JP3675578B2

JP3675578B2 - Blood pressure monitoring device

Info

Publication number: JP3675578B2
Application number: JP20383896A
Authority: JP
Inventors: 敏彦小椋; 英克犬飼
Original assignee: コーリンメディカルテクノロジー株式会社
Priority date: 1996-08-01
Filing date: 1996-08-01
Publication date: 2005-07-27
Anticipated expiration: 2016-08-01
Also published as: JPH1043148A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、生体の動脈内を伝播する脈波の脈波伝播速度情報に基づいて、生体の血圧を監視する血圧監視装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
生体の動脈内を伝播する脈波の脈波伝播速度情報として、所定の２部位間の伝播時間ＤＴや伝播速度Ｖ_M（m/s ）などが知られており、このような脈波伝播速度情報は、所定の範囲内では生体の血圧値ＢＰ（mmHg）と略比例関係を有することが知られている。そこで、予め測定される生体の血圧値ＢＰと伝播速度速度情報から、たとえばＥＢＰ＝α（ＤＴ）＋β（但しαは負の値）、或いはＥＢＰ＝α（Ｖ_M）＋β（但しαは正の値）で表されるような関係式における係数α及びβを予め決定し、その関係式から、逐次検出される伝播速度速度情報に基づいて、推定血圧値ＥＢＰを求めて生体の血圧値を監視し、その推定血圧値ＥＢＰの異常時にはカフによる血圧測定を起動させる血圧監視装置が提案されている。
【０００３】
【発明が解決すべき課題】
ところで、上記生体の血圧値と脈波伝播速度情報との関係は、心筋の状態などの中枢側の事情の影響を受けて変化することから、異常判定の信頼性を高める目的で推定血圧値の異常を判定するための判断基準値を正常血圧値から充分に離れた値に設定する必要があるので、急激な血圧変動などに対しては血圧測定手段による血圧測定起動が遅れて、必ずしも血圧監視精度が充分に得られない場合があった。
【０００４】
本発明は以上のような事情を背景として為されたものであり、その目的とするところは、生体の動脈内を伝播する脈波の伝播速度情報に基づいて生体の血圧値を監視する血圧監視装置において、高い血圧監視精度が得られるようにすることにある。
【０００５】
【課題を解決するための手段】
本発明者は以上の事情を背景として種々検討を重ねた結果、血液循環動態の中枢側の情報として心拍数を用いて伝播速度情報と生体の血圧値との関係を修正すると、生体の血圧異常判定の信頼性を一層高め得ることを見いだした。本発明はこのような知見に基づいて為されたものである。
【０００６】
すなわち、本発明の要旨とするところは、生体の一部への圧迫圧力を変化させるカフを用いて生体の血圧値を測定する血圧測定手段と、その血圧測定手段による血圧測定値と生体の脈波伝播速度情報との間の予め設定された関係から実際の生体の脈波伝播情報に基づいて生体の推定血圧値を逐次決定する推定血圧値決定手段とを備える形式の血圧監視装置であって、（ａ）前記生体の心拍数を算出する心拍数算出手段と、（ｂ）その心拍数算出手段により算出された心拍数に基づいて前記血圧測定値と生体の脈波伝播速度情報との間の予め設定された関係を修正する関係修正手段と、（ｃ）前記生体の心拍周期を決定する心拍周期決定手段と、（ｄ）前記生体の末梢部の脈波を検出する末梢脈波検出手段と、（ｅ）その末梢脈波検出手段により検出された末梢部の脈波の面積を算出する脈波面積算出手段と、（ｆ）前記推定血圧値が予め設定された判断基準値を越え、且つ前記心拍周期および脈波面積が予め設定された判断基準値を越えたことに基づいて前記血圧測定手段による血圧測定を起動させる血圧測定起動手段とを、含むことにある。
【０００７】
【発明の効果】
このようにすれば、関係修正手段によって、心拍数算出手段により算出された心拍数に基づいて前記血圧測定値と生体の脈波伝播速度情報との間の予め設定された関係が修正される。このため、その関係から推定される推定血圧値の精度が高められるので、血圧監視の信頼性を高めることができる。また、推定血圧値決定手段により算出された推定血圧値が予め設定された判断基準値を越え、且つ前記心拍周期および脈波面積が予め設定された判断基準値を越えたことに基づいて、血圧測定起動手段により前記血圧測定手段による血圧測定が起動させられるので、単に、推定血圧値が異常であることに基づいて血圧測定手段による血圧測定を起動させる場合に比較して、判断基準値を正常値へ接近させることができ、急激な血圧変動に対しても遅れがなく、確実に血圧値の異常を判定でき、血圧監視の信頼性を一層高めることができる。
【０００８】
【発明の他の形態】
ここで、好適には、前記関係は、脈波伝播時間ＤＴと推定血圧値ＥＢＰとの間の関係（ＥＢＰ＝αＤＴ＋β）であり、前記関係修正手段は、前記心拍数ＨＲが大きくなるほど、その関係内の脈波伝播時間ＤＴの係数α（負の値）の絶対値を減少させることにより関係を修正するものである。また、前記関係は、脈波伝播速度Ｖ_Mと推定血圧値ＥＢＰとの間の関係（ＥＢＰ＝αＶ_M＋β）であり、前記関係修正手段は、前記心拍数ＨＲが大きくなるほど、その関係内の脈波伝播速度Ｖ_Mの係数α（正の値）を増加させることにより関係を修正するものである。このようにすれば、たとえば心拍数ＨＲが増加したときには、推定血圧値が増加する方向に関係が修正されるので、推定血圧値の精度および血圧監視の信頼性が高められる。
【００１０】
また、好適には、前記生体の脈波伝播情報を検出するための手段として、心電誘導波形の所定部位から末梢側で検出された圧脈波或いは容積脈波の所定部位までの時間差から、伝播時間或いは伝播速度を算出する脈波伝播情報算出手段が設けられる。このようにすれば、動脈上の２部位に圧脈波センサを設ける場合に比較して時間差が大きくなり、測定精度が高められる。
【００１１】
また、好適には、前記末梢部の脈波を検出する末梢脈波検出手段として、血液中のヘモグロビンにより反射される波長を含む光を表皮に向かって照射する発光素子と、そのヘモグロビンによる散乱を受けた散乱光を表皮から検出する受光素子とを含む光電脈波センサが備えられる。このようにすれば、１拍毎の血液容積の変化を示す光電脈波すなわち容積脈波が容易に検出される利点がある。
【００１２】
また、好適には、前記脈波面積算出手段は、上記光電脈波の面積を、その脈波の周期および振幅により正規化した正規化脈波を算出するものである。このようにすれば、経時変化や個人差が解消される利点がある。
【００１３】
また、好適には、前記推定血圧値決定手段により逐次算出された推定血圧値、前記心拍周期決定手段により逐次決定された心拍周期、前記脈波面積算出手段により逐次算出された末梢部の脈波面積を、それぞれ対比可能に共通の時間軸に沿ってトレンド表示する表示器が備えられる。このようにすれば、表示器に表示される推定血圧値、心拍周期、末梢部の脈波面積を、それぞれ対比して見ることにより、血圧測定起動手段による起動作動の根拠を確認することができるとともに、上記血圧測定手段による血圧測定が行われない期間において、生体の循環動態の様子を容易に監視することができる。
【００１４】
また、好適には、生体の表皮に貼着された電極を通して心電誘導波形を検出する心電誘導装置を備え、前記心拍周期決定手段は、その心電誘導波形の所定部位たとえばＲ波間の時間間隔を決定するものである。
【００１５】
【発明の好適な実施の形態】
以下、本発明の一実施例を図面に基づいて詳細に説明する。図１は、本発明が適用された血圧監視装置８の回路構成を説明するブロック線図である。
【００１６】
図１において、血圧監視装置８は、ゴム製袋を布製帯状袋内に有して、たとえば患者の上腕部１２に巻回されるカフ１０と、このカフ１０に配管２０を介してそれぞれ接続された圧力センサ１４、切換弁１６、および空気ポンプ１８とを備えている。この切換弁１６は、カフ１０内への圧力の供給を許容する圧力供給状態、カフ１０内を徐々に排圧する徐速排圧状態、およびカフ１０内を急速に排圧する急速排圧状態の３つの状態に切り換えられるように構成されている。
【００１７】
圧力センサ１４は、カフ１０内の圧力を検出して、その圧力を表す圧力信号ＳＰを静圧弁別回路２２および脈波弁別回路２４にそれぞれ供給する。静圧弁別回路２２はローパスフィルタを備え、圧力信号ＳＰに含まれる定常的な圧力すなわちカフ圧を表すカフ圧信号ＳＫを弁別してそのカフ圧信号ＳＫをＡ／Ｄ変換器２６を介して電子制御装置２８へ供給する。脈波弁別回路２４はバンドパスフィルタを備え、圧力信号ＳＰの振動成分である脈波信号ＳＭ₁ を周波数的に弁別してその脈波信号ＳＭ₁ をＡ／Ｄ変換器３０を介して電子制御装置２８へ供給する。この脈波信号ＳＭ₁ が表すカフ脈波は、患者の心拍に同期して図示しない上腕動脈から発生してカフ１０に伝達される圧力振動波である。
【００１８】
上記電子制御装置２８は、ＣＰＵ２９、ＲＯＭ３１、ＲＡＭ３３、および図示しないＩ／Ｏポート等を備えた所謂マイクロコンピュータにて構成されており、ＣＰＵ２９は、ＲＯＭ３１に予め記憶されたプログラムに従ってＲＡＭ３３の記憶機能を利用しつつ信号処理を実行することにより、Ｉ／Ｏポートから駆動信号を出力して切換弁１６および空気ポンプ１８を制御する。
【００１９】
心電誘導装置３４は、生体の所定の部位に貼り着けられる複数の電極３６を介して心筋の活動電位を示す心電誘導波、所謂心電図を連続的に検出するものであり、その心電誘導波を示す信号ＳＭ₂ を前記電子制御装置２８へ供給する。なお、この心電誘導装置３４は、心臓内の血液を大動脈へ向かって拍出開始する時期に対応する心電誘導波のうちのＱ波或いはＲ波を検出するためのものであることから、第１脈波検出装置として機能している。
【００２０】
