算出來的，被測者用的第1收縮期血壓推定1次函數用于血壓推定時的血流音功率的最高 值低于基準化用血流音功率值的被測者，被測者用的第2收縮期血壓推定1次函數用于血 壓推定時的血流音功率的最高值高于基準化用血流音功率值的被測者，根據血壓推定中的 被測者的血流音功率的最高值的變動，使用第1收縮期血壓推定1次函數或者第2收縮期 血壓推定1次函數求出收縮期推定血壓。而且，在血壓推定時血流音功率的最高值下降的 情況下，血壓推定時的被測者的血流音功率的最高值達到規定的閾值以下時，使用其它的 收縮期血壓推定1次函數來代替第1收縮期血壓推定1次函數求出收縮期推定血壓。<血壓推定時的血流音功率的最高值低于基準化用血流音功率值時的血壓推定方 法〉此時，第1收縮期血壓推定1次函數是，將血壓 血流音功率的對應曲線上的標準 化時間的起始點為0、終點為1時的5/12以上7/12以下之間的標準化時間的點、和對應于 9/12以上11/12以下之間的標準化時間的點連結起來的具有斜率的直線。例如圖19的血 壓 血流音功率的對應曲線的中間附近的斜率，具體地說，將夾著與所述標準化時間的中 間點0. 5相對應的血壓 血流音功率的對應曲線上的點的斜率，或者將通過其中間點的血 壓 血流音功率的對應曲線上的2點連結而成的直線的斜率作為式(1)的斜率a，并確定 Y軸截距b使得式(1)通過對應于標準化時間的終點的血壓 血流音功率的對應曲線上的 點。例如，圖 19 中的 SPO、SP1、SP2、SP3、SP4、SP5、SP6 的坐標分別為(s0, p0)、(si, pi)、 (s2，p2)、(s3，p3)、(s4，p4)、(s5，p5)、(s6，p6)時，斜率 al 和 Y 軸截距 bl 分別為al = (p5-p3)/(s5-s3)式(2)
bl = p6-alXs6式(3)第1收縮期血壓推定1次函數為收縮期推定血壓=alX血流音功率的最高值+bl式(4)al的斜率如圖20所示。這里的意思是將圖21的區間A的血流音功率的增加量和 血壓的增加量的比作為第1收縮期血壓推定1次函數的斜率al。圖22是在圖11的透析患者1的血流音功率的最高值和收縮期血壓的分布圖中表 示回歸曲線、血壓 血流音功率的對應曲線、式(4)的第1收縮期血壓推定1次函數的圖。 對于透析患者1的情形，從圖10可知，基準化時刻以后的幾乎全部時刻都是式(4)的第1收 縮期血壓推定1次函數的應用區域，式(4)的第1收縮期血壓推定1次函數非常近似于回歸 直線。圖23是在測定血壓的10點的時刻，使用式(4)根據血流音功率的最高值推定出收 縮期血壓，并與測定血壓值進行比較的圖表。由此可知，推定血壓也包含在透析開始后大約 30分鐘的時間點所進行的瓦爾薩爾瓦氏試驗而引起的血壓降低，推定血壓大致跟隨測定血 壓，本申請的血壓推定裝置是有效的。圖24示出對于另外1名透析患者(后文稱為透析患者2)，在血流音功率的最高值 和收縮期血壓的散布圖中分別示出回歸直線、血壓 血流音功率的對應曲線、式(4)的第1 收縮期血壓推定1次函數的圖。圖25是將使用式(4)而得到的推定血壓值和測定血壓值 進行比較的圖表。圖26進一步地示出對于另外1名透析患者(后文稱為透析患者3)，在血 流音功率的最高值和收縮期血壓的散布圖中分別示出回歸直線、血壓 血流音功率的對應 曲線、式(4)的第1收縮期血壓推定1次函數的圖。圖27是將使用式(4)而得到的推定血 壓值和測定血壓值進行比較的圖表。由此可知，基準化以后的血流音功率的最高值小于基 準化用血流音功率值，即對于在透析中(血壓推定中)血壓逐漸降低的患者，使用式(4)的 第1收縮期血壓推定1次函數的血壓推定是有效的。