JP2958503B2 - 非観血血圧測定装置 - Google Patents
非観血血圧測定装置Info
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、被験者の血圧値を容積
振動法を用いて非観血的に測定するための非観血血圧測
定装置に関し、特に同時に測定される酸素飽和度のばら
つきの程度に基づいて、振動などに起因した血圧値の測
定誤差を補正できるように改良した血圧測定装置に関す
る。
振動法を用いて非観血的に測定するための非観血血圧測
定装置に関し、特に同時に測定される酸素飽和度のばら
つきの程度に基づいて、振動などに起因した血圧値の測
定誤差を補正できるように改良した血圧測定装置に関す
る。
【０００２】
【従来の技術】従来、被験者の血圧値を非観血的に測定
する方法としては、たとえば光電容積振動法が知られて
いる。この光電容積振動法では、指に巻いたカフの圧を
昇圧または減圧させていったときに、血圧によって起こ
る微弱な振動の変化すなわち血管の容積変化を、発光素
子からの透過光を受ける受光素子で検出し、この受光素
子から出力される受光信号の交流成分である光電容積脈
波信号の振幅とカフ圧とから血圧値を測定するものであ
る。図７には、カフ圧を直線的に上昇していったときに
得られる光電容積脈波とカフ圧との関係が示されてお
り、容積振動法では容積脈波が最大振幅値Ｌに到達した
ときのカフ圧から平均血圧値Ｐｍを求めることができ、
カフ圧をさらに上昇して最大振幅値Ｌのたとえば２０％
に達したときのカフ圧を最大血圧値Ｐｓとして測定する
ことができる。また、最小血圧値Ｐｄはカフ圧を０ｍｍ
Ｈｇから上昇していく過程で観測される容積脈波の包絡
線の変曲点Ｍにおけるカフ圧から求めることができる。
このような光電容積振動法を用いた血圧測定の詳細につ
いては、臨床モニター研究会が刊行する「臨床モニター
Ｖｏｌ１３ Ｎｏ１ １９９０年」に記載されてい
る。また、特開平２−３０５５５５号の公報には、容積
振動法による血圧測定と酸素飽和度の測定を同時に行な
えるようにした装置が提案されている。
する方法としては、たとえば光電容積振動法が知られて
いる。この光電容積振動法では、指に巻いたカフの圧を
昇圧または減圧させていったときに、血圧によって起こ
る微弱な振動の変化すなわち血管の容積変化を、発光素
子からの透過光を受ける受光素子で検出し、この受光素
子から出力される受光信号の交流成分である光電容積脈
波信号の振幅とカフ圧とから血圧値を測定するものであ
る。図７には、カフ圧を直線的に上昇していったときに
得られる光電容積脈波とカフ圧との関係が示されてお
り、容積振動法では容積脈波が最大振幅値Ｌに到達した
ときのカフ圧から平均血圧値Ｐｍを求めることができ、
カフ圧をさらに上昇して最大振幅値Ｌのたとえば２０％
に達したときのカフ圧を最大血圧値Ｐｓとして測定する
ことができる。また、最小血圧値Ｐｄはカフ圧を０ｍｍ
Ｈｇから上昇していく過程で観測される容積脈波の包絡
線の変曲点Ｍにおけるカフ圧から求めることができる。
このような光電容積振動法を用いた血圧測定の詳細につ
いては、臨床モニター研究会が刊行する「臨床モニター
Ｖｏｌ１３ Ｎｏ１ １９９０年」に記載されてい
る。また、特開平２−３０５５５５号の公報には、容積
振動法による血圧測定と酸素飽和度の測定を同時に行な
えるようにした装置が提案されている。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】上述したように容積振
動法による従来の血圧測定装置では、光電容積脈波を検
出して血圧値を測定するものであるから、救急車に被験
者が載せられているときのように外部から振動の混入が
ある場合や、体動などに起因したノイズの混入がある場
合に、測定誤差の発生を避けることができなかった。
動法による従来の血圧測定装置では、光電容積脈波を検
出して血圧値を測定するものであるから、救急車に被験
者が載せられているときのように外部から振動の混入が
ある場合や、体動などに起因したノイズの混入がある場
合に、測定誤差の発生を避けることができなかった。
【０００４】本発明は、このような従来の技術が有する
課題を解決するために提案されたものであり、振動や体
動などによるノイズが混入しても誤差を抑えて血圧値を
測定できる非観血血圧測定装置を提供することを目的と
する。
課題を解決するために提案されたものであり、振動や体
動などによるノイズが混入しても誤差を抑えて血圧値を
測定できる非観血血圧測定装置を提供することを目的と
する。
【０００５】
【課題を解決するための手段】この目的を達成するため
に本発明による非観血血圧測定装置は、被験者の身体の
一部に装着されるカフと、このカフによって被験者の身
体に対して加圧されるカフ圧を検出する圧検出器と、入
力される昇圧制御信号によってカフを加圧するか、減圧
制御信号の入力によってカフ圧を降下させる加圧手段
と、上記カフによる身体の加圧部分に赤色光と赤外光の
異なる２波長の光を照射する発光部と、この発光部から
身体に入射された光の透過光量または反射光量を検出す
る受光部と、この受光部から得られる各波長の受光信号
中の直流成分と脈波成分を分離する信号成分分離手段