パルスオキシメータ用光電脈波検出プローブ３８（以下、単にプローブという）は、毛細血管を含む末梢動脈へ伝播した脈波を検出する第２脈波検出装置或いは末梢脈波検出手段として機能するものであり、例えば、被測定者のたとえば指尖部などの生体皮膚すなわち体表面４０に図示しない装着バンド等により密着した状態で装着されている。プローブ３８は、一方向において開口する容器状のハウジング４２と、そのハウジング４２の底部内面の外周側に位置する部分に設けられ、ＬＥＤ等から成る複数の第１発光素子４４_aおよび第２発光素子４４_b（以下、特に区別しない場合は単に発光素子４４という）と、ハウジング４２の底部内面の中央部分に設けられ、フォトダイオードやフォトトランジスタ等から成る受光素子４６と、ハウジング４２内に一体的に設けられて発光素子４４及び受光素子４６を覆う透明な樹脂４８と、ハウジング４２内において発光素子４４と受光素子４６との間に設けられ、発光素子４４から前記体表面４０に向かって照射された光のその体表面４０から受光素子４６に向かう反射光を遮光する環状の遮蔽部材５０とを備えて構成されている。
【００２１】
上記第１発光素子４４_aは、例えば６６０ｎｍ程度の波長の赤色光を発光し、第２発光素子４４_bは、例えば８００ｎｍ程度の波長の赤外光を発光するものである。これら第１発光素子４４_a及び第２発光素子４４_bは、一定時間づつ順番に所定周波数で発光させられると共に、それら発光素子４４から前記体表面４０に向かって照射された光の体内の毛細血管が密集している部位からの反射光は共通の受光素子４６によりそれぞれ受光される。なお、発光素子４４の発光する光の波長は上記の値に限られず、第１発光素子４４_aは酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの吸光係数が大きく異なる波長の光を、第２発光素子４４_bはそれらの吸光係数が略同じとなる波長、すなわち酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとにより反射される波長の光をそれぞれ発光するものであればよい。
【００２２】
受光素子４６は、その受光量に対応した大きさの光電脈波信号ＳＭ₃ をローパスフィルタ５２を介して出力する。受光素子４６とローパスフィルタ５２との間には増幅器等が適宜設けられる。ローパスフィルタ５２は、入力された光電脈波信号ＳＭ₃ から脈波の周波数よりも高い周波数を有するノイズを除去し、そのノイズが除去された信号ＳＭ₃ をデマルチプレクサ５４に出力する。この光電脈波信号ＳＭ₃ が表す光電脈波は、患者の脈拍に同期して発生する容積脈波である。なお、この光電脈波は脈拍同期波に対応している。
【００２３】
デマルチプレクサ５４は、電子制御装置２８からの信号に従って第１発光素子４４_a及び第２発光素子４４_bの発光に同期して切り換えられることにより、赤色光による電気信号ＳＭ_Rをサンプルホールド回路５６及びＡ／Ｄ変換器５８を介して、赤外光による電気信号ＳＭ_IRをサンプルホールド回路６０及びＡ／Ｄ変換器６２を介して、それぞれ電子制御装置２８の図示しないＩ／Ｏポートに逐次供給する。サンプルホールド回路５６、６０は、入力された電気信号ＳＭ_R、ＳＭ_IRをＡ／Ｄ変換器５８、６２へ出力する際に、前回出力した電気信号ＳＭ_R、ＳＭ_IRについてのＡ／Ｄ変換器５８、６２における変換作動が終了するまでに、次に出力する電気信号ＳＭ_R、ＳＭ_IRをそれぞれ保持するためのものである。
【００２４】
電子制御装置２８のＣＰＵ２９は、ＲＡＭ３３の記憶機能を利用しつつＲＯＭ３１に予め記憶されたプログラムに従って測定動作を実行し、駆動回路６４に制御信号ＳＬＶを出力して発光素子４４_a、４４_bを順次所定の周波数で一定時間づつ発光させる一方、それら発光素子４４_a、４４_bの発光に同期して切換信号ＳＣを出力してデマルチプレクサ５４を切り換えることにより、前記電気信号ＳＭ_Rをサンプルホールド回路５６に、電気信号ＳＭ_IRをサンプルホールド回路６０にそれぞれ振り分ける。上記ＣＰＵ２９は、血中酸素飽和度を算出するために予め記憶された演算式から上記電気信号ＳＭ_R、ＳＭ_IRの振幅値に基づいて生体の血中酸素飽和度を算出する。なお、この酸素飽和度の決定方法としては、例えば、本出願人が先に出願して公開された特開平３−１５４４０号公報に記載された決定方法が利用される。
【００２５】
図２は、上記血圧監視装置８における電子制御装置２８の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図である。図２において、血圧測定手段７０は、カフ圧制御手段７２によってたとえば生体の上腕に巻回されたカフ１０の圧迫圧力が所定の目標圧力値Ｐ_CM（たとえば、１８０mmHg程度の圧力値）まで急速昇圧させた後に３mmHg/sec程度の速度で徐速降圧させられる徐速降圧期間内において、順次採取される脈波信号ＳＭ₁ が表す脈波の振幅の変化に基づきよく知られたオシロメトリック法を用いて最高血圧値ＢＰ_SYS、平均血圧値ＢＰ_MEAN、および最低血圧値ＢＰ_DIAなどを決定する。
【００２６】
脈波伝播情報算出手段７４は、図３に示すように心電誘導装置３４により逐次検出される心電誘導波の周期毎に発生する所定の部位たとえばＲ波から、プローブ３８により逐次検出される光電脈波の周期毎に発生する所定の部位たとえば立ち上がり点或いは下ピーク点までの時間差（脈波伝播時間）ＤＴ_RPを逐次算出する時間差算出手段を備え、その時間差算出手段により逐次算出される時間差ＤＴ_RPに基づいて、予め記憶される数式１から、被測定者の動脈内を伝播する脈波の伝播速度Ｖ_M（m/sec ）を逐次算出する。尚、数式１において、Ｌ（ｍ）は左心室から大動脈を経て前記プローブ３８が装着される部位までの距離であり、Ｔ_PEP（ｓec）は心電誘導波形のＲ波から光電脈波の下ピーク点までの前駆出期間である。これらの距離Ｌおよび前駆出期間Ｔ_PEPは定数であり、予め実験的に求められた値が用いられる。
【００２７】
【数１】
Ｖ_M＝Ｌ／（ＤＴ_RP−Ｔ_PEP）
【００２８】
対応関係決定手段７６は、血圧測定手段７０により測定された最高血圧値ＢＰ_SYSとそれぞれの血圧測定期間内における脈波伝播時間ＤＴ_RP或いは脈波伝播速度Ｖ_M、たとえばその期間内における脈波伝播時間ＤＴ_RP或いは伝播速度Ｖ_Mの平均値に基づいて、数式２或いは数式３で示される脈波伝播時間ＤＴ_RP或いは伝播速度Ｖ_Mと最高血圧値ＢＰ_SYSとの関係式における係数α及びβを、予め決定する。なお、上記最高血圧値ＢＰ_SYSに代えて、血圧測定手段７０により測定された平均血圧値ＢＰ_MEAN或いは最低血圧値ＢＰ_DIAと血圧測定期間内における脈波伝播時間ＤＴ_RP或いは伝播速度Ｖ_Mとの関係が求められてもよい。要するに、監視（推定）血圧値ＥＢＰを最高血圧値とするか、平均血圧値とするか、最低血圧値とするかによって選択される。
【００２９】
【数２】
ＥＢＰ＝α（ＤＴ_RP）＋β
（但し、αは負の定数、βは正の定数）
【００３０】
【数３】
ＥＢＰ＝α（Ｖ_M）＋β
（但し、αは正の定数、βは正の定数）
【００３１】
推定血圧値決定手段７８は、生体の血圧値とその生体の脈波伝播時間ＤＴ_RP或いは伝播速度Ｖ_Mとの間の上記対応関係（数式２および数式３）から、脈波伝播情報算出手段７４により逐次算出される生体の実際の脈波伝播時間ＤＴ_RP或いは伝播速度Ｖ_Mに基づいて推定血圧値ＥＢＰを逐次決定し、図４に示すように、その推定血圧値ＥＢＰを後述の心拍周期ＲＲおよび脈波面積ＶＲと共に表示器３２に共通の時間軸に沿って対比可能にトレンド表示させる。
【００３２】
心拍周期決定手段８２は、心電誘導装置３４により得られた心電波形の所定部位間の間隔たとえばＲ波間隔を計測することにより心拍周期ＲＲを決定する。また、脈波面積算出手段８４は、光電脈波検出プローブ３８により得られた光電脈波の面積Ｓをその１周期Ｗおよび振幅Ｌに基づいて正規化して算出し、正規化脈波面積ＶＲを算出する。すなわち、上記光電脈波は、図５に示すように、数ミリ或いは十数ミリ毎のサンプリング周期毎に入力される光電脈波の大きさを示す点の連なりにより構成されており、その１周期Ｗ内において光電脈波を積分（加算）することにより光電脈波の面積Ｓが求められた後、Ｓ／（Ｗ×Ｌ）なる演算が行われることにより正規化脈波面積ＶＲが算出される。この正規化脈波面積ＶＲは、その１周期Ｗと振幅Ｌとによって囲まれる矩形内における面積割合を示す無次元の値であり、％ＭＡＰとしても称される。
【００３３】
血圧測定起動手段８６は、推定血圧値決定手段７８により決定された推定血圧値ＥＢＰが予め設定された判断基準値を越えたこと、且つ上記心拍周期ＲＲおよび脈波面積ＶＲの少なくとも一方が予め設定された判断基準値を越えたことに基づいて前記血圧測定手段７０による血圧測定を起動させる。すなわち、血圧測定起動手段８６は、推定血圧値決定手段７８により決定された推定血圧値ＥＢＰが予め設定された判断基準値たとえば血圧測定手段７０による前回のカフによる血圧測定時を基準としてそれから所定値或いは所定割合以上変化したことを以て異常判定する推定血圧値異常判定手段８７、心拍周期決定手段８２により決定された心拍周期ＲＲが予め設定された判断基準値たとえば血圧測定手段７０による前回のカフによる血圧測定時を基準としてそれから所定値或いは所定割合以上変化したことを以て異常判定する心拍周期異常判定手段８８、脈波面積算出手段８４により算出された脈波面積ＶＲが予め設定された判断基準値たとえば血圧測定手段７０による前回のカフによる血圧測定時を基準としてそれから所定値或いは所定割合以上変化したことを以て異常判定する脈波面積異常判定手段８９を備え、上記推定血圧値異常判定手段８７により推定血圧値ＥＢＰの異常が判定され、且つ心拍周期異常判定手段８８により心拍周期ＲＲの異常が判定されるか或いは脈波面積異常判定手段８９により脈波面積ＶＲの異常が判定された場合に、前記血圧測定手段７０による血圧測定を起動させる。
【００３４】