<血壓推定時的血流音功率的最高值高于基準化用血流音功率值時的血壓推定方 法〉血壓推定時的血流音功率的最高值比基準化用血流音功率值高時，使用具有如下 斜率的直線作為第2收縮期血壓推定1次函數，即，將與血壓 血流音功率的對應曲線上的 標準化時間的終點對應的點和與標準化時間的起始點為0、終點為1時的9/12以上11/12 以下之間的標準化時間對應的點連結而得到的斜率。例如將通過與標準化時間的終點對應 的血壓 血流音功率的對應曲線上的點的延長線作為第2收縮期血壓推定1次函數。例如， 圖19中的斜率al和Y軸截距b2分別為，a2 = (p6-p5)/(s6-s5)式(5)b2 = p6-a2Xs6式(6)血流音功率的最高值大于基準化用功率值時的第2的收縮期血壓推定1次函數 為，收縮期推定血壓=a2X血流音功率的最高值+b2 式(7)斜率a2如圖28所示。這里的意思是將圖29的區間B的血流音功率的增加量和 血壓的增加量的比作為第2收縮期血壓推定1次函數的斜率a2。圖30是在關于基準化時刻以后的血流音功率的最高值一旦大于基準化用血流音 功率值、即透析中被視為血壓上升的1名透析患者(后文稱為透析患者4)的血流音功率的最高值和收縮期血壓的散布圖中示出回歸直線、血壓 血流音功率的對應曲線、式(7)的第 2收縮期血壓推定1次函數的圖。圖31是將使用式(7)而得到的推定血壓值和測定血壓值 進行比較的圖表。進一步地，圖32是對于表現出與透析患者4相同的透析中的血壓變動傾 向的另外1名透析患者(后文稱為透析患者5)，在血流音功率的最高值和收縮期血壓的散 布圖中示出回歸直線、血壓 血流音功率的對應曲線、式(7)的第2收縮期血壓推定1次函 數的圖。圖33是將使用式(7)而得到的推定血壓值和測定血壓值進行比較的圖表。由此 可知，對于基準化以后的血流音功率的最高值大于基準化用血流音功率值，即在透析中被 視為血壓上升的透析患者，使用式(7)的第2收縮期血壓推定1次函數的血壓推定是有效 的。因此，根據透析患者的血流音功率的最高值切換式(4)和式(7)的血壓推定是有 效的。〈血壓推定時的血流音功率的最高值遠遠小于基準化用功率值時的血壓推定方法
>本申請的血壓推定裝置的主要用途之一在于，對在透析中突然發生的血壓降低 (后文稱為透析低血壓)的檢測。圖34和圖35、圖36和圖37分別是，在具有透析低血壓的 癥狀的2名透析患者(后文稱為透析患者6、透析患者7)的血流音功率的最高值和收縮期 血壓的散布圖中示出回歸直線、血壓 血流音功率的對應曲線、式(4)的第1收縮期血壓推 定1次函數的圖，以及對推定血壓值和測定血壓值進行比較的圖表。由圖34、圖35、圖36、 圖37可知，產生透析低血壓后，有時血流音功率的最高值會降低到基準化功率值的1/100 附近，收縮期血壓會下降到80mmHg左右，但式⑷的第1收縮期血壓推定1次函數的血壓 推定未必能充分跟隨這樣的下降。在圖34和圖36中，著重觀察圖表左端附近的描繪血流 音功率的最高值和測定血壓值的關系的點，可以看出相對于式(4)的第1收縮期血壓推定1 函數，這些點分布在血壓 血流音功率的對應曲線的附近。因此，在血流音功率的最高值非 常小，被視為透析低血壓的區間中，和式(4)的第1收縮期血壓推定1次函數相比，使用血 壓 血流音功率的對應曲線的下端附近的近似函數可以更高精度地推定出血壓。因此，相 對于血流音功率的最高值預先設定透析低血壓區間判斷用的閾值Sth，血流音功率的最高 值低于閾值Sth時，使用血壓 血流音功率對應曲線的下端附近的近似1次函數(另一收 縮期血壓推定1次函數)代替式(4)的第1收縮期血壓推定1次函數來進行血壓的推定。 例如該另一收縮期血壓推定1次函數也可以是，在血流音功率的最高值為閾值Sth時與第1 收縮期血壓推定1次函數具有交點、與血流音功率的最高值在閾值Sth以下的范圍的對應 曲線相近似的函數。