JP3054084B2 - 血圧監視装置 - Google Patents
血圧監視装置Info
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- JP3054084B2 JP3054084B2 JP8203837A JP20383796A JP3054084B2 JP 3054084 B2 JP3054084 B2 JP 3054084B2 JP 8203837 A JP8203837 A JP 8203837A JP 20383796 A JP20383796 A JP 20383796A JP 3054084 B2 JP3054084 B2 JP 3054084B2
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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。
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ＶM （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と伝播速度情報
から、たとえばＥＢＰ＝α（ＤＴ）＋β（但しαは負の
値）、或いはＥＢＰ＝α（ＶM ）＋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。
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ＶM （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と伝播速度情報
から、たとえばＥＢＰ＝α（ＤＴ）＋β（但しαは負の
値）、或いはＥＢＰ＝α（ＶM ）＋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
側の事情や、末梢血管硬さや血流抵抗などの末梢側の事
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。
と脈波伝播速度情報との関係は、心筋の状態などの中枢
側の事情や、末梢血管硬さや血流抵抗などの末梢側の事
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。
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周期、末梢側の情報として脈波面積
を用い、監視血圧異常判定の条件としてその心拍周期或
いは脈波面積の変化を条件とすると、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。
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周期、末梢側の情報として脈波面積
を用い、監視血圧異常判定の条件としてその心拍周期或
いは脈波面積の変化を条件とすると、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、その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
形式の血圧監視装置であって、（ａ）前記生体の心拍周
期を決定する心拍周期決定手段と、（ｂ）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、（ｃ）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、（ｄ）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。
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、その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
形式の血圧監視装置であって、（ａ）前記生体の心拍周
期を決定する心拍周期決定手段と、（ｂ）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、（ｃ）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、（ｄ）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、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。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。
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。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。
【０００８】
【発明の他の形態】ここで、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。
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。
【０００９】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。
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。
【００１０】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。
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。
【００１１】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。
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。
【００１２】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。
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。
【００１３】
【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。
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。
【００１４】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。
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。
【００１５】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２
２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２
４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２
８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。
出して、その圧力を表す圧力信号ＳＰを静圧弁別回路２
２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２
４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２
８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。
【００１６】上記電子制御装置２８は、ＣＰＵ２９、Ｒ
ＯＭ３１、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。
ＯＭ３１、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。
【００１７】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。
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。
【００１８】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、Ｌ
ＥＤ等から成る複数の第１発光素子４４a および第２発
光素子４４b （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。
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、Ｌ
ＥＤ等から成る複数の第１発光素子４４a および第２発
光素子４４b （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。
【００１９】上記第１発光素子４４a は、例えば６６０
ｎｍ程度の波長の赤色光を発光し、第２発光素子４４b
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４４a 及び第２発光素子
４４b 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４４a 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４４b 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。
ｎｍ程度の波長の赤色光を発光し、第２発光素子４４b
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４４a 及び第２発光素子
４４b 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４４a 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４４b 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。
【００２０】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。
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。
【００２１】デマルチプレクサ５４は、電子制御装置２
８からの信号に従って第１発光素子４４a 及び第２発光
素子４４b 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ＳＭR 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ＳＭIR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ＳＭR