心拍数算出手段９０は、生体の心拍数ＨＲ（１／min ）をたとえば所定の関係（ＨＲ＝６０／ＲＲ）から前記心拍周期ＲＲ（sec ）に基づいて算出する。関係修正手段９２は、前記対応関係決定手段７６において決定された関係、たとえば数式２または３の関係を、上記生体の心拍数ＨＲに基づいて修正する。たとえば、上記関係が、数式２に示すような、脈波伝播時間ＤＴ_RPと推定血圧値ＥＢＰとの間の関係（ＥＢＰ＝αＤＴ_RP＋β）である場合には、上記関係修正手段９２は、心拍数ＨＲが大きくなるほど、その関係内の脈波伝播時間ＤＴ_RPの係数α（負の値）の絶対値を減少させることにより数式２の関係を修正するものである。その脈波伝播時間ＤＴ_RPの係数αの絶対値が減少すると、図６に示すように数式２の関係を示す線の傾斜が緩くなって同じ脈波伝播時間ＤＴ_RPに対する推定血圧値ＥＢＰが大きくなることから、たとえば心拍数ＨＲが増加したときには、推定血圧値が増加する方向に関係が修正される。また、上記関係が数式３に示すような、脈波伝播速度Ｖ_Mと推定血圧値ＥＢＰとの間の関係（ＥＢＰ＝αＶ_M＋β）である場合には、上記関係修正手段９２は、前記心拍数ＨＲが大きくなるほど、その関係内の脈波伝播速度Ｖ_Mの係数α（正の値）を増加させることにより数式３の関係を修正するものである。その脈波伝播速度Ｖ_Mの係数αが増加すると、図７に示すように数式３の関係を示す線の傾斜が強くなって同じ脈波伝播速度Ｖ_Mに対する推定血圧値ＥＢＰが大きくなることから、たとえば心拍数ＨＲが増加したときには、推定血圧値が増加する方向に関係が修正される。
【００３５】
図８、図９、図１０は、上記血圧監視装置８の電子制御装置２８における制御作動の要部を説明するフローチャートである。図８は血圧監視制御作動を示す血圧監視制御ルーチンであり、図９は血圧測定起動判定ルーチンであり、図１０は、割り込み処理或いは時分割処理などによってそれら図８および図９とは独立的に実行される関係修正ルーチンである。
【００３６】
図８において、ステップＳＡ１（以下、ステップを省略する。）において図示しないフラグ、カウンタ、レジスタをクリアする初期処理が実行された後、脈波伝播情報算出手段７４に対応するＳＡ２では、カフ昇圧期間において、心電波形のＲ波からプローブ３８により逐次検出される光電脈波の立ち上がり点までの時間差すなわち伝播時間ＤＴ_RPが決定され、前記数式１からその伝播時間ＴＰに基づいて脈波伝播速度Ｖ_M（m/sec ）がカフ昇圧の直前において算出される。
【００３７】
次いで、前記カフ圧制御手段７２に対応するＳＡ３およびＳＡ４では、切換弁１６が圧力供給状態に切り換えられ且つ空気ポンプ１８が駆動されることにより、血圧測定のためにカフ１０の急速昇圧が開始されるとともに、カフ圧Ｐ_Cが１８０mmHg程度に予め設定された目標圧迫圧Ｐ_CM以上となったか否かが判断される。このＳＡ４の判断が否定された場合は、上記ＳＡ２以下が繰り返し実行されることによりカフ圧Ｐ_Cの上昇が継続される。
【００３８】
しかし、カフ圧Ｐ_Cの上昇により上記ＳＡ４の判断が肯定されると、前記血圧測定手段７０に対応するＳＡ５において、血圧測定アルゴリズムが実行される。すなわち、空気ポンプ１８を停止させ且つ切換弁１６を徐速排圧状態に切り換えてカフ１０内の圧力を予め定められた３mmHg/sec程度の緩やかな速度で下降させることにより、この徐速降圧過程で逐次得られる脈波信号ＳＭ₁ が表す脈波の振幅の変化に基づいて、良く知られたオシロメトリック方式の血圧値決定アルゴリズムに従って最高血圧値ＢＰ_SYS、平均血圧値ＢＰ_MEAN、および最低血圧値ＢＰ_DIAが測定されるとともに、脈波間隔に基づいて脈拍数などが決定されるのである。そして、その測定された血圧値および脈拍数などが表示器３２に表示されるとともに、切換弁１６が急速排圧状態に切り換えられてカフ１０内が急速に排圧される。
【００３９】
次に、前記対応関係決定手段７６に対応するＳＡ６では、ＳＡ２において求められた脈波伝播時間ＤＴ_RP或いは脈波伝播速度Ｖ_Mと、ＳＡ５において測定されたカフ１０による血圧値ＢＰ_SYS、ＢＰ_MEAN、またはＢＰ_DIAとの間の対応関係が求められる。すなわち、ＳＡ５において血圧値ＢＰ_SYS、ＢＰ_MEAN、およびＢＰ_DIAが測定されると、それら血圧値ＢＰ_SYS、ＢＰ_MEAN、またはＢＰ_DIAのうちの１つと、脈波伝播時間ＤＴ_RP或いは脈波伝播速度Ｖ_Mとに基づいて、脈波伝播時間ＤＴ_RP或いは脈波伝播速度Ｖ_Mと推定血圧値ＥＢＰとの間の対応関係（数式２或いは数式３）が決定されるのである。
【００４０】
上記のようにして脈波伝播情報血圧対応関係が決定されると、ＳＡ７において、心電波形のＲ波および光電脈波が入力されたか否かが判断される。このＳＡ７の判断が否定された場合はＳＡ７が繰り返し実行されるが、肯定された場合は、前記脈波伝播情報算出手段７４に対応するＳＡ８において、新たに入力された心電波形のＲ波および光電脈波についての脈波伝播時間ＤＴ_RPおよび脈波伝播速度Ｖ_MがＳＡ２と同様にして算出される。
【００４１】
そして、推定血圧値決定手段７８に対応するＳＡ９において、上記ＳＡ６において求められた伝播速度血圧対応関係から、上記ＳＡ８において求められた脈波伝播時間ＤＴ_RP或いは脈波伝播速度Ｖ_Mに基づいて、推定血圧値ＥＢＰ（最高血圧値、平均血圧値、或いは最低血圧値）が決定され、且つ一拍毎の推定血圧値ＥＢＰをトレンド表示させるために表示器３２に出力される。
【００４２】
次いで、前記血圧測定起動手段８６に対応するＳＡ１０では、たとえば図９に示す血圧測定起動判定ルーチンが実行されることにより、推定血圧値ＥＢＰが予め設定された判断基準値を越え、且つ前記心拍周期ＲＲおよび脈波面積ＶＲの少なくとも一方が予め設定された判断基準値を越えたことに基づいて前記血圧測定手段７０による血圧測定を起動させる。
【００４３】
図９において、前記心拍周期決定手段８２に対応するＳＡ１０１では、心電誘導装置３４により得られた心電誘導波形から心拍周期ＲＲが算出された後、前記心拍周期異常判定手段８８に対応するＳＡ１０２では、心拍周期ＲＲが異常であるか否かが、たとえば前回のカフによる血圧測定時を基準としてそれから所定値或いは所定割合（たとえば上下へ５％）以上変化した状態が所定の拍数たとえば２０拍以上連続して越えたことを以て判定される。このＳＡ１０２の判断が否定された場合はＳＡ１０４以下が直接的に実行されるが、肯定された場合は、ＳＡ１０３において上記心拍周期ＲＲの異常を示すためのＲＲフラグがオン状態とされる。
【００４４】
次いで、前記脈波面積算出手段８４に対応するＳＡ１０４では、光電脈波検出プローブ３８により得られた光電脈波から正規化脈波ＶＲが算出された後、ＳＡ１０５において、末梢部で検出された光電脈波が正常であるか否かが判断される。このＳＡ１０５は、光電脈波の形状が異常、たとえば基線の傾斜が所定以上であるもの、或いは校正が入ることによって脈波形状が途中でずれているものなどを除去するためのものである。上記ＳＡ１０５の判断が否定された場合はＳＡ１１０以下が実行されるが、肯定された場合には、ＳＡ１０６以下が実行される。
【００４５】
前記脈波面積異常判定手段８９に対応するＳＡ１０６では、ＳＡ１０４において算出された正規化脈波ＶＲが異常であるか否かが、たとえば前回のカフによる血圧測定時を基準としてそれから所定値或いは所定割合（たとえば上下へ３％）以上変化した状態が所定の拍数たとえば２０拍以上連続して越えたことを以て判定される。このＳＡ１０６の判断が否定された場合はＳＡ１０８以下が直接的に実行されるが、肯定された場合は、ＳＡ１０７において上記脈波面積ＶＲの異常を示すためのＶＲフラグがオン状態とされる。
【００４６】
次いで、前記推定血圧値異常判定手段８７に対応するＳＡ１０８では、ＳＡ９において決定された推定血圧値ＥＢＰが異常であるか否かが、たとえば前回のカフによる血圧測定時を基準としてそれから所定値或いは所定割合（たとえば上下へ３０％）以上変化した状態が所定の拍数たとえば２０拍以上連続して越えたことを以て判定される。このＳＡ１０８の判断が否定された場合はＳＡ１１０以下が直接的に実行されるが、肯定された場合は、ＳＡ１０９において上記推定血圧値ＥＢＰの異常を示すためのＥＢＰフラグがオン状態とされる。
【００４７】
そして、ＳＡ１１０では、ＥＢＰフラグがオン状態とされ且つＲＲフラグがオン状態とされているか否か、或いはＥＢＰフラグがオン状態とされ且つＶＲフラグがオン状態とされているか否かが判断される。このＳＡ１１０の判断が否定された場合はＳＡ１１が実行される。このＳＡ１１では、ＳＡ５においてカフ１０による血圧測定が行われてからの経過時間が予め設定された１５乃至２０分程度の設定周期すなわちキャリブレーション周期を経過したか否かが判断される。このＳＡ１１の判断が否定された場合には、前記ＳＡ７以下の血圧監視ルーチンが繰り返し実行され、推定血圧値ＥＢＰが１拍毎に連続的に決定され、且つその決定された推定血圧値ＥＢＰが表示器３２において時系列的にトレンド表示される。しかし、このＳＡ１１の判断が肯定された場合には、前記対応関係を再決定するために前記ＳＡ２以下のカフキャリブレーションルーチンが再び実行される。
【００４８】
しかし、上記ＳＡ１１０の判断が肯定された場合は、図８のＳＡ１２が実行されて推定血圧値の異常表示が表示器３２において行われた後、対応関係を再決定させるためにＳＡ２以下が再び実行されることにより、カフによる血圧測定が起動される。
【００４９】
図１０において、前記心拍数算出手段９０に対応するＳＢ１では、生体の心拍数ＨＲがたとえば前記心拍周期ＲＲに基づいて算出された後、前記関係修正手段９２に対応するＳＢ２乃至ＳＢ５が実行される。先ずＳＢ２では、心拍数ＨＲが予め設定された上限レベル値ＨＲ_ULを越えて増加したか否かが判断される。また、このＳＢ２の判断が否定された場合は、心拍数ＨＲが予め設定された下限レベル値ＨＲ_LLを下回って減少したか否かが判断される。上記上限レベル値ＨＲ_ULおよび下限レベル値ＨＲ_LLは、前回の血圧測定手段７０によってカフ１０により生体の血圧測定が行われ、それにより得られた血圧値とそのときの脈波伝播情報との間の関係が対応関係決定手段７６により決定されたときの心拍数ＨＲ好ましくはその１０拍平均値を基準としてたとえば上下２０％程度の値に設定されたものであり、推定血圧ＥＢＰの精度を維持するために数式２或いは数式３の関係の修正が必要となる値に予め実験的に設定されている。生体の血圧値ＢＰが変化したときには、脈波伝播情報（ＤＴ、Ｖ_M）に変化が現れないが、心拍数ＨＲに変化が現れるという現象があるのである。