例如，設閾值Sth為標準化時間的2/6以下時的圖18的s2，血流音功 率的最高值小于s2時，斜率a3和Y軸截距b3分別為，a3 = (p2-pl)/(s2-sl)式(8)b3 = (alXs2+bl)-a3Xs2式(9)其它的收縮期血壓推定1次函數為，收縮期推定血壓=a3X血流音功率的最高值+b3式(10)。斜率a3如圖38所示。這里的意思是將圖39的區間C的血流音功率的增加量和 血壓的增加量的比作為其它的收縮期血壓推定1次函數的斜率a3。圖40和圖41、圖42和圖43分別是在透析患者6、透析患者7的血流音功率的最高值和收縮期血壓的散布圖中示出回歸直線、血壓 血流音功率的對應曲線、式(4)和式 (10)的收縮期血壓推定1次函數的圖，以及對推定血壓值和測定血壓值進行比較的圖。由 圖40、圖42可知，式(10)的其它的收縮期血壓推定1次函數非常近似于血壓 血流音功率 的對應曲線的下端附近，而且根據圖41、圖43，即使對于透析低血壓區間也可以高精度地 推定出血壓。在使用圖19對血壓推定1次函數的計算所進行的說明中，使用了 SPO、SP1、SP2、 SP3、SP4、SP5、SP6這7點作為血壓 血流音功率的對應曲線上的代表點，但并不一定要限 定在這7點。例如，使用將0. 0至1. 0的標準化時間N-1等分而得到的N個點時，可以將上 端點(s6，p6)作為(sN，pN)，選擇與中間點(sl，pi)、…、(s5, p5)對應的點，根據式(4)、 式(7)、式(10)求出收縮期血壓推定1次函數。而且，為了對使用不特定被測者的標準脈搏曲線而產生的推定血壓和血流音功率 的對應關系的偏差進行校正，導入了校正系數a 1、a 2、a 3，可以使用a 1、a 2、a 3推定血壓。al，= a lXal式(11)a2，= a 2Xa2式(12)a3，= a 3Xa3式(13)可以在最初生成的血壓推定1次函數中，al= a2 = a3 = l，然后，在透析中 再次進行基準化用血流音測定和基準化用血壓測定，進行對收縮期血壓推定1次函數的修 正，從而調整a的值。另外，可以在透析中反復地進行這樣的修正。在所述式(4)和式(7)中，確定收縮期血壓推定1次函數的Y截距，使得其通過基 準化用血壓測定時間附近的平均血流音功率的最高值和基準化用收縮期血壓值。但是，在 基準化用血壓測定時由于心律不齊等而產生突發變動的脈壓，血壓顯示異常值時，如果血 流音功率沒有取到與異常血壓值對應的最高值、最低值，則血流音功率會較大程度地偏離 回歸線，通過該點的收縮期血壓推定1次函數則可能不能高精度地近似于回歸線。因此，可 以在箍帶(力7 )上設置聲波或者振動檢測傳感器，采取箍帶減壓時的柯氏音，確定并使用 對基準化用收縮期血壓進行測定時的血流音功率的最高值。本申請的血壓推定裝置的構成例如圖44所示。2201是血壓推定裝置的整體，該血壓推定裝置中組裝有聽診器等的血流音測定 單元2202 ；CPU、程序等構成的運算單元2206 ；存儲器等的存儲單元2207 ；觸摸屏等的信息 輸入單元2205 ；以及由程序等組成的模式設定單元2203 ；顯示器等信息輸出單元2208 ；放 大 A/D轉換單元2204、血壓測定單元2210等。信息輸入單元2205輸入血壓測定單元2210所測定的基準化用擴張期血壓值、基 準化用收縮期血壓值以及其測定時刻、標準脈搏曲線。也可以自動地將基準化用血壓值及 其測定時刻從血壓測定單元2210中取入到信息輸入單元2205中。存儲單元2207包括血壓值存儲單元，存儲從信息輸入單元2205輸入的基準化用 擴張期血壓值及基準化用收縮期血壓值；標準脈搏曲線存儲單元，存儲標準脈搏曲線。2203是設定圖1的基準化模式和圖2的推定模式中的某一個的模式設定單元。