と、この信号成分分離手段から得られる各波長の直流成
分と脈波成分から２波長についての動脈血流による吸光
度の脈動成分の比を算出し、この吸光度の比から酸素飽
和度を算出する酸素飽和度演算手段と、この酸素飽和度
演算手段で求められる、上記カフによる加圧前の被験者
の酸素飽和度の値を平均し、この平均値から許容ばらつ
き範囲を算出する許容ばらつき範囲算出手段と、許容ば
らつき範囲を求めたあとに、上記圧検出器からの検出出
力を受けながら昇圧制御信号を上記加圧手段に出力する
か、一度昇圧したカフ圧を降下させる減圧制御信号を上
記加圧手段に出力するカフ圧制御手段と、このカフ圧制
御手段によってカフ圧が昇圧されていく測定過程、また
は減圧されていく測定過程において求められた酸素飽和
度の値が、上記許容ばらつき範囲内にあるか否かを判定
する判定手段と、上記測定過程において上記信号成分分
離手段によって得られる脈波信号の中から、この判定手
段による判定結果に基づいて有効脈波を選び出し、この
有効脈波信号の振幅値と上記圧検出器から得られるカフ
圧の値とから被験者の血圧値を容積振動法により算出す
る血圧値測定手段とを有している。
に本発明による非観血血圧測定装置は、被験者の身体の
一部に装着されるカフと、このカフによって被験者の身
体に対して加圧されるカフ圧を検出する圧検出器と、入
力される昇圧制御信号によってカフを加圧するか、減圧
制御信号の入力によってカフ圧を降下させる加圧手段
と、上記カフによる身体の加圧部分に赤色光と赤外光の
異なる２波長の光を照射する発光部と、この発光部から
身体に入射された光の透過光量または反射光量を検出す
る受光部と、この受光部から得られる各波長の受光信号
中の直流成分と脈波成分を分離する信号成分分離手段
と、この信号成分分離手段から得られる各波長の直流成
分と脈波成分から２波長についての動脈血流による吸光
度の脈動成分の比を算出し、この吸光度の比から酸素飽
和度を算出する酸素飽和度演算手段と、この酸素飽和度
演算手段で求められる、上記カフによる加圧前の被験者
の酸素飽和度の値を平均し、この平均値から許容ばらつ
き範囲を算出する許容ばらつき範囲算出手段と、許容ば
らつき範囲を求めたあとに、上記圧検出器からの検出出
力を受けながら昇圧制御信号を上記加圧手段に出力する
か、一度昇圧したカフ圧を降下させる減圧制御信号を上
記加圧手段に出力するカフ圧制御手段と、このカフ圧制
御手段によってカフ圧が昇圧されていく測定過程、また
は減圧されていく測定過程において求められた酸素飽和
度の値が、上記許容ばらつき範囲内にあるか否かを判定
する判定手段と、上記測定過程において上記信号成分分
離手段によって得られる脈波信号の中から、この判定手
段による判定結果に基づいて有効脈波を選び出し、この
有効脈波信号の振幅値と上記圧検出器から得られるカフ
圧の値とから被験者の血圧値を容積振動法により算出す
る血圧値測定手段とを有している。
【０００６】つぎに、本発明の基本的な考え方を説明す
る。カフ４を被験者の身体の一部、たとえば手指に巻き
付けて測定を行なう場合、発光部５と受光部６Ａ（図１
参照）で挟み込まれる生体組織７は、図３（ａ）に示す
ように模式化される。ここで、７ａは血液を含まない組
織部分であり、７ｂは脈動する動脈血、７ｃは静脈血で
ある。この生体組織７に、発光部５から赤色光と赤外光
の異なる２波長λ１，λ２の光を時分割に照射すると、
受光部６Ａからは図３（ｃ），（ｄ）に示すような各波
長λ１，λ２の透過光出力が得られる。これら各波長の
透過光の光強度は、それぞれ直流成分Ｉ1DC ，Ｉ2DC に
脈波成分（交流成分）ΔＩ1 ，ΔＩ2 が重畳したものと
して検出され、赤色光の波長λ１の吸光度の脈動成分Δ
Ａ１と赤外光の波長λ２の吸光度の脈動成分ΔＡ２は、
次式により算出される。 ΔＡ１＝ΔＩ1 ／Ｉ1DC ΔＡ２＝ΔＩ2 ／Ｉ2DC ２波長λ１，λ２の吸光度の脈動成分の比Фは、これら
ΔＡ１，ΔＡ２を用いて次式により与えられる。 Ф＝ΔＡ１／ΔＡ２ 酸素飽和度Ｓは、この吸光度の比Фの関数ｆとして算出
することができる。 Ｓ＝ｆ（Ф）
る。カフ４を被験者の身体の一部、たとえば手指に巻き
付けて測定を行なう場合、発光部５と受光部６Ａ（図１
参照）で挟み込まれる生体組織７は、図３（ａ）に示す
ように模式化される。ここで、７ａは血液を含まない組
織部分であり、７ｂは脈動する動脈血、７ｃは静脈血で
ある。この生体組織７に、発光部５から赤色光と赤外光
の異なる２波長λ１，λ２の光を時分割に照射すると、
受光部６Ａからは図３（ｃ），（ｄ）に示すような各波
長λ１，λ２の透過光出力が得られる。これら各波長の
透過光の光強度は、それぞれ直流成分Ｉ1DC ，Ｉ2DC に
脈波成分（交流成分）ΔＩ1 ，ΔＩ2 が重畳したものと
して検出され、赤色光の波長λ１の吸光度の脈動成分Δ
Ａ１と赤外光の波長λ２の吸光度の脈動成分ΔＡ２は、
次式により算出される。 ΔＡ１＝ΔＩ1 ／Ｉ1DC ΔＡ２＝ΔＩ2 ／Ｉ2DC ２波長λ１，λ２の吸光度の脈動成分の比Фは、これら
ΔＡ１，ΔＡ２を用いて次式により与えられる。 Ф＝ΔＡ１／ΔＡ２ 酸素飽和度Ｓは、この吸光度の比Фの関数ｆとして算出
することができる。 Ｓ＝ｆ（Ф）
【０００７】セントラル・プロセッシング・ユニット