【００５０】
上記ＳＢ２の判断が肯定された場合は、ＳＢ４において、対応関係が、数式２に示す、脈波伝播時間ＤＴ_RPと推定血圧値ＥＢＰとの間の関係（ＥＢＰ＝αＤＴ_RP＋β）である場合には、その関係内の脈波伝播時間ＤＴ_RPの係数α（負の値）の絶対値が減少させられる。たとえば係数αが−１．２から−０．８へ変更させられる。対応関係が、数式３に示す、脈波伝播速度Ｖ_Mと推定血圧値ＥＢＰとの間の関係（ＥＢＰ＝αＶ_M＋β）である場合には、その関係内の脈波伝播速度Ｖ_Mの係数α（正の値）が増加させられることにより修正される。たとえば係数αが０．８から１．２へ変更させられる。
【００５１】
上記ＳＢ３の判断が肯定された場合は、上記とは反対に、対応関係が、数式２に示す、脈波伝播時間ＤＴ_RPと推定血圧値ＥＢＰとの間の関係（ＥＢＰ＝αＤＴ_RP＋β）である場合には、その関係内の脈波伝播時間ＤＴ_RPの係数α（負の値）の絶対値が増加させられる。たとえば係数αが−０．８から−１．２へ変更させられる。対応関係が、数式３に示す、脈波伝播速度Ｖ_M と推定血圧値ＥＢＰとの間の関係（ＥＢＰ＝αＶ_M ＋β）である場合には、その関係内の脈波伝播速度Ｖ_M の係数α（正の値）が減少させられる。たとえば係数αが１．２から０．８へ変更させられる。
【００５２】
上述のように本実施例によれば、関係修正手段９２（ＳＢ２乃至ＳＢ５）によって、心拍数算出手段９０（ＳＢ１）により算出された心拍数ＨＲに基づいて前記推定血圧値ＥＢＰと生体の脈波伝播速度情報（ＤＴ或いはＶ_M）との間の予め設定された関係（数式２或いは数式３）が、心拍数ＨＲが増加するほど推定血圧値ＥＢＰが高くなるように修正されることから、その関係から推定される推定血圧値の精度が高められるので、血圧監視の信頼性を高めることができる。
【００５３】
すなわち、上記関係が、脈波伝播時間ＤＴと推定血圧値ＥＢＰとの間の関係（ＥＢＰ＝αＤＴ＋β）である場合には、上記関係修正手段９２は、心拍数ＨＲが大きくなるほど、その関係内の脈波伝播時間ＤＴの係数α（負の値）の絶対値を減少させることにより関係を修正する。また、上記関係が、脈波伝播速度Ｖ_Mと推定血圧値ＥＢＰとの間の関係（ＥＢＰ＝αＶ_M＋β）である場合には、上記関係修正手段９２は、心拍数ＨＲが大きくなるほど、その関係内の脈波伝播速度Ｖ_Mの係数α（正の値）を増加させることにより関係を修正するものである。要するに、関係修正手段９２は、心拍数ＨＲが増加するほど推定血圧値ＥＢＰが増加する方向に関係を修正するので、推定血圧値の精度および血圧監視の信頼性が高められる。
【００５４】
因みに、図１１は、生体の血圧値ＢＰ、推定血圧値ＥＢＰ、心拍数ＨＲのトレンドを示している。図１１のｔ_a時点以後では、生体の血圧値ＢＰからの推定血圧値ＥＢＰの乖離が認められるけれども、心拍数ＨＲは生体の血圧値ＢＰと共に上昇しているので、たとえばｔ_b時点で対応関係が修正されると、推定血圧ＥＢＰは、生体の血圧値ＢＰを少し上回る値に決定されるようになる。関係修正手段９２による係数αの修正はこのように設定されている。したがって、血圧異常の判定が安全側となり、血圧監視の信頼性が一層高められる。
【００５５】
また、本実施例によれば、推定血圧値決定手段７８（ＳＡ９）により決定された推定血圧値ＥＢＰが予め設定された判断基準値を越え、且つ前記心拍周期決定手段８２（ＳＡ１０１）および脈波面積算出手段８４（ＳＡ１０４）により決定された心拍周期ＲＲおよび脈波面積ＶＲの少なくとも一方が予め設定された判断基準値を越えたことに基づいて、血圧測定起動手段８６（ＳＡ１０１乃至ＳＡ１１０）により血圧測定手段７０による血圧測定が起動させられる。したがって、単に、推定血圧値が異常であることに基づいて血圧測定手段による血圧測定を起動させる場合に比較して、判断基準値を正常値へ接近させることができ、急激な血圧変動に対しても遅れがなく、確実に血圧値の異常を判定でき、血圧監視の信頼性を高めることができる。
【００５６】
また、本実施例によれば、前記脈波面積算出手段８４（ＳＡ１０４）は、上記光電脈波の面積Ｓを、その脈波の周期Ｗおよび振幅Ｌにより正規化した正規化脈波ＶＲを算出するものである。このようにすれば、経時変化や個人差が解消される利点がある。
【００５７】
また、本実施例によれば、推定血圧値決定手段７８（ＳＡ９）により逐次算出された推定血圧値ＥＢＰ、心拍周期決定手段８２により逐次決定された心拍周期ＲＲ、脈波面積算出手段８４により逐次算出された末梢部の脈波面積ＶＲを、それぞれ対比可能に共通の時間軸に沿ってトレンド表示する表示器３２が備えられるので、表示器３２に表示される推定血圧値ＥＢＰ、心拍周期ＲＲ、末梢部の脈波面積ＶＲを、それぞれ対比して見ることにより、血圧測定起動手段８６による起動作動の根拠を確認することができるとともに、上記血圧測定手段７０による血圧測定が行われない期間において、生体の循環動態の様子を容易に監視することができる。
【００５８】
以上、本発明の一実施例を図面に基づいて詳細に説明したが、本発明はその他の態様においても適用される。
【００５９】
たとえば、前述の実施例の血圧測定手段７０は、所謂オシロメトリック方式で血圧を測定するように構成されていたが、コロトコフ音の発生時および消滅時のカフ圧を最高血圧値および最低血圧値として決定する所謂Ｋ音方式により血圧測定するものであっても差し支えない。
【００６０】
また、前述の実施例では、末梢脈波検出手段として光電脈波検出プロープ３８が用いられていたが、たとえば指に装着された電極を介してインピーダンス変化を検出するインピーダンス脈波検出装置、撓骨動脈に押圧されてその内圧を検出する圧脈波検出装置などが用いられてもよい。要するに、生体末梢部の循環動態を反映した脈波であればよいのである。
【００６１】
また、前述の実施例では、心電誘導装置３４により検出された心電波形の所定部位と光電脈波検出プロープ３８により検出された光電脈波の所定部位との間の時間差に基づいて脈波伝播時間ＤＴ_RP或いは脈波伝播速度Ｖ_Mが求められていたが、頸動脈或いは上腕動脈に装着された第１の脈波検出装置と手首或いは指に装着された第２の脈波検出装置との間で脈波伝播時間ＤＴ_RP或いは脈波伝播速度Ｖ_Mが求められてもよい。
【００６２】
また、前述の実施例では、オキシメータ用の光電脈波検出プローブ３８が第２脈波検出装置として機能していたが、所定圧を保持したカフ１０からカフ脈波を検出するカフ脈波センサ、撓骨動脈を押圧して脈波を検出する形式の圧脈波センサ、腕や指先などのインピーダンスを電極を通して検出するインピーダンス脈波センサ、指先に装着されて光電脈波を検出する形式の透過型光電脈波センサなどの他の形式のものも用いられ得る。
【００６３】
また、前述の実施例において、脈波伝播速度Ｖ_MはＲ波から光電脈波の立ち上がり点までの時間差に基づいて算出されていたが、心電波形のＱ波から光電脈波の立ち上がり点までの時間差を用いるなどの他の算出方式が用いられる。
【００６４】
また、前述の実施例において、Ｒ波或いは光電脈波の１拍毎に血圧監視されていたが、２以上の拍数毎に血圧監視されるものであってもよい。
【００６５】
また、前述の実施例において、心拍周期ＲＲ（sec ）と心拍数ＨＲ（１／min ）とは１対１の対応関係（ＨＲ＝６０／ＲＲ）があるから、心拍周期ＲＲと単位時間当たりの心拍数ＨＲとはいずれが用いられてもよい。
【００６６】
また、前述の実施例において血圧測定起動手段８６が設けられなくてもよい。推定血圧値ＥＢＰが表示器３２にトレンド表示されることだけでも血圧監視できるからである。
【００６７】
なお、本発明はその主旨を逸脱しない範囲においてその他種々の変更が加えられ得るものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施例である血圧監視装置の回路構成を説明するブロック線図である。
【図２】図１の実施例における電子制御装置２８の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図である。
【図３】図１の実施例における電子制御装置２８の制御作動により求められる時間差ＤＴ_RPを例示する図である。
【図４】図１の実施例において求められた推定血圧値ＥＢＰ、心拍周期ＲＲ、および脈波面積ＶＲが表示器にトレンド表示された例を示す図である。
【図５】図１の実施例において、脈波面積ＶＲの正規化の方法を説明する図である。
【図６】推定血圧値ＥＢＰと脈波伝播時間ＤＴとの関係において、脈波伝播時間ＤＴの係数の変化を示す図である。
【図７】推定血圧値ＥＢＰと脈波伝播速度Ｖ_Mとの関係において、脈波伝播速度Ｖ_Mの係数の変化を示す図である。
【図８】図１の実施例における電子制御装置２８の制御作動の要部を説明するフローチャートであって、血圧監視ルーチンを示す図である。
【図９】図６のＳＡ１０における血圧測定起動判定ルーチンの作動を詳しく説明する図である。
【図１０】図１の実施例における電子制御装置２８の制御作動の要部を説明するフローチャートであって、関係修正ルーチンを示す図である。
【図１１】図１の実施例における電子制御装置２８の制御作動を説明するタイムチャートである。
【符号の説明】
１０：カフ
７０：血圧測定手段
７６：対応関係決定手段
７８：推定血圧値決定手段
９０：心拍数算出手段
９２：関係修正手段[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a blood pressure monitoring apparatus that monitors blood pressure of a living body based on pulse wave propagation velocity information of a pulse wave propagating in an artery of the living body.