在 模式設定單元2203設定了基準化模式的狀態下，血壓推定裝置2201進行下面的處理。運算單元2206具有第1 第6運算單元和血流音功率波形算出單元。第1運算單元，在所述基準化模式中，根據所述血流音功率波形、所述基準化用收縮期血壓、所述基準 化用擴張期血壓以及所述標準脈搏曲線之間的關系，求出表示血流音功率和推定血壓的關 系的對應曲線。第2運算單元，在所述推定模式中，使用所述對應曲線，根據連續地測定的 血流音功率連續地推定出血壓。第1運算單元進一步包括第3運算單元 第5運算單元。 第3運算單元，將由血壓測定單元2210所測定的基準化用擴張期血壓值和基準化用收縮期 血壓值分別對應于標準脈搏曲線的標準化脈壓值的最低值和最高值，根據所述標準脈搏曲 線生成表示血壓值相對于標準化時間的關系的基準化用血壓曲線。第4運算單元，將與基 準化用擴張期血壓值和基準化用收縮期血壓值的測定時刻對應的時刻中的、血流音功率波 形的上升區間的時間軸標準化，生成表示血流音功率相對于該標準化時間的關系的基準化 用血流音功率曲線。第5運算單元，根據同一標準化時間的所述基準化用血壓曲線和所述 基準化用血流音功率曲線的關系，生成表示所述同一標準化時間的血流音功率和推定血壓 的關系的對應曲線。第1運算單元進一步包括第6運算單元。第6運算單元計算出通過與所述對應曲 線上的標準化時間的終點對應的點且與該對應曲線近似的收縮期血壓推定1次函數。第2 運算單元將由所述血流音功率測定單元所測定的血流音功率的最高值輸入到所述收縮期 血壓推定1次函數中，求出收縮期推定血壓。所述第6運算單元計算出第1收縮期血壓推定1次函數和第2收縮期血壓推定1 次函數，所述第1收縮期血壓推定1次函數是用于在血壓推定時血流音功率的最高值低于 所述基準化用擴張期血壓值和所述基準化用收縮期血壓值的測定時刻的血流音功率的最 高值的被測者，所述第2收縮期血壓推定1次函數是用于在血壓推定時血流音功率的最高 值高于所述基準化用擴張期血壓值和所述基準化用收縮期血壓值的測定時刻的血流音功 率的最高值的被測者。所述第2運算單元，根據血壓推定時的被測者的血流音功率的最高 值的變動，使用所述第1收縮期血壓推定1次函數或者所述第2收縮期血壓推定1次函數 來求出收縮期推定血壓。在基準化模式中，通過具有運算單元2206的第3運算單元將所述標準脈搏曲線轉 換為基準化用血壓曲線。血流音測定單元(血流音功率測定單元)2202包括用于采取血流 音的傳感器，能夠連續地測定分流部的血流音。通過血流音測定單元2202采取的血流音 傳感器的模擬信號由放大 A/D轉換單元2204放大并轉換為數字信號，并引導到運算單元 2206。運算單元2206，通過血流音功率波形算出單元根據血流音數字信號生成血流音功率 波形，并根據血流音功率波形計算血流音功率的最高值，并通過第4運算單元，將與基準化 用擴張期血壓值和基準化用收縮期血壓值的測定時刻對應的時刻中的、血流音功率波形的 上升區間的時間軸標準化，生成表示血流音功率相對于該標準化時間的關系的基準化用血 流音功率曲線。運算單元2206，通過第5運算單元根據基準化用血壓曲線和基準化用血流 音功率曲線求出推定血壓和血流音功率的對應曲線，通過第6運算單元計算出通過與該對 應曲線上的標準化時間的終點對應的點、與該對應曲線近似的收縮期血壓推定1次函數。 該收縮期血壓推定1次函數由存儲單元2207存儲。在推定模式中，通過第2運算單元將血 流音功率的最高值輸入到由第6運算單元得到的收縮期血壓推定1次函數中，求出收縮期 推定血壓，所述血流音功率的最高值是根據所述血流音功率測定單元2202所測定的被測 者的血流音由運算單元計算出來的。