（以下、ＣＰＵ１という）によって構成される酸素飽和
度演算手段では、第１の測定領域であるカフ圧が加えら
れる前、すなわちカフ圧が０ｍｍＨｇのときの酸素飽和
度Ｓがまず測定される。このとき被験者に振動や体動に
よるノイズが混入すると、受光部からは図４（ａ），
（ｂ）に示すようなノイズ成分Ｎを含んだ透過光出力が
検出される。したがって、このノイズ成分混入時に測定
された酸素飽和度Ｓの測定値は図４（ｃ）中に×印で示
すように安静時に測定された値（○印で示す）に比べて
ばらつく。ＣＰＵ１により構成される許容ばらつき範囲
算出手段では、この第１の測定領域で測定されたばらつ
きを持つ酸素飽和度Ｓの平均値Ｋを求め、この平均値Ｋ
に対して適当な定数Ａで決められる許容度（±Ａ％）を
乗算することで、許容ばらつき範囲δを算出する。ここ
で、許容度は被験者が受ける振動（被験者が救急車に載
せられていれば救急車から受ける振動）など、被験者が
置かれている測定環境によって予め決められる値であ
り、ＣＰＵ１には任意に設定されるこの許容度の値を外
部から入力できる。
（以下、ＣＰＵ１という）によって構成される酸素飽和
度演算手段では、第１の測定領域であるカフ圧が加えら
れる前、すなわちカフ圧が０ｍｍＨｇのときの酸素飽和
度Ｓがまず測定される。このとき被験者に振動や体動に
よるノイズが混入すると、受光部からは図４（ａ），
（ｂ）に示すようなノイズ成分Ｎを含んだ透過光出力が
検出される。したがって、このノイズ成分混入時に測定
された酸素飽和度Ｓの測定値は図４（ｃ）中に×印で示
すように安静時に測定された値（○印で示す）に比べて
ばらつく。ＣＰＵ１により構成される許容ばらつき範囲
算出手段では、この第１の測定領域で測定されたばらつ
きを持つ酸素飽和度Ｓの平均値Ｋを求め、この平均値Ｋ
に対して適当な定数Ａで決められる許容度（±Ａ％）を
乗算することで、許容ばらつき範囲δを算出する。ここ
で、許容度は被験者が受ける振動（被験者が救急車に載
せられていれば救急車から受ける振動）など、被験者が
置かれている測定環境によって予め決められる値であ
り、ＣＰＵ１には任意に設定されるこの許容度の値を外
部から入力できる。
【０００８】続いて、ＣＰＵ１により構成されるカフ圧
制御手段の制御を受ける加圧手段により図３（ｂ）に示
すようにカフ圧が直線的に上昇されると、カフ４によっ
て被験者の手指が徐々に締め付けられることで、減光要
素となる動脈血７ｂと静脈血７ｃが徐々に排除され（図
３（ａ）参照）、受光部６Ａで検出される透過光の光強
度は徐々に強まっていく。この領域を第２の測定領域と
する。さらにカフ圧を上昇し、カフ圧が動脈圧以上にな
ると、血液が全て排除されて組織部分７ａだけとなるの
で、受光出力の光強度の変化は非常に小さくなる。この
領域を第３の測定領域とする。この第２および第３の測
定領域における酸素飽和度Ｓが酸素飽和度演算手段で毎
拍測定されると、ＣＰＵ１により構成される判定手段で
は、測定結果が許容ばらつき範囲δ内にあるか否かが判
定される。実際には、測定された酸素飽和度Ｓの値と平
均値Ｋとの差が算出され、この算出結果が許容ばらつき
範囲δ内にあるかどうかが認識される。なお、平均値Ｋ
に許容ばらつき範囲δを加えたものを許容ばらつき範囲
δ´とし、実測された酸素飽和度Ｓがこの許容ばらつき
範囲δ´内にあるか否かを判定してもよい。
制御手段の制御を受ける加圧手段により図３（ｂ）に示
すようにカフ圧が直線的に上昇されると、カフ４によっ
て被験者の手指が徐々に締め付けられることで、減光要
素となる動脈血７ｂと静脈血７ｃが徐々に排除され（図
３（ａ）参照）、受光部６Ａで検出される透過光の光強
度は徐々に強まっていく。この領域を第２の測定領域と
する。さらにカフ圧を上昇し、カフ圧が動脈圧以上にな
ると、血液が全て排除されて組織部分７ａだけとなるの
で、受光出力の光強度の変化は非常に小さくなる。この
領域を第３の測定領域とする。この第２および第３の測
定領域における酸素飽和度Ｓが酸素飽和度演算手段で毎
拍測定されると、ＣＰＵ１により構成される判定手段で
は、測定結果が許容ばらつき範囲δ内にあるか否かが判
定される。実際には、測定された酸素飽和度Ｓの値と平
均値Ｋとの差が算出され、この算出結果が許容ばらつき
範囲δ内にあるかどうかが認識される。なお、平均値Ｋ
に許容ばらつき範囲δを加えたものを許容ばらつき範囲
δ´とし、実測された酸素飽和度Ｓがこの許容ばらつき
範囲δ´内にあるか否かを判定してもよい。
【０００９】一方、信号成分分離手段では、この第２お
よび第３の測定領域において少なくとも一方の波長の受
光信号から光電容積脈波を分離する。ＣＰＵにより構成
される血圧値測定手段では、この光電容積脈波の振幅値
を測定し、判定手段において酸素飽和度Ｓの測定結果が
許容ばらつき範囲δ内にあると判定された場合に、有効
波形のこの光電容積脈波の振幅値とカフ圧値とから被験
者の平均血圧値Ｐｍ、最高血圧値Ｐｓおよび最低血圧値
Ｐｄを測定する。酸素飽和度Ｓの測定結果が許容ばらつ
き範囲δから逸脱していると判定された場合には、その
時点で分離された光電容積脈波を無効とする処理を行な
い、この光電容積脈波を用いた血圧値の算出は行なわな
い。このような処理手順を踏んで、容積振動法による血
圧測定を行なうことにより、被験者が第２の測定領域に