[0002]
[Prior art]
As the pulse wave velocity information of the pulse wave propagating in the living artery, the propagation time DT or the propagation velocity V between two predetermined sites_M(M / s) is known, and it is known that such pulse wave velocity information has a substantially proportional relationship with the blood pressure value BP (mmHg) of the living body within a predetermined range. Therefore, from the blood pressure value BP of the living body measured in advance and the propagation velocity information, for example, EBP = α (DT) + β (where α is a negative value), or EBP = α (V_M) + Β (where α is a positive value), coefficients α and β in a relational expression are determined in advance, and the estimated blood pressure value EBP is calculated from the relational expression based on propagation velocity speed information detected sequentially. A blood pressure monitoring apparatus has been proposed that monitors the blood pressure value of a living body and activates cuff blood pressure measurement when the estimated blood pressure value EBP is abnormal.
[0003]
[Problems to be Solved by the Invention]
By the way, since the relationship between the blood pressure value of the living body and the pulse wave velocity information changes under the influence of central circumstances such as the state of the myocardium, the estimated blood pressure value Since it is necessary to set the judgment reference value for judging abnormality to a value sufficiently away from the normal blood pressure value, blood pressure measurement activation by the blood pressure measurement means is delayed for sudden blood pressure fluctuations, and blood pressure monitoring is not necessarily performed. In some cases, sufficient accuracy could not be obtained.
[0004]
The present invention has been made in the background as described above. The purpose of the present invention is to monitor blood pressure of a living body based on propagation speed information of a pulse wave propagating in a living artery. In the device, high blood pressure monitoring accuracy is to be obtained.
[0005]
[Means for Solving the Problems]
As a result of repeated studies on the background of the above circumstances, the present inventor has corrected the relationship between propagation speed information and blood pressure value of the living body using heart rate as information on the central side of blood circulation dynamics. We found that the reliability of the judgment could be further improved. The present invention has been made based on such findings.
[0006]
  That is, the gist of the present invention is that a blood pressure measurement unit that measures a blood pressure value of a living body using a cuff that changes compression pressure on a part of the living body, a blood pressure measurement value by the blood pressure measuring unit, and a pulse of the living body A blood pressure monitoring apparatus of a type including estimated blood pressure value determining means for sequentially determining an estimated blood pressure value of a living body based on pulse wave propagation information of an actual living body from a preset relationship with wave propagation velocity information. (A) heart rate calculating means for calculating the heart rate of the living body; and (b) between the blood pressure measurement value and the pulse wave propagation velocity information of the living body based on the heart rate calculated by the heart rate calculating means. A relationship correcting means for correcting the preset relationship;(C) a heartbeat cycle determining means for determining a heartbeat cycle of the living body; (d) a peripheral pulse wave detecting means for detecting a pulse wave at a peripheral portion of the living body; and (e) a detection by the peripheral pulse wave detecting means. A pulse wave area calculating means for calculating the area of the pulse wave in the peripheral part, and (f) the estimated blood pressure value exceeds a preset judgment reference value, and the heartbeat period and pulse wave area are preset. Blood pressure measurement starting means for starting blood pressure measurement by the blood pressure measuring means based on exceeding the criterion value;There is to include.
[0007]
【The invention's effect】
  In this way, the relationship correcting unit corrects the preset relationship between the blood pressure measurement value and the pulse wave velocity information of the living body based on the heart rate calculated by the heart rate calculating unit. For this reason, since the accuracy of the estimated blood pressure value estimated from the relationship is increased, the reliability of blood pressure monitoring can be improved.Further, based on the fact that the estimated blood pressure value calculated by the estimated blood pressure value determining means exceeds a preset judgment reference value and the heartbeat cycle and the pulse wave area exceed a preset judgment reference value, Since the blood pressure measurement by the blood pressure measurement means is activated by the measurement activation means, the judgment reference value is normal compared to the case where the blood pressure measurement by the blood pressure measurement means is simply activated based on the estimated blood pressure value being abnormal. It is possible to approach the value, there is no delay with respect to rapid blood pressure fluctuations, an abnormality in the blood pressure value can be reliably determined, and the reliability of blood pressure monitoring can be further enhanced.
[0008]
Other forms of the invention
Here, preferably, the relationship is a relationship (EBP = αDT + β) between the pulse wave propagation time DT and the estimated blood pressure value EBP, and the relationship correction means increases the heart rate HR as the relationship increases. The relationship is corrected by reducing the absolute value of the coefficient α (negative value) of the pulse wave propagation time DT. In addition, the relationship is as follows: pulse wave velocity V_MBetween the blood pressure and the estimated blood pressure value EBP (EBP = αV_M+ Β), and the relationship correction means increases the pulse rate V within the relationship as the heart rate HR increases._MThe relationship is corrected by increasing the coefficient α (positive value). In this way, for example, when the heart rate HR increases, the relationship is corrected in the direction in which the estimated blood pressure value increases, so the accuracy of the estimated blood pressure value and the reliability of blood pressure monitoring are improved.
[0010]
Further, preferably, as a means for detecting the pulse wave propagation information of the living body, from a time difference from a predetermined part of the electrocardiographic induction waveform to a predetermined part of the pressure pulse wave or volume pulse wave detected on the peripheral side, Pulse wave propagation information calculation means for calculating propagation time or propagation speed is provided. In this way, the time difference is increased compared with the case where pressure pulse wave sensors are provided at two sites on the artery, and the measurement accuracy is improved.
[0011]
Preferably, as the peripheral pulse wave detection means for detecting the peripheral pulse wave, a light emitting element that irradiates light having a wavelength reflected by hemoglobin in the blood toward the epidermis, and scattering by the hemoglobin. A photoelectric pulse wave sensor including a light receiving element for detecting the received scattered light from the skin is provided. In this way, there is an advantage that a photoelectric pulse wave showing a change in blood volume for each beat, that is, a volume pulse wave can be easily detected.
[0012]
Preferably, the pulse wave area calculating means calculates a normalized pulse wave obtained by normalizing the area of the photoelectric pulse wave with the period and amplitude of the pulse wave. In this way, there is an advantage that a change with time and individual differences are eliminated.
[0013]
Preferably, the estimated blood pressure value sequentially calculated by the estimated blood pressure value determining unit, the heart rate cycle sequentially determined by the heart rate cycle determining unit, and the peripheral pulse wave sequentially calculated by the pulse wave area calculating unit A display is provided for trend display of the areas along a common time axis so that they can be compared with each other. In this way, the basis of the activation operation by the blood pressure measurement activation means can be confirmed by comparing the estimated blood pressure value, the heartbeat cycle, and the peripheral pulse wave area displayed on the display. In addition, the state of the circulatory dynamics of the living body can be easily monitored during a period in which the blood pressure measurement by the blood pressure measurement means is not performed.
[0014]
Preferably, the apparatus further comprises an electrocardiographic induction device for detecting an electrocardiographic induction waveform through an electrode attached to the epidermis of the living body, wherein the heartbeat cycle determining means is a predetermined portion of the electrocardiographic induction waveform, for example, a time between R waves. The interval is determined.
[0015]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, an embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. FIG. 1 is a block diagram illustrating a circuit configuration of a blood pressure monitoring device 8 to which the present invention is applied.
[0016]
In FIG. 1, the blood pressure monitoring device 8 has a rubber bag in a cloth belt-like bag and is connected to a cuff 10 wound around a patient's upper arm 12 and a pipe 20 through the cuff 10, for example. A pressure sensor 14, a switching valve 16, and an air pump 18. The switching valve 16 has a pressure supply state that allows supply of pressure into the cuff 10, a slow discharge state that gradually discharges the inside of the cuff 10, and a quick discharge state that rapidly discharges the inside of the cuff 10. It is configured to be switched to one state.
[0017]
The pressure sensor 14 detects the pressure in the cuff 10 and supplies a pressure signal SP representing the pressure to the static pressure discrimination circuit 22 and the pulse wave discrimination circuit 24, respectively. The static pressure discriminating circuit 22 includes a low-pass filter, discriminates a cuff pressure signal SK representing a steady pressure, that is, a cuff pressure included in the pressure signal SP, and electronically controls the cuff pressure signal SK via an A / D converter 26. Supply to device 28. The pulse wave discrimination circuit 24 includes a band pass filter, and a pulse wave signal SM that is a vibration component of the pressure signal SP.₁ And the pulse wave signal SM₁ Is supplied to the electronic control unit 28 via the A / D converter 30. This pulse wave signal SM₁ The cuff pulse wave represented by is a pressure vibration wave generated from a brachial artery (not shown) and transmitted to the cuff 10 in synchronization with the heartbeat of the patient.
[0018]
The electronic control unit 28 includes a CPU 29, a ROM 31, a RAM 33, and a so-called microcomputer having an I / O port (not shown). The CPU 29 has a storage function of the RAM 33 according to a program stored in the ROM 31 in advance. By executing signal processing while using, a drive signal is output from the I / O port to control the switching valve 16 and the air pump 18.
[0019]
The electrocardiogram induction device 34 continuously detects an electrocardiogram-induced wave indicating an action potential of the myocardium, that is, a so-called electrocardiogram, via a plurality of electrodes 36 attached to a predetermined part of the living body. Signal SM indicating wave₂ Is supplied to the electronic control unit 28. Since this electrocardiographic induction device 34 is for detecting the Q wave or the R wave of the electrocardiographic induction wave corresponding to the time when the blood in the heart starts to be pumped toward the aorta, It functions as the first pulse wave detection device.