又，在基準化模式中，第6運算單元計算出第1收縮期血壓推定1次函數和第2收 縮期血壓推定1次函數，第1收縮期血壓推定1次函數用于血壓推定時的血流音功率的最 高值低于基準化用血流音功率值的被測者，第2收縮期血壓推定1次函數用于血壓推定時 的血流音功率的最高值高于基準化用血流音功率值的被測者，并且，在推定模式中，第2運 算單元根據血壓推定中的被測者的血流音功率的最高值的變動，使用第1收縮期血壓推定 1次函數或者第2收縮期血壓推定1次函數求出收縮期推定血壓。又，第6運算單元，計算出所述血壓推定時血流音功率的最高值下降到所規定的 閾值以下的被測者用的其它的收縮期血壓推定1次函數，在血壓推定時的被測者的血流音 功率的最高值在所述閾值以下時，第2運算單元使用所述其它的收縮期血壓推定1次函數 來代替所述第1收縮期血壓推定1次函數，求出收縮期推定血壓在模式設定單元2203設定了推定模式的狀態下，血壓推定裝置2201進行下面的處理。通過血流音測定單元2202測定透析治療中的透析患者的分流部的血流音，將該 血流音的模擬信號由放大 A/D轉換單元2204放大并轉換為數字信號，并通過運算單元 2206確定血流音功率的最高值。進一步地，通過包括于運算單元2206的第2運算單元將所 述血流音功率的最高值輸入到收縮期血壓推定1次函數并確定收縮期推定血壓，所述收縮 期血壓推定1次函數通過第6運算單元而得到、并存儲在存儲單元2207中。該收縮期推定 血壓也可以通過信息輸出單元2208來輸出。圖45示出，采取箍帶減壓時的柯氏音，確定測定基準化用收縮期血壓和基準化用 擴張期血壓時的血流音功率的最高值并進行血壓推定的血壓推定裝置的構成例。與圖44的血壓推定裝置的不同點在于具有柯氏音采取單元2302，該柯氏音采取 單元2302在箍帶上設置聲波或者振動檢測傳感器，采取箍帶減壓時的柯氏音，可以確定對 基準化用收縮期血壓和基準化用擴張期血壓進行測定時刻的血流音功率的最高值。產業上利用的可能性采用本發明，可以提供一種非侵入性血壓推定裝置，其對透析患者的分流部的血 流音進行測定，并推定出收縮期血壓。根據收縮期推定血壓的變動可以事先預知手術中、透 析中產生的急劇的血壓變動。提高使得血壓和血流音對應的基準化頻率，就可以得到與通 過示波法等測量的血壓值相近的血壓值，可以監視血壓的日間變動，也可以適當地用于日 常的健康保護。
權利要求
一種血壓推定裝置，其特征在于，根據基準化模式和推定模式對被測者的血壓進行血壓推定，包括血流音功率波形算出單元，在所述基準化模式中，根據被測者的血流音求出血流音功率波形；血壓測定單元，在所述基準化模式中，對被測者的基準化用收縮期血壓和基準化用擴張期血壓進行測定；標準脈搏曲線存儲單元，在所述基準化模式中，存儲將時間軸和脈壓軸標準化了的標準脈搏曲線，所述標準脈搏曲線使預先測定的脈搏的上升區間的起點和終點的時間與脈壓為同一值；第1運算單元，在所述基準化模式中，根據所述血流音功率波形、所述基準化用收縮期血壓、所述基準化用擴張期血壓以及所述標準脈搏曲線之間的關系，求出表示血流音功率和推定血壓的關系的對應曲線；血流音功率測定單元，在所述推定模式中，對被測者的血流音連續地進行測定，并連續地測定血流音功率；第2運算單元，在所述推定模式中，使用所述對應曲線，根據所述連續地測定的血流音功率連續地推定出血壓。
2.如權利要求1所述的血壓推定裝置，其特征在于， 所述第1運算單元包括第3運算單元，使由所述血壓測定單元所測定的所述基準化用擴張期血壓值和所述基 準化用收縮期血壓值分別對應于所述標準脈搏曲線的標準化脈壓值的最低值和最高值，根 據所述標準脈搏曲線生成表示血壓值相對于標準化時間的關系的基準化用血壓曲線；第4運算單元，將與所述基準化用擴張期血壓值和所述基準化用收縮期血壓值的測定 時刻對應的時刻中的、所述血流音功率波形的上升區間的時間軸標準化，生成表示血流音 功率相對于該標準化時間的關系的基準化用血流音功率曲線；第5運算單元，根據同一標準化時間的所述基準化用血壓曲線和所述基準化用血流音 功率曲線的關系，生成表示所述同一標準化時間的血流音功率和推定血壓的關系的所述對 應曲線。