おいて大きな振動などを受けた場合における測定結果
や、脈波は検出されないにもかかわらず脈波と誤認識さ
れる振動などによる外来ノイズの交流成分が検出される
第３の測定領域での測定結果を無効とすることができ、
より信頼性の高い測定が可能となる。
よび第３の測定領域において少なくとも一方の波長の受
光信号から光電容積脈波を分離する。ＣＰＵにより構成
される血圧値測定手段では、この光電容積脈波の振幅値
を測定し、判定手段において酸素飽和度Ｓの測定結果が
許容ばらつき範囲δ内にあると判定された場合に、有効
波形のこの光電容積脈波の振幅値とカフ圧値とから被験
者の平均血圧値Ｐｍ、最高血圧値Ｐｓおよび最低血圧値
Ｐｄを測定する。酸素飽和度Ｓの測定結果が許容ばらつ
き範囲δから逸脱していると判定された場合には、その
時点で分離された光電容積脈波を無効とする処理を行な
い、この光電容積脈波を用いた血圧値の算出は行なわな
い。このような処理手順を踏んで、容積振動法による血
圧測定を行なうことにより、被験者が第２の測定領域に
おいて大きな振動などを受けた場合における測定結果
や、脈波は検出されないにもかかわらず脈波と誤認識さ
れる振動などによる外来ノイズの交流成分が検出される
第３の測定領域での測定結果を無効とすることができ、
より信頼性の高い測定が可能となる。
【００１０】一方、カフ４を被験者の上腕部に装着する
場合は、透過光を検出できないので、図５に示すように
発光部５と受光部６Ｂを同じ面に一定距離を置いて配
し、発光部５から発せられた光が生体組織７中によって
減光されたあとの反射光を受光部６Ｂで検出する。この
場合図６（ａ），（ｂ）に示すように、カフ圧を直線的
に上昇していくと、発光部５と受光部６Ｂの距離に対応
する光路長Ｄは一定に保たれるが、脈動を含む動脈血７
ｂと静脈血７ｃが徐々に排除されていくので、受光部６
Ｂで検出される反射光の光強度は図３（ｃ），（ｄ）お
よび図４（ａ），（ｄ）に示す検出波形と同様に徐々に
上昇していく。カフ圧が動脈圧を超えると、血液が全て
排除され組織部分７ａだけとなるので、反射光の光強度
の変化は極端に小さくなる。このような反射光を検出し
て行なう測定方法でも、上述した処理手順に基づいて血
圧値を信頼性よく測定できる。
場合は、透過光を検出できないので、図５に示すように
発光部５と受光部６Ｂを同じ面に一定距離を置いて配
し、発光部５から発せられた光が生体組織７中によって
減光されたあとの反射光を受光部６Ｂで検出する。この
場合図６（ａ），（ｂ）に示すように、カフ圧を直線的
に上昇していくと、発光部５と受光部６Ｂの距離に対応
する光路長Ｄは一定に保たれるが、脈動を含む動脈血７
ｂと静脈血７ｃが徐々に排除されていくので、受光部６
Ｂで検出される反射光の光強度は図３（ｃ），（ｄ）お
よび図４（ａ），（ｄ）に示す検出波形と同様に徐々に
上昇していく。カフ圧が動脈圧を超えると、血液が全て
排除され組織部分７ａだけとなるので、反射光の光強度
の変化は極端に小さくなる。このような反射光を検出し
て行なう測定方法でも、上述した処理手順に基づいて血
圧値を信頼性よく測定できる。
【００１１】
【実施例】以下、本発明による非観血血圧測定装置の具
体的な実施例を図面に基づき詳細に説明する。図１のブ
ロック図に、この血圧測定装置の一実施例を示す。この
図で、被験者の身体の一部、たとえば手指に装着される
カフ４の内面には、被験者の生体組織７に光を照射する
発光部５と、この発光部５の反対側に生体組織７を挟ん
で配された受光部６Ａとが一体に取り付けられている。
ここで、生体組織７は血液を含まない組織部分７ａと動
脈血７ｂと静脈血７ｃとで構成されているとする（図３
（ａ）参照）。発光部５は、この実施例では異なる２波
長の光を発する発光素子、たとえば２個の発光ダイオー
ド５ａ，５ｂによって構成されている。各発光ダイオー
ド５ａ，５ｂからは、第１の波長λ１として６６０ｎｍ
の赤色光、第２の波長λ２として９４０ｎｍの赤外光が
発せられる。なお、このように２個の発光ダイオードを
用いるのではなく、光源の前面部に配した各色のフィル
タを切り換えることで、２波長の光を発するようにした
構成も可能である。受光部６Ａは、たとえばフォトトラ
ンジスタなどの受光素子によって構成されており、発光
部５から発せられた光が生体組織７を透過したあとの透
過光量がこの受光部６Ａによって検出される。
体的な実施例を図面に基づき詳細に説明する。図１のブ
ロック図に、この血圧測定装置の一実施例を示す。この
図で、被験者の身体の一部、たとえば手指に装着される
カフ４の内面には、被験者の生体組織７に光を照射する
発光部５と、この発光部５の反対側に生体組織７を挟ん
で配された受光部６Ａとが一体に取り付けられている。
ここで、生体組織７は血液を含まない組織部分７ａと動
脈血７ｂと静脈血７ｃとで構成されているとする（図３
（ａ）参照）。発光部５は、この実施例では異なる２波
長の光を発する発光素子、たとえば２個の発光ダイオー
ド５ａ，５ｂによって構成されている。各発光ダイオー
ド５ａ，５ｂからは、第１の波長λ１として６６０ｎｍ
の赤色光、第２の波長λ２として９４０ｎｍの赤外光が
発せられる。なお、このように２個の発光ダイオードを
用いるのではなく、光源の前面部に配した各色のフィル