[0020]
The pulse oximeter photoelectric pulse wave detection probe 38 (hereinafter simply referred to as a probe) functions as a second pulse wave detection device or peripheral pulse wave detection means for detecting a pulse wave propagated to a peripheral artery including a capillary vessel. For example, it is mounted in a state of being in close contact with living skin of the measurement subject such as a fingertip, that is, on the body surface 40 with a mounting band (not shown). The probe 38 is provided in a container-shaped housing 42 that opens in one direction and a portion located on the outer peripheral side of the inner surface of the bottom of the housing 42, and a plurality of first light emitting elements 44 made of LEDs or the like._aAnd the second light emitting element 44._b(Hereinafter simply referred to as a light emitting element 44 unless otherwise specified), a light receiving element 46 provided in the center of the inner surface of the bottom of the housing 42, and a light receiving element 46 made of a photodiode, a phototransistor or the like, and the housing 42. A transparent resin 48 covering the light emitting element 44 and the light receiving element 46, and the light emitting element 44 and the light receiving element 46 in the housing 42 between the light emitting element 44 and the light receiving element 46. An annular shielding member 50 that shields reflected light from the body surface 40 toward the light receiving element 46 is provided.
[0021]
The first light emitting element 44_aEmits red light having a wavelength of about 660 nm, for example, and the second light emitting element 44._bEmits infrared light having a wavelength of about 800 nm, for example. These first light emitting elements 44_aAnd the second light emitting element 44._bThe light emitted from the light emitting elements 44 toward the body surface 40 is emitted from the light emitting element 44 toward the body surface 40, and the reflected light from the portion where the capillaries in the body are densely received. Each element 46 receives the light. Note that the wavelength of light emitted from the light emitting element 44 is not limited to the above value, and the first light emitting element 44._aThe light emitting element 44 emits light having a wavelength that is greatly different from that of oxygenated hemoglobin and reduced hemoglobin._bMay emit light having a wavelength at which their extinction coefficients are substantially the same, that is, light having a wavelength reflected by oxyhemoglobin and reduced hemoglobin.
[0022]
The light receiving element 46 has a photoelectric pulse wave signal SM having a magnitude corresponding to the amount of light received._Three Is output via the low-pass filter 52. An amplifier or the like is appropriately provided between the light receiving element 46 and the low pass filter 52. The low-pass filter 52 receives the input photoelectric pulse wave signal SM._Three From which the noise having a frequency higher than the frequency of the pulse wave is removed, and the signal SM from which the noise is removed_Three Is output to the demultiplexer 54. This photoelectric pulse wave signal SM_Three The photoelectric pulse wave represented by is a volume pulse wave generated in synchronization with the patient's pulse. This photoelectric pulse wave corresponds to a pulse synchronous wave.
[0023]
The demultiplexer 54 receives the first light emitting element 44 in accordance with a signal from the electronic control device 28._aAnd the second light emitting element 44._bIs switched in synchronism with the light emission of the electric signal SM by the red light_RThrough the sample and hold circuit 56 and the A / D converter 58, the electrical signal SM by infrared light._IRAre sequentially supplied to I / O ports (not shown) of the electronic control unit 28 via the sample hold circuit 60 and the A / D converter 62, respectively. The sample and hold circuits 56 and 60 are connected to the inputted electric signal SM_R, SM_IRIs output to the A / D converters 58 and 62, the electrical signal SM output last time_R, SM_IRUntil the conversion operation in the A / D converters 58 and 62 is completed, the electric signal SM to be output next_R, SM_IRIs for holding each.
[0024]
The CPU 29 of the electronic control unit 28 performs a measurement operation according to a program stored in advance in the ROM 31 while using the storage function of the RAM 33, outputs a control signal SLV to the drive circuit 64, and emits the light emitting element 44._a44_bAre sequentially emitted at a predetermined frequency for a certain period of time, while the light emitting elements 44_a44_bBy switching the demultiplexer 54 by outputting the switching signal SC in synchronization with the light emission of the electric signal SM,_RThe sample and hold circuit 56_IRAre allotted to the sample hold circuit 60. The CPU 29 calculates the electric signal SM from a previously stored arithmetic expression for calculating blood oxygen saturation._R, SM_IRThe blood oxygen saturation level of the living body is calculated based on the amplitude value. As a method for determining the oxygen saturation, for example, a determination method described in Japanese Patent Application Laid-Open No. 3-15440 published by the present applicant and published is used.
[0025]
FIG. 2 is a functional block diagram for explaining a main part of the control function of the electronic control device 28 in the blood pressure monitoring device 8. In FIG. 2, the blood pressure measurement means 70 is configured such that the compression pressure of the cuff 10 wound around the upper arm of the living body by the cuff pressure control means 72 is a predetermined target pressure value P._cmThe pulse wave signal SM sequentially collected during the slow pressure reduction period in which the pressure is rapidly increased to (for example, a pressure value of about 180 mmHg) and then gradually decreased at a speed of about 3 mmHg / sec.₁ Based on the change in the amplitude of the pulse wave represented by the maximal blood pressure value BP using a well-known oscillometric method_SYS, Mean blood pressure BP_MEAN, And diastolic blood pressure BP_DIAEtc.
[0026]
The pulse wave propagation information calculating means 74 is sequentially detected by a probe 38 from a predetermined portion, for example, an R wave, generated every period of the electrocardiographic induction wave sequentially detected by the electrocardiographic guidance device 34 as shown in FIG. Time difference (pulse wave propagation time) DT to a predetermined portion generated for each period of the photoelectric pulse wave, for example, a rising point or a lower peak point_RPTime difference calculation means for sequentially calculating the time difference DT sequentially calculated by the time difference calculation means_RPBased on the equation (1), the propagation velocity V of the pulse wave propagating in the artery of the measurement subject is calculated from Equation 1 stored beforehand._M(M / sec) is calculated sequentially. In Equation 1, L (m) is the distance from the left ventricle through the aorta to the site where the probe 38 is attached, and T_PEP(Sec) is a precursor emission period from the R wave of the electrocardiogram-induced waveform to the lower peak point of the photoelectric pulse wave. These distances L and precursor delivery periods T_PEPIs a constant, and a value experimentally obtained in advance is used.
[0027]
[Expression 1]
V_M= L / (DT_RP-T_PEP)
[0028]
Correspondence determining means 76 is the highest blood pressure value BP measured by blood pressure measuring means 70._SYSAnd pulse wave propagation time DT within each blood pressure measurement period_RPOr pulse wave velocity V_MFor example, pulse wave propagation time DT within the period_RPOr propagation velocity V_MBased on the average value of the pulse wave propagation time DT shown in Equation 2 or Equation 3_RPOr propagation velocity V_MAnd maximum blood pressure BP_SYSThe coefficients α and β in the relational expression are determined in advance. The maximum blood pressure value BP_SYSInstead of the mean blood pressure value BP measured by the blood pressure measuring means 70_MEANOr the minimum blood pressure BP_DIAAnd pulse wave propagation time DT within the blood pressure measurement period_RPOr propagation velocity V_MRelationship may be sought. In short, it is selected depending on whether the monitored (estimated) blood pressure value EBP is the maximum blood pressure value, the average blood pressure value, or the minimum blood pressure value.
[0029]
[Expression 2]
EBP = α (DT_RP) + Β
(Where α is a negative constant and β is a positive constant)
[0030]
[Equation 3]
EBP = α (V_M) + Β
(Where α is a positive constant and β is a positive constant)
[0031]
The estimated blood pressure value determining means 78 is a blood pressure value of the living body and a pulse wave propagation time DT of the living body._RPOr propagation velocity V_MThe actual pulse wave propagation time DT of the living body sequentially calculated by the pulse wave propagation information calculating means 74 from the above correspondence relationship (Formula 2 and Formula 3)_RPOr propagation velocity V_MAs shown in FIG. 4, the estimated blood pressure value EBP can be compared along the time axis common to the display unit 32 together with a heartbeat cycle RR and a pulse wave area VR, which will be described later. Display the trend.
[0032]
The cardiac cycle determining means 82 determines the cardiac cycle RR by measuring an interval between predetermined portions of the electrocardiographic waveform obtained by the electrocardiographic induction device 34, for example, an R wave interval. Further, the pulse wave area calculation means 84 normalizes and calculates the photoelectric pulse wave area S obtained by the photoelectric pulse wave detection probe 38 based on its one cycle W and amplitude L, and calculates the normalized pulse wave area VR. calculate. That is, as shown in FIG. 5, the photoelectric pulse wave is composed of a series of points indicating the magnitude of the photoelectric pulse wave inputted every sampling period of several millimeters or tens of millimeters. After the photoelectric pulse wave area S is obtained by integrating (adding) the photoelectric pulse wave in W, the normalized pulse wave area VR is calculated by performing an operation of S / (W × L). . The normalized pulse wave area VR is a dimensionless value indicating the area ratio in a rectangle surrounded by the one cycle W and the amplitude L, and is also referred to as% MAP.
[0033]
The blood pressure measurement starting means 86 has determined that the estimated blood pressure value EBP determined by the estimated blood pressure value determining means 78 has exceeded a preset judgment reference value, and at least one of the heartbeat period RR and the pulse wave area VR is preset. The blood pressure measurement by the blood pressure measurement means 70 is started based on exceeding the determined judgment reference value. That is, the blood pressure measurement starting unit 86 uses the pre-set reference value for the estimated blood pressure value EBP determined by the estimated blood pressure value determining unit 78, for example, the blood pressure measuring unit 70 as a reference when the blood pressure is measured by the previous cuff, and then a predetermined value. Alternatively, the estimated blood pressure value abnormality determining means 87 for determining abnormality by changing more than a predetermined ratio, the heartbeat period RR determined by the heartbeat period determining means 82 is a preset reference value, for example, the blood pressure due to the previous cuff by the blood pressure measuring means 70 The pulse wave area VR calculated by the heartbeat period abnormality determining means 88 and the pulse wave area calculating means 84 for determining abnormality based on a change at a predetermined value or a predetermined ratio from the measurement time as a reference is a predetermined determination reference value such as blood pressure. Based on the previous blood pressure measurement by the cuff by the measuring means 70, then a predetermined value or place A pulse wave area abnormality determining unit 89 for determining abnormality by changing the ratio or more; the estimated blood pressure value abnormality determining unit 87 determines abnormality of the estimated blood pressure value EBP; When the abnormality is determined or the abnormality of the pulse wave area VR is determined by the pulse wave area abnormality determining unit 89, the blood pressure measurement by the blood pressure measuring unit 70 is started.