3.如權利要求2所述的血壓推定裝置，其特征在于， 所述第1運算單元進一步包括第6運算單元，計算出通過與所述對應曲線上的標準化時間的終點對應的點且與該對 應曲線近似的收縮期血壓推定1次函數，所述第2運算單元將由所述血流音功率測定單元所測定的血流音功率的最高值輸入 到所述收縮期血壓推定1次函數中，求出收縮期推定血壓。
4.如權利要求3所述的血壓推定裝置，其特征在于，所述第6運算單元計算出第1收縮期血壓推定1次函數和第2收縮期血壓推定1次函 數，所述第1收縮期血壓推定1次函數是用于在血壓推定時血流音功率的最高值低于所述 基準化用擴張期血壓值和所述基準化用收縮期血壓值的測定時刻的血流音功率的最高值 的被測者，所述第2收縮期血壓推定1次函數是用于在血壓推定時血流音功率的最高值高 于所述基準化用擴張期血壓值和所述基準化用收縮期血壓值的測定時刻的血流音功率的最高值的被測者，所述第2運算單元，根據血壓推定時的被測者的血流音功率的最高值的變動，使用所 述第1收縮期血壓推定1次函數或者所述第2收縮期血壓推定1次函數來求出收縮期推定 血壓。
5.如權利要求4所述的血壓推定裝置，其特征在于，所述第6運算單元計算出所述血壓推定時血流音功率的最高值下降到規定的閾值以 下的被測者用的其它的收縮期血壓推定1次函數，所述第2運算單元，在血壓推定時的被測者的血流音功率的最高值在所述閾值以下 時，使用所述其它的收縮期血壓推定1次函數代替所述第1收縮期血壓推定1次函數來求 出收縮期推定血壓。
6.如權利要求5所述的血壓推定裝置，其特征在于，所述其它的收縮期血壓推定1次函數是，在血流音功率的最高值為所述閾值時與第1 收縮期血壓推定1次函數具有交點、與血流音功率的最高值在所述閾值以下的范圍的對應 曲線近似的函數。
7.如權利要求4 6中的任意一項所述的血壓推定裝置，其特征在于，所述第1收縮期血壓推定1次函數是，將與在所述第5運算單元所得到的對應曲線上 的標準化時間的起始點為O、終點為1時的5/12以上7/12以下之間的標準化時間對應的 點、和與9/12以上11/12以下之間的標準化時間對應的點連結起來的具有斜率的直線，所述第2收縮期血壓推定1次函數是，將與所述第5運算單元所得到的對應曲線上 的標準化時間的終點對應的點、和與在所述標準化時間起點為O、終點為1時的9/12以上 11/12以下之間的標準化時間對應的點連結起來的具有斜率的直線。
8.如權利要求3 7中的任意一項所述的血壓推定裝置，其特征在于，在由所述第1運算單元進行的血壓推定中多次實施求出所述收縮期血壓推定1次函數 的運算，對該收縮期血壓推定1次函數進行修正。
9.如權利要求1 8中的任意一項所述的血壓推定裝置，其特征在于， 所述血壓推定裝置進一步包括模式設定單元，設定所述基準化模式和所述推定模式中的某一個； 信息輸入單元，至少輸入所述基準化用擴張期血壓值、所述基準化用收縮期血壓值、所 述標準脈搏曲線的各個數據；信息輸出單元，至少輸出推定血壓值；血壓值存儲單元，存儲所述基準化用擴張期血壓值和基準化用收縮期血壓值。
10.如權利要求1 9中的任意一項所述的血壓推定裝置，其特征在于，所述標準脈搏曲線的生成所使用的脈搏是從多個不確定的被測者處得到的多個脈搏 的平均脈搏。
11.如權利要求1 10中的任意一項所述的血壓推定裝置，其特征在于， 所述標準脈搏曲線的生成所使用的脈搏是被血壓推定的所述被測者的脈搏。