タを切り換えることで、２波長の光を発するようにした
構成も可能である。受光部６Ａは、たとえばフォトトラ
ンジスタなどの受光素子によって構成されており、発光
部５から発せられた光が生体組織７を透過したあとの透
過光量がこの受光部６Ａによって検出される。
【００１２】カフ４は、駆動回路を含むカフ圧コントロ
ール用ポンプ８にエアチューブ８ａによって接続されて
おり、加圧手段をなすこのポンプ８にＣＰＵ１から制御
信号が入力されることにより、カフ４の昇圧、または減
圧、カフ圧の解除などが行なわれる。カフ４によって生
体組織７が加圧されるのときのカフ圧は、圧検出器９に
よって検出され、この圧検出器９の出力がＡ／Ｄコンバ
ータ１２によってディジタル信号に変換されたあとに、
ＣＰＵ１に取り込まれる。また、ＣＰＵ１の制御を受け
るタイミング発生回路２からは、各発光ダイオード５
ａ，５ｂを時分割に順次発光させるためのタイミングを
決めるパルス信号がドライバ回路３の各バッファ３ａ，
３ｂに出力されるとともに、受光部６Ａの出力信号から
各波長λ１，λ２ごとの受光信号を分離するためのタイ
ミング信号が復調回路１１に出力される。各バッファ３
ａ，３ｂは入力されるタイミングパルス信号を順次増幅
して、各発光ダイオード５ａ，５ｂを駆動する。これに
より、各発光ダイオード５ａ，５ｂからは第１および第
２の波長λ１，λ２の光が生体組織７に向けて順次照射
される。受光部６Ａでは、各発光ダイオード５ａ，５ｂ
から発せられた光が生体組織７を透過することにより減
光されたあとの透過光量が検出され、この受光出力信号
が入力増幅器１０で増幅されたあとに、復調回路１１に
供給される。信号成分分離手段をなす復調回路１１で
は、入力信号をタイミング信号に基づいて各波長λ１，
λ２ごとの受光信号に分離するとともに、各受光信号を
直流成分と脈波成分に分離する。この復調回路１１から
出力されるそれぞれの信号成分は、Ａ／Ｄコンバータ１
２によってディジタル信号に変換されたあとに、ＣＰＵ
１に取り込まれる。このＣＰＵ１には、カフ加圧前に測
定される酸素飽和度Ｓの平均値Ｋから、許容ばらつき範
囲δを算出するときに用いられる許容度（±Ａ％）を外
部から設定することができる。
ール用ポンプ８にエアチューブ８ａによって接続されて
おり、加圧手段をなすこのポンプ８にＣＰＵ１から制御
信号が入力されることにより、カフ４の昇圧、または減
圧、カフ圧の解除などが行なわれる。カフ４によって生
体組織７が加圧されるのときのカフ圧は、圧検出器９に
よって検出され、この圧検出器９の出力がＡ／Ｄコンバ
ータ１２によってディジタル信号に変換されたあとに、
ＣＰＵ１に取り込まれる。また、ＣＰＵ１の制御を受け
るタイミング発生回路２からは、各発光ダイオード５
ａ，５ｂを時分割に順次発光させるためのタイミングを
決めるパルス信号がドライバ回路３の各バッファ３ａ，
３ｂに出力されるとともに、受光部６Ａの出力信号から
各波長λ１，λ２ごとの受光信号を分離するためのタイ
ミング信号が復調回路１１に出力される。各バッファ３
ａ，３ｂは入力されるタイミングパルス信号を順次増幅
して、各発光ダイオード５ａ，５ｂを駆動する。これに
より、各発光ダイオード５ａ，５ｂからは第１および第
２の波長λ１，λ２の光が生体組織７に向けて順次照射
される。受光部６Ａでは、各発光ダイオード５ａ，５ｂ
から発せられた光が生体組織７を透過することにより減
光されたあとの透過光量が検出され、この受光出力信号
が入力増幅器１０で増幅されたあとに、復調回路１１に
供給される。信号成分分離手段をなす復調回路１１で
は、入力信号をタイミング信号に基づいて各波長λ１，
λ２ごとの受光信号に分離するとともに、各受光信号を
直流成分と脈波成分に分離する。この復調回路１１から
出力されるそれぞれの信号成分は、Ａ／Ｄコンバータ１
２によってディジタル信号に変換されたあとに、ＣＰＵ
１に取り込まれる。このＣＰＵ１には、カフ加圧前に測
定される酸素飽和度Ｓの平均値Ｋから、許容ばらつき範
囲δを算出するときに用いられる許容度（±Ａ％）を外
部から設定することができる。
【００１３】つぎに、このように構成される非観血血圧
測定装置の動作を図２の動作流れ図を参照して説明す
る。まず、測定開始時点ではカフ４は非加圧状態にあ
り、カフ圧は０ｍｍＨｇに保たれている（ステップＳ
１）。この状態で、発光部５の各発光ダイオード５ａ，
５ｂからは各波長λ１，λ２の光が順次生体組織７に向
けて発せられ、受光部６Ａで透過光量が検出される。こ
の受光出力信号は、各波長λ１，λ２ごとに直流成分と
脈波成分とに分離され、ＣＰＵ１に取り込まれる（ステ
ップＳ２）。ＣＰＵ１では、前述した動作手順に基づい
て入力信号を処理し、酸素飽和度Ｓを毎拍測定するとと
もに、求めた酸素飽和度Ｓの平均値Ｋを算出する（ステ
ップＳ３）。さらに、この平均値Ｋに対して許容度（±
Ａ％）を乗じて許容ばらつき範囲δを算出する（ステッ
プＳ４）。続いて、ＣＰＵ１は、カフ圧コントロール用
ポンプ８に昇圧制御信号を出力する。これにより、ポン
プ８によってカフ４の圧が直線的に上昇される（ステッ
プＳ５）。このカフ圧の上昇過程において、ステップＳ
２と同様な処理がなされ、受光信号から分離された各波
長λ１，λ２ごとの直流成分と脈波成分がＣＰＵ１に取