[0034]
The heart rate calculation means 90 calculates the heart rate HR (1 / min) of the living body based on the heartbeat cycle RR (sec) from a predetermined relationship (HR = 60 / RR), for example. The relationship correcting unit 92 corrects the relationship determined by the correspondence determining unit 76, for example, the relationship of Equation 2 or 3, based on the heart rate HR of the living body. For example, the pulse wave propagation time DT as shown in Equation 2 is_RPAnd the estimated blood pressure value EBP (EBP = αDT_RP+ Β), the relationship correcting means 92 increases the pulse wave propagation time DT within the relationship as the heart rate HR increases._RPThe relationship of Formula 2 is corrected by decreasing the absolute value of the coefficient α (negative value) of the equation (2). Its pulse wave propagation time DT_RPAs the absolute value of the coefficient α decreases, as shown in FIG. 6, the slope of the line indicating the relationship of Equation 2 becomes loose, and the same pulse wave propagation time DT_RPSince the estimated blood pressure value EBP with respect to increases, for example, when the heart rate HR increases, the relationship is corrected in the direction in which the estimated blood pressure value increases. Further, the pulse wave velocity V such that the above relationship is expressed by Equation 3_MBetween the blood pressure and the estimated blood pressure value EBP (EBP = αV_M+ Β), the relationship correction means 92 increases the pulse wave velocity V within the relationship as the heart rate HR increases._MThe relationship of Equation 3 is corrected by increasing the coefficient α (positive value). Its pulse wave velocity V_MAs the coefficient α increases, the slope of the line representing the relationship of Equation 3 becomes stronger as shown in FIG._MSince the estimated blood pressure value EBP with respect to increases, for example, when the heart rate HR increases, the relationship is corrected in the direction in which the estimated blood pressure value increases.
[0035]
8, 9, and 10 are flowcharts for explaining a main part of the control operation in the electronic control device 28 of the blood pressure monitoring device 8. FIG. 8 is a blood pressure monitoring control routine showing the blood pressure monitoring control operation, FIG. 9 is a blood pressure measurement activation determining routine, and FIG. 10 is independent of FIGS. This is a relationship correction routine to be executed.
[0036]
In FIG. 8, after an initial process for clearing a flag, a counter, and a register (not shown) is executed in step SA <b> 1 (hereinafter, step is omitted), in SA <b> 2 corresponding to the pulse wave propagation information calculation unit 74, the cuff boosting period is , The time difference from the R wave of the electrocardiogram waveform to the rising point of the photoelectric pulse wave sequentially detected by the probe 38, that is, the propagation time DT_RPIs determined, and the pulse wave propagation velocity V is calculated based on the propagation time TP from Equation 1._M(M / sec) is calculated immediately before cuff pressurization.
[0037]
Next, in SA3 and SA4 corresponding to the cuff pressure control means 72, the switching valve 16 is switched to the pressure supply state and the air pump 18 is driven to start rapid pressure increase of the cuff 10 for blood pressure measurement. And cuff pressure P_CIs a target compression pressure P set in advance to about 180 mmHg_cmIt is determined whether or not the above has been reached. When the determination of SA4 is negative, the cuff pressure P is repetitively executed by repeatedly executing the above SA2 and subsequent steps._CWill continue to rise.
[0038]
However, cuff pressure P_CWhen the determination of SA4 is affirmed due to the increase in the blood pressure, the blood pressure measurement algorithm is executed in SA5 corresponding to the blood pressure measurement means 70. That is, by stopping the air pump 18 and switching the switching valve 16 to the slow exhaust pressure state, the pressure in the cuff 10 is lowered at a predetermined moderate speed of about 3 mmHg / sec. Pulse wave signal SM obtained sequentially₁ Based on the change in the amplitude of the pulse wave represented by, the maximum blood pressure value BP according to the well-known oscillometric blood pressure value determination algorithm_SYS, Mean blood pressure BP_MEAN, And diastolic blood pressure BP_DIAIs measured, and the pulse rate and the like are determined based on the pulse wave interval. Then, the measured blood pressure value and pulse rate are displayed on the display 32, and the switching valve 16 is switched to the rapid exhaust pressure state so that the inside of the cuff 10 is rapidly exhausted.
[0039]
Next, in SA6 corresponding to the correspondence determining means 76, the pulse wave propagation time DT obtained in SA2_RPOr pulse wave velocity V_MAnd the blood pressure value BP by the cuff 10 measured in SA5_SYS, BP_MEANOr BP_DIACorrespondence between and is required. That is, blood pressure value BP at SA5_SYS, BP_MEAN, And BP_DIAAre measured, these blood pressure values BP_SYS, BP_MEANOr BP_DIAAnd pulse wave propagation time DT_RPOr pulse wave velocity V_MBased on the above, the pulse wave propagation time DT_RPOr pulse wave velocity V_MAnd the corresponding blood pressure value (Equation 2 or Equation 3) is determined.
[0040]
When the pulse wave propagation information blood pressure correspondence is determined as described above, it is determined in SA7 whether or not the R wave and the photoelectric pulse wave of the electrocardiographic waveform are input. If the determination of SA7 is negative, SA7 is repeatedly executed. If the determination is positive, in SA8 corresponding to the pulse wave propagation information calculation means 74, the newly inputted R wave of the electrocardiographic waveform and Pulse wave propagation time DT for photoelectric pulse wave_RPAnd pulse wave velocity V_MIs calculated in the same manner as SA2.
[0041]
Then, in SA9 corresponding to the estimated blood pressure value determining means 78, the pulse wave propagation time DT obtained in SA8 is obtained from the propagation velocity blood pressure correspondence obtained in SA6._RPOr pulse wave velocity V_MThe estimated blood pressure value EBP (the highest blood pressure value, the average blood pressure value, or the lowest blood pressure value) is determined based on the above, and the estimated blood pressure value EBP for each beat is output to the display unit 32 for trend display.
[0042]
Next, in SA10 corresponding to the blood pressure measurement activation means 86, the blood pressure measurement activation determination routine shown in FIG. 9 is executed, for example, so that the estimated blood pressure value EBP exceeds a preset criterion value and the heartbeat cycle The blood pressure measurement by the blood pressure measuring means 70 is activated based on the fact that at least one of the RR and the pulse wave area VR exceeds a preset criterion value.
[0043]
In SA101 corresponding to the heartbeat period determining means 82 in FIG. 9, after the heartbeat period RR is calculated from the electrocardiographic induction waveform obtained by the electrocardiographic induction device 34, SA102 corresponding to the heartbeat period abnormality determining means 88 is obtained. Then, whether or not the heart rate cycle RR is abnormal is a state in which a predetermined value or a predetermined ratio (for example, 5% up and down) has changed from a time of blood pressure measurement by the previous cuff for a predetermined number of beats, for example, 20 beats Judgment is made by continuously exceeding the above. If the determination of SA102 is negative, SA104 and subsequent steps are directly executed. If the determination is positive, the RR flag for indicating an abnormality in the heartbeat cycle RR is turned on in SA103.
[0044]
Next, in SA104 corresponding to the pulse wave area calculation means 84, after the normalized pulse wave VR is calculated from the photoelectric pulse wave obtained by the photoelectric pulse wave detection probe 38, in SA105, the photoelectric wave detected in the peripheral portion is detected. It is determined whether the pulse wave is normal. This SA 105 is for removing the photoelectric pulse wave shape that is abnormal, for example, that the baseline slope is greater than or equal to a predetermined value, or that the pulse wave shape is shifted in the middle due to calibration. If the determination of SA105 is negative, SA110 and subsequent steps are executed. If the determination is positive, SA106 and lower steps are executed.
[0045]
In SA106 corresponding to the pulse wave area abnormality determining means 89, whether or not the normalized pulse wave VR calculated in SA104 is abnormal is determined based on, for example, a blood pressure measurement by the previous cuff and then a predetermined value or a predetermined ratio. It is determined that the state that has changed by more than (for example, 3% up and down) exceeds a predetermined number of beats, for example, 20 beats continuously. If the determination of SA106 is negative, SA108 and subsequent steps are directly executed. If the determination is positive, the VR flag for indicating an abnormality in the pulse wave area VR is turned on in SA107.
[0046]
Next, in SA108 corresponding to the estimated blood pressure value abnormality determining means 87, whether or not the estimated blood pressure value EBP determined in SA9 is abnormal is determined based on, for example, a previous blood pressure measurement by a cuff, or a predetermined value or a predetermined value. It is determined that a state where the ratio has changed more than 30% (for example, up and down) has continuously exceeded a predetermined number of beats, for example, 20 beats or more. If the determination of SA108 is negative, SA110 and subsequent steps are directly executed. If the determination is positive, the EBP flag for indicating an abnormality in the estimated blood pressure value EBP is turned on in SA109.
[0047]
In SA110, it is determined whether or not the EBP flag is turned on and the RR flag is turned on, or whether or not the EBP flag is turned on and the VR flag is turned on. If the determination at SA110 is negative, SA11 is executed. In SA11, it is determined whether or not a preset period of about 15 to 20 minutes, that is, a calibration period has elapsed since the blood pressure measurement by the cuff 10 was performed in SA5. If the determination at SA11 is negative, the blood pressure monitoring routine below SA7 is repeatedly executed, the estimated blood pressure value EBP is continuously determined for each beat, and the determined estimated blood pressure value EBP is displayed. The trend is displayed in time series in the device 32. However, if the determination at SA11 is affirmative, the cuff calibration routine below SA2 is executed again to re-determine the correspondence.
[0048]
However, if the determination at SA110 is affirmed, after SA12 of FIG. 8 is executed and an abnormal display of the estimated blood pressure value is performed on the display 32, SA2 and subsequent steps are executed again to re-determine the correspondence. By doing so, blood pressure measurement by the cuff is started.
[0049]
In FIG. 10, in SB1 corresponding to the heart rate calculating means 90, after the heart rate HR of the living body is calculated based on, for example, the heartbeat cycle RR, SB2 to SB5 corresponding to the relationship correcting means 92 are executed. . First, in SB2, the upper limit level value HR in which the heart rate HR is set in advance is set._ULIt is determined whether or not the increase has been exceeded. Further, when the determination of SB2 is negative, the lower limit level value HR in which the heart rate HR is preset._LLIt is determined whether or not the value has decreased below. Above upper limit level HR_ULAnd lower limit level value HR_LLThe blood pressure of the living body was measured by the cuff 10 by the previous blood pressure measuring means 70, and the relationship between the blood pressure value obtained thereby and the pulse wave propagation information at that time was determined by the correspondence determining means 76. The heart rate HR is preferably set to a value of, for example, about 20% on the basis of the average value of the 10 beats, and the relationship of Equation 2 or Equation 3 is corrected in order to maintain the accuracy of the estimated blood pressure EBP. The required value is set experimentally in advance. When the blood pressure value BP of the living body changes, the pulse wave propagation information (DT, V_M) Does not appear, but there is a phenomenon that a change appears in the heart rate HR.