12.—種血壓推定方法，對被測定者的血壓進行血壓推定，其特征在于， 具有基準化模式和推定模式，所述基準化模式包括第1工序，測定被測者的血流音，并根據測定出的血流音求出血流音功率波形； 第2工序，對被測者的基準化用收縮期血壓和基準化用擴張期血壓進行測定； 第3工序，準備將時間軸和脈壓軸標準化了的標準脈搏曲線，該標準脈搏曲線使預先 測定的脈搏的上升區間的起點和終點的時間與脈壓為同一值；第4工序，根據所述血流音功率波形、所述基準化用收縮期血壓、所述基準化用擴張期血 壓以及所述標準脈搏曲線之間的關系，求出表示血流音功率和推定血壓的關系的對應曲線， 所述推定模式包括 第5工序，對被測者的血流音連續地進行測定，并連續地測定血流音功率； 第6工序，使用所述對應曲線，根據所述連續地測定的血流音功率連續地推定出血壓。
13.如權利要求12所述的血壓推定方法，其特征在于， 所述第4工序包括使所述基準化用擴張期血壓值和所述基準化用收縮期血壓值分別對應于所述標準脈 搏曲線的標準化脈壓值的最低值和最高值，根據所述標準脈搏曲線生成表示血壓值相對于 標準化時間的關系的基準化用血壓曲線的工序；將與所述基準化用擴張期血壓值和所述基準化用收縮期血壓值的測定時刻對應的時 刻中的、所述血流音功率波形的上升區間的時間軸標準化，生成表示血流音功率相對于該 標準化時間的關系的基準化用血流音功率曲線的工序；根據同一標準化時間的所述基準化用血壓曲線和所述基準化用血流音功率曲線的關 系，生成表示所述同一標準化時間的血流音功率和推定血壓的關系的對應曲線的工序。
14.如權利要求13所述的血壓推定方法，其特征在于，所述第4工序計算出通過與所述對應曲線上的標準化時間的終點對應的點、與該對應 曲線近似的收縮期血壓推定1次函數，所述第6工序將第5工序中所測定的血流音功率的最高值輸入到所述收縮期血壓推定 1次函數中，求出收縮期推定血壓。
15.如權利要求14所述的血壓推定方法，其特征在于，所述第4工序，計算出第1收縮期血壓推定1次函數和第2收縮期血壓推定1次函數， 所述第1收縮期血壓推定1次函數是用于在血壓推定時血流音功率的最高值低于所述基準 化用擴張期血壓值和所述基準化用收縮期血壓值的測定時刻的血流音功率的最高值的被 測者，所述第2收縮期血壓推定1次函數是用于在血壓推定時血流音功率的最高值高于所 述基準化用擴張期血壓值和所述基準化用收縮期血壓值的測定時刻的血流音功率的最高 值的被測者，所述第6工序，根據血壓推定時的被測者的血流音功率的最高值的變動，使用所述第1 收縮期血壓推定1次函數或者所述第2收縮期血壓推定1次函數來求出收縮期推定血壓。
16.如權利要求15所述的血壓推定方法，其特征在于，所述第4工序計算出所述血壓推定時血流音功率的最高值下降到規定的閾值以下的 被測者用的其它的收縮期血壓推定1次函數，所述第6工序，在血壓推定時的被測者的血流音功率的最高值在所述閾值以下時，使 用所述其它的收縮期血壓推定1次函數代替所述第1收縮期血壓推定1次函數來求出收縮 期推定血壓。
全文摘要
本發明提供一種非侵入性的血壓推定裝置及血壓推定方法，其可以根據透析患者的血流音高精度地推定收縮期血壓，并且，通過連續地采取血流音，可以連續地推定收縮期血壓。該血壓推定裝置生成使脈搏的上升區間的起點和終點分別對應于擴張期血壓和收縮期血壓的標準脈搏曲線，將該標準脈搏曲線與根據分流部的血流音得到的血流音功率曲線按照時間軸進行對比，生成血流音功率和推定血壓的對應曲線，根據該對應曲線導出收縮期血壓推定1次函數，將所測定的血流音功率的最高值輸入該1次函數來推定出收縮期血壓。
文檔編號A61B5/022GK101990445SQ20098011288
公開日2011年3月23日 申請日期2009年4月9日 優先權日2008年4月9日
發明者大村榮, 新里徹, 齊藤政利 申請人:旭化成株式會社;次世代公司