り込まれる（ステップＳ６）。ＣＰＵ１では、検出され
た脈波成分すなわち光電容積脈波信号の振幅値を測定す
るとともに、酸素飽和度Ｓを測定する（ステップＳ７〜
Ｓ８）。続いて、ＣＰＵ１は、測定した酸素飽和度Ｓの
値とステップＳ３で求めた平均値Ｋの差を算出し、この
差がステップＳ４で求めた許容ばらつき範囲δ内にある
か否かを判定する（ステップＳ９〜Ｓ１０）。平均値Ｋ
との差が許容ばらつき範囲δ内にあると判定されれば、
ステップＳ１１に移行する。一方、振動や体動などに起
因したノイズの影響で許容ばらつき範囲δ外にあると判
定された場合は、その時点で検出された光電容積脈波信
号を無効とする処理がなされる（ステップＳ１２）。続
いて、ステップＳ１３においてカフ圧が設定された最大
値たとえば１８０ｍｍＨｇに達したか否かが判断され、
最大カフ圧に達していなければ、ステップＳ５に戻り、
同様な処理が繰り返される。この一連の処理により、ス
テップＳ１１において毎拍ごとの有効な光電容積脈波信
号の振幅値とカフ圧値とから被験者の平均血圧値Ｐｍ、
最高血圧値Ｐｓおよび最低血圧値Ｐｄが算出される。ス
テップＳ１３において、最大カフ圧に達していると判定
された場合は、カフ圧が解除され測定が終了される（ス
テップＳ１４）。
測定装置の動作を図２の動作流れ図を参照して説明す
る。まず、測定開始時点ではカフ４は非加圧状態にあ
り、カフ圧は０ｍｍＨｇに保たれている（ステップＳ
１）。この状態で、発光部５の各発光ダイオード５ａ，
５ｂからは各波長λ１，λ２の光が順次生体組織７に向
けて発せられ、受光部６Ａで透過光量が検出される。こ
の受光出力信号は、各波長λ１，λ２ごとに直流成分と
脈波成分とに分離され、ＣＰＵ１に取り込まれる（ステ
ップＳ２）。ＣＰＵ１では、前述した動作手順に基づい
て入力信号を処理し、酸素飽和度Ｓを毎拍測定するとと
もに、求めた酸素飽和度Ｓの平均値Ｋを算出する（ステ
ップＳ３）。さらに、この平均値Ｋに対して許容度（±
Ａ％）を乗じて許容ばらつき範囲δを算出する（ステッ
プＳ４）。続いて、ＣＰＵ１は、カフ圧コントロール用
ポンプ８に昇圧制御信号を出力する。これにより、ポン
プ８によってカフ４の圧が直線的に上昇される（ステッ
プＳ５）。このカフ圧の上昇過程において、ステップＳ
２と同様な処理がなされ、受光信号から分離された各波
長λ１，λ２ごとの直流成分と脈波成分がＣＰＵ１に取
り込まれる（ステップＳ６）。ＣＰＵ１では、検出され
た脈波成分すなわち光電容積脈波信号の振幅値を測定す
るとともに、酸素飽和度Ｓを測定する（ステップＳ７〜
Ｓ８）。続いて、ＣＰＵ１は、測定した酸素飽和度Ｓの
値とステップＳ３で求めた平均値Ｋの差を算出し、この
差がステップＳ４で求めた許容ばらつき範囲δ内にある
か否かを判定する（ステップＳ９〜Ｓ１０）。平均値Ｋ
との差が許容ばらつき範囲δ内にあると判定されれば、
ステップＳ１１に移行する。一方、振動や体動などに起
因したノイズの影響で許容ばらつき範囲δ外にあると判
定された場合は、その時点で検出された光電容積脈波信
号を無効とする処理がなされる（ステップＳ１２）。続
いて、ステップＳ１３においてカフ圧が設定された最大
値たとえば１８０ｍｍＨｇに達したか否かが判断され、
最大カフ圧に達していなければ、ステップＳ５に戻り、
同様な処理が繰り返される。この一連の処理により、ス
テップＳ１１において毎拍ごとの有効な光電容積脈波信
号の振幅値とカフ圧値とから被験者の平均血圧値Ｐｍ、
最高血圧値Ｐｓおよび最低血圧値Ｐｄが算出される。ス
テップＳ１３において、最大カフ圧に達していると判定
された場合は、カフ圧が解除され測定が終了される（ス
テップＳ１４）。
【００１４】なお、カフ圧が最大圧に達したあとに、Ｃ
ＰＵ１からカフ圧コントロール用ポンプ８に減圧制御信
号を送り、カフ圧を直線的に降下させていく過程におい
ても、再度血圧測定を行なうようにすれば、より確度の
高い測定が可能である。
ＰＵ１からカフ圧コントロール用ポンプ８に減圧制御信
号を送り、カフ圧を直線的に降下させていく過程におい
ても、再度血圧測定を行なうようにすれば、より確度の
高い測定が可能である。
【００１５】このような一連の処理に基づき容積振動法
による血圧測定を行なうことによって、脈ではない振動
などによるノイズ成分を脈と誤認識する結果、酸素飽和
度Ｓが正しい値と大きくかけ離れる第３の測定領域（図
４（ｃ）参照）における測定結果を除外できるととも
に、脈が検出され相対的にＳ／Ｎが大きく、酸素飽和度
Ｓにばらつきの少ない第２の測定領域で、一時的に許容
外の大きなノイズ成分が混入した場合にその測定結果を
除外できるので、信頼性の高い測定が行なえる。
による血圧測定を行なうことによって、脈ではない振動
などによるノイズ成分を脈と誤認識する結果、酸素飽和
度Ｓが正しい値と大きくかけ離れる第３の測定領域（図
４（ｃ）参照）における測定結果を除外できるととも
に、脈が検出され相対的にＳ／Ｎが大きく、酸素飽和度
Ｓにばらつきの少ない第２の測定領域で、一時的に許容
外の大きなノイズ成分が混入した場合にその測定結果を
除外できるので、信頼性の高い測定が行なえる。
【００１６】つぎに、カフ４を被験者の上腕部に装着し
て測定を行なう場合の実施例を説明する。この例では、