[0050]
When the determination of SB2 is affirmed, in SB4, the correspondence relationship is the pulse wave propagation time DT shown in Formula 2._RPAnd the estimated blood pressure value EBP (EBP = αDT_RP+ Β), the pulse wave propagation time DT within the relationship_RPThe absolute value of the coefficient α (negative value) is reduced. For example, the coefficient α is changed from −1.2 to −0.8. Correspondence relationship is shown in Equation 3, pulse wave velocity V_MBetween the blood pressure and the estimated blood pressure value EBP (EBP = αV_M+ Β), the pulse wave velocity V within the relationship_MThis is corrected by increasing the coefficient α (positive value). For example, the coefficient α is changed from 0.8 to 1.2.
[0051]
  If the determination of SB3 is affirmed, the pulse wave propagation time DT, as shown in Formula 2, is opposite to the above._RPAnd the estimated blood pressure value EBP (EBP = αDT_RP+ Β), the pulse wave propagation time DT within the relationship_RPThe absolute value of the coefficient α (negative value) isIncreased.For example, the coefficient α is changed from −0.8 to −1.2. Correspondence relationship is shown in Equation 3, pulse wave velocity V_M Between the blood pressure and the estimated blood pressure value EBP (EBP = αV_M + Β), the pulse wave velocity V within the relationship_M The coefficient α (positive value) is reduced. For example, the coefficient α is changed from 1.2 to 0.8.
[0052]
As described above, according to the present embodiment, the estimated blood pressure value EBP and the pulse wave of the living body are calculated based on the heart rate HR calculated by the heart rate calculating unit 90 (SB1) by the relationship correcting unit 92 (SB2 to SB5). Propagation velocity information (DT or V_M) Is corrected so that the estimated blood pressure value EBP increases as the heart rate HR increases, so that the estimated blood pressure value estimated from the relationship Therefore, the reliability of blood pressure monitoring can be improved.
[0053]
That is, when the above relationship is the relationship between the pulse wave propagation time DT and the estimated blood pressure value EBP (EBP = αDT + β), the relationship correcting means 92 increases as the heart rate HR increases. The relationship is corrected by reducing the absolute value of the coefficient α (negative value) of the pulse wave propagation time DT. In addition, the above relationship is the pulse wave velocity V_MBetween the blood pressure and the estimated blood pressure value EBP (EBP = αV_M+ Β), the relationship correcting unit 92 increases the pulse wave velocity V within the relationship as the heart rate HR increases._MThe relationship is corrected by increasing the coefficient α (positive value). In short, since the relationship correcting unit 92 corrects the relationship in the direction in which the estimated blood pressure value EBP increases as the heart rate HR increases, the accuracy of the estimated blood pressure value and the reliability of blood pressure monitoring are improved.
[0054]
Incidentally, FIG. 11 shows trends in the blood pressure value BP, the estimated blood pressure value EBP, and the heart rate HR of the living body. T in FIG._aAfter the time point, although the deviation of the estimated blood pressure value EBP from the blood pressure value BP of the living body is recognized, the heart rate HR increases with the blood pressure value BP of the living body._bWhen the correspondence is corrected at the time, the estimated blood pressure EBP is determined to be slightly higher than the blood pressure value BP of the living body. The correction of the coefficient α by the relationship correcting means 92 is set in this way. Therefore, the determination of abnormal blood pressure is on the safe side, and the reliability of blood pressure monitoring is further enhanced.
[0055]
In addition, according to the present embodiment, the estimated blood pressure value EBP determined by the estimated blood pressure value determining means 78 (SA9) exceeds a preset judgment reference value, and the heartbeat cycle determining means 82 (SA101) and the pulse wave Based on the fact that at least one of the heartbeat cycle RR and the pulse wave area VR determined by the area calculating means 84 (SA104) exceeds a preset judgment reference value, the blood pressure measurement starting means 86 (SA101 to SA110) Blood pressure measurement by the measuring means 70 is activated. Therefore, compared with a case where blood pressure measurement by the blood pressure measurement means is simply activated based on the estimated blood pressure value being abnormal, the judgment reference value can be brought closer to a normal value, and rapid blood pressure fluctuations can be prevented. Therefore, it is possible to reliably determine an abnormality in the blood pressure value and improve the reliability of blood pressure monitoring.
[0056]
Further, according to the present embodiment, the pulse wave area calculating means 84 (SA104) calculates the normalized pulse wave VR obtained by normalizing the area S of the photoelectric pulse wave with the period W and the amplitude L of the pulse wave. To do. In this way, there is an advantage that a change with time and individual differences are eliminated.
[0057]
Further, according to the present embodiment, the estimated blood pressure value EBP sequentially calculated by the estimated blood pressure value determining means 78 (SA9), the heart rate cycle RR sequentially determined by the heart rate cycle determining means 82, and the pulse wave area calculating means 84 are sequentially determined. Since the display 32 displays a trend display of the calculated pulse wave area VR of the peripheral portion along a common time axis so as to be able to be compared, an estimated blood pressure value EBP, a heartbeat cycle RR, By comparing the peripheral pulse wave areas VR with each other, the basis of the activation operation by the blood pressure measurement activation unit 86 can be confirmed, and in the period when the blood pressure measurement by the blood pressure measurement unit 70 is not performed, It is possible to easily monitor the circulatory dynamics of the living body.
[0058]
As mentioned above, although one Example of this invention was described in detail based on drawing, this invention is applied also in another aspect.
[0059]
For example, the blood pressure measuring means 70 of the above-described embodiment is configured to measure the blood pressure by a so-called oscillometric method, but the cuff pressure at the time of occurrence and disappearance of the Korotkoff sound is set as the maximum blood pressure value and the minimum blood pressure value. The blood pressure may be measured by the so-called K sound method to be determined.
[0060]
Further, in the above-described embodiment, the photoelectric pulse wave detection probe 38 is used as the peripheral pulse wave detection means. However, for example, an impedance pulse wave detection device for detecting a change in impedance via an electrode attached to a finger, a flexure A pressure pulse wave detection device or the like that is pressed by an artery and detects its internal pressure may be used. In short, any pulse wave reflecting the circulatory dynamics in the peripheral part of the living body may be used.
[0061]
Further, in the above-described embodiment, the pulse wave is based on the time difference between the predetermined part of the electrocardiogram waveform detected by the electrocardiograph 34 and the predetermined part of the photoelectric pulse wave detected by the photoelectric pulse wave detection probe 38. Propagation time DT_RPOr pulse wave velocity V_MHowever, the pulse wave propagation time DT between the first pulse wave detection device attached to the carotid artery or the brachial artery and the second pulse wave detection device attached to the wrist or finger is required._RPOr pulse wave velocity V_MMay be required.
[0062]
In the above-described embodiment, the photoelectric pulse wave detection probe 38 for the oximeter functions as the second pulse wave detection device. However, the cuff pulse wave sensor detects the cuff pulse wave from the cuff 10 holding a predetermined pressure. A pressure pulse wave sensor that detects pulse waves by pressing the radial artery, an impedance pulse wave sensor that detects the impedance of arms and fingertips through electrodes, and a transmission that is attached to the fingertip and detects photoelectric pulse waves Other types such as type photoelectric pulse wave sensors can also be used.
[0063]
In the above-described embodiment, the pulse wave velocity V_MIs calculated based on the time difference from the R wave to the rising point of the photoelectric pulse wave, but other calculation methods such as using the time difference from the Q wave of the electrocardiographic waveform to the rising point of the photoelectric pulse wave are used.
[0064]
In the above-described embodiment, blood pressure is monitored every beat of R wave or photoelectric pulse wave. However, blood pressure may be monitored every two or more beats.
[0065]
In the above-described embodiment, the heartbeat cycle RR (sec) and the heart rate HR (1 / min) have a one-to-one correspondence (HR = 60 / RR). Any of the heart rate HR may be used.
[0066]
In the above-described embodiment, the blood pressure measurement starting unit 86 may not be provided. This is because blood pressure can be monitored only by displaying the estimated blood pressure value EBP on the display 32 as a trend.
[0067]
The present invention can be modified in various other ways without departing from the spirit of the present invention.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram illustrating a circuit configuration of a blood pressure monitoring apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a functional block diagram illustrating a main part of a control function of the electronic control unit 28 in the embodiment of FIG.
3 is a time difference DT determined by the control operation of the electronic control unit 28 in the embodiment of FIG._RPFIG.
4 is a diagram showing an example in which the estimated blood pressure value EBP, heartbeat cycle RR, and pulse wave area VR obtained in the embodiment of FIG. 1 are trend-displayed on the display.
5 is a diagram for explaining a method for normalizing a pulse wave area VR in the embodiment of FIG. 1; FIG.
FIG. 6 is a diagram showing a change in a coefficient of a pulse wave propagation time DT in the relationship between the estimated blood pressure value EBP and the pulse wave propagation time DT.
FIG. 7: Estimated blood pressure value EBP and pulse wave velocity V_MIn relation to the pulse wave velocity V_MIt is a figure which shows the change of the coefficient.
FIG. 8 is a flowchart for explaining a main part of the control operation of the electronic control unit 28 in the embodiment of FIG. 1, and is a diagram showing a blood pressure monitoring routine.
FIG. 9 is a diagram for explaining in detail the operation of a blood pressure measurement activation determination routine in SA10 of FIG.
FIG. 10 is a flowchart for explaining a main part of the control operation of the electronic control unit 28 in the embodiment of FIG. 1, and is a diagram showing a relationship correction routine.
FIG. 11 is a time chart for explaining the control operation of the electronic control unit 28 in the embodiment of FIG. 1;
[Explanation of symbols]
10: Cuff
70: Blood pressure measurement means
76: Correspondence determination means
78: Estimated blood pressure value determining means
90: Heart rate calculation means
92: Relationship correction means

Claims

Blood pressure measuring means for measuring the blood pressure value of the living body using a cuff that changes the compression pressure on a part of the living body, and presetting between the blood pressure measured value by the blood pressure measuring means and the pulse wave velocity information of the living body A blood pressure monitoring apparatus of a type including estimated blood pressure value determining means for sequentially determining the estimated blood pressure value of the living body based on the pulse wave propagation information of the actual living body based on the established relationship,
Heart rate calculating means for sequentially calculating the heart rate of the living body;
Relationship correcting means for correcting a preset relationship between the blood pressure measurement value and the pulse wave propagation velocity information of the living body based on the heart rate calculated by the heart rate calculating means ;
A heartbeat cycle determining means for determining a heartbeat cycle of the living body;
Peripheral pulse wave detecting means for detecting a pulse wave in the peripheral part of the living body;
Pulse wave area calculating means for calculating the area of the peripheral pulse wave detected by the peripheral pulse wave detecting means;
Blood pressure measurement that activates blood pressure measurement by the blood pressure measurement means based on the estimated blood pressure value exceeding a preset judgment reference value and the heartbeat period and pulse wave area exceeding a preset judgment reference value A blood pressure monitoring apparatus comprising an activation means .