図１に破線で示すようにカフ４の内面に発光部５と受光
部６Ｂとが直線上の一定距離を隔てて取り付けられてい
る。この一定距離が、発光部５と受光部６Ｂを隔てる光
路長Ｄとなる。この場合、発光部５の各発光ダイオード
５ａ，５ｂからは２つの波長λ１，λ２の光が順次生体
組織７に向けて発せられ、生体組織７中で減光されたあ
との反射光量が受光部６Ｂで検出される。この場合にお
ける血圧の測定手順は、図２の流れ図に基づいて行なう
ことができる。
て測定を行なう場合の実施例を説明する。この例では、
図１に破線で示すようにカフ４の内面に発光部５と受光
部６Ｂとが直線上の一定距離を隔てて取り付けられてい
る。この一定距離が、発光部５と受光部６Ｂを隔てる光
路長Ｄとなる。この場合、発光部５の各発光ダイオード
５ａ，５ｂからは２つの波長λ１，λ２の光が順次生体
組織７に向けて発せられ、生体組織７中で減光されたあ
との反射光量が受光部６Ｂで検出される。この場合にお
ける血圧の測定手順は、図２の流れ図に基づいて行なう
ことができる。
【００１７】
【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、従
来の容積振動法では測定が困難であった振動や体動など
が伴う測定環境下でも、被験者の血圧値を信頼性よく測
定できる。これにより、従来問題が多かった救急車内で
の血圧測定の信頼性を大きく向上でき、救急医療の場に
おいて資する効果が大きい。
来の容積振動法では測定が困難であった振動や体動など
が伴う測定環境下でも、被験者の血圧値を信頼性よく測
定できる。これにより、従来問題が多かった救急車内で
の血圧測定の信頼性を大きく向上でき、救急医療の場に
おいて資する効果が大きい。
【図１】本発明による非観血血圧測定装置の一実施例を
示すブロック図である。
示すブロック図である。
【図２】図１の血圧測定装置の動作手順を示す流れ図で
ある。
ある。
【図３】（ａ）は透過光を検出して血圧値を測定する場
合における生体組織の模式図、（ｂ）は測定時における
カフ圧の上昇変化を示す図、（ｃ）はこのとき検出され
る波長λ１の受光波形図、（ｄ）は波長λ２の受光波形
図である。
合における生体組織の模式図、（ｂ）は測定時における
カフ圧の上昇変化を示す図、（ｃ）はこのとき検出され
る波長λ１の受光波形図、（ｄ）は波長λ２の受光波形
図である。
【図４】（ａ）はノイズ混入時における波長λ１の受光
波形図、（ｂ）はこのときの波長λ２の受光波形図、
（ｃ）はノイズ混入時における酸素飽和度のばらつきの
程度を示す図である。
波形図、（ｂ）はこのときの波長λ２の受光波形図、
（ｃ）はノイズ混入時における酸素飽和度のばらつきの
程度を示す図である。
【図５】受光部で生体組織中を通過したあとの反射光が
どのように受光されるかを示す説明図である。
どのように受光されるかを示す説明図である。
【図６】（ａ）は反射光を検出して血圧値を測定する場
合における生体組織の模式図、（ｂ）は測定時における
カフ圧の上昇変化を示す図である。
合における生体組織の模式図、（ｂ）は測定時における
カフ圧の上昇変化を示す図である。
【図７】容積振動法におけるカフ圧と容積脈波の振幅と
の関係を示す波形図である。
の関係を示す波形図である。
１ ＣＰＵ ２ タイミング発生回路 ３ ドライバ回路 ４ カフ ５ 発光部 ６Ａ，６Ｂ 受光部 ７ 生体組織 ８ カフ圧コントロール用ポンプ ９ 圧検出器 １０ 入力増幅器 １１ 復調回路 １２ Ａ／Ｄコンバータ Ｐｍ 平均血圧値 Ｐｓ 最大血圧値 Ｐｃ 最小血圧値
Claims (1)
- 【請求項１】 被験者の身体の一部に装着されるカフ
と、 このカフによって被験者の身体に対して加圧されるカフ
圧を検出する圧検出器と、 入力される昇圧制御信号によってカフを加圧するか、減
圧制御信号の入力によってカフ圧を降下させる加圧手段
と、 上記カフによる身体の加圧部分に赤色光と赤外光の異な
る２波長の光を照射する発光部と、 この発光部から身体に入射された光の透過光量または反
射光量を検出する受光部と、 この受光部から得られる各波長の受光信号中の直流成分
と脈波成分を分離する信号成分分離手段と、 この信号成分分離手段から得られる各波長の直流成分と
脈波成分から２波長についての動脈血流による吸光度の
脈動成分の比を算出し、この吸光度の比から酸素飽和度
を算出する酸素飽和度演算手段と、 この酸素飽和度演算手段で求められる、上記カフによる
加圧前の被験者の酸素飽和度の値を平均し、この平均値
から許容ばらつき範囲を算出する許容ばらつき範囲算出
手段と、 許容ばらつき範囲を求めたあとに、上記圧検出器からの
検出出力を受けながら昇圧制御信号を上記加圧手段に出
力するか、一度昇圧したカフ圧を降下させる減圧制御信
号を上記加圧手段に出力するカフ圧制御手段と、 このカフ圧制御手段によってカフ圧が昇圧されていく測
定過程、または減圧されていく測定過程において求めら
れた酸素飽和度の値が、上記許容ばらつき範囲内にある
か否かを判定する判定手段と、 上記測定過程において上記信号成分分離手段によって得
られる脈波信号の中から、この判定手段による判定結果
に基づいて有効脈波信号を選び出し、この有効脈波信号
の振幅値と上記圧検出器から得られるカフ圧の値とから
被験者の血圧値を容積振動法により算出する血圧値測定
手段とを有することを特徴とする非観血血圧測定装置。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4326633A JP2958503B2 (ja) | 1992-12-07 | 1992-12-07 | 非観血血圧測定装置 |
| US08/162,524 US5485838A (en) | 1992-12-07 | 1993-12-07 | Non-invasive blood pressure measurement device |
| US08/507,711 US5676140A (en) | 1992-12-07 | 1995-07-26 | Non-invasive blood pressure measurement device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4326633A JP2958503B2 (ja) | 1992-12-07 | 1992-12-07 | 非観血血圧測定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06169892A JPH06169892A (ja) | 1994-06-21 |
| JP2958503B2 true JP2958503B2 (ja) | 1999-10-06 |
Family
ID=18189975
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4326633A Expired - Fee Related JP2958503B2 (ja) | 1992-12-07 | 1992-12-07 | 非観血血圧測定装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2958503B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009106610A (ja) * | 2007-10-31 | 2009-05-21 | Nippon Koden Corp | 非観血血圧測定装置の血圧算出方法 |
Families Citing this family (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH10216114A (ja) * | 1997-02-06 | 1998-08-18 | Nippon Colin Co Ltd | 酸素飽和度測定装置 |
| IL135077A0 (en) * | 2000-03-15 | 2001-05-20 | Orsense Ltd | A probe for use in non-invasive measurements of blood related parameters |
| JP4522561B2 (ja) * | 2000-09-11 | 2010-08-11 | シチズンホールディングス株式会社 | 加圧測定型血圧計 |
| JP5193224B2 (ja) * | 2006-12-11 | 2013-05-08 | ツェーエンシステムズ・メディツィーンテヒニーク・ゲー・エム・ベー・ハー | 動脈圧の連続非観血式測定のための装置とその利用法 |
| KR101354429B1 (ko) | 2011-01-24 | 2014-01-22 | 가부시키가이샤 액트 메디컬 서비스 | 혈관 맥파 측정 시스템 |
| CN103547211B (zh) | 2011-05-20 | 2016-09-07 | 株式会社村田制作所 | 光学传感器装置 |
| JP6055688B2 (ja) * | 2013-01-31 | 2016-12-27 | 日本光電工業株式会社 | 生体信号測定システム、生体信号測定装置、および生体信号測定装置の制御プログラム |
| JP6537900B2 (ja) * | 2015-06-09 | 2019-07-03 | 日本光電工業株式会社 | 医療用装置、生体パラメータ解析方法および生体パラメータ解析プログラム |
| JP2018130227A (ja) * | 2017-02-14 | 2018-08-23 | 株式会社アクトメディカルサービス | 血管脈波測定システム |
-
1992
- 1992-12-07 JP JP4326633A patent/JP2958503B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009106610A (ja) * | 2007-10-31 | 2009-05-21 | Nippon Koden Corp | 非観血血圧測定装置の血圧算出方法 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH06169892A (ja) | 1994-06-21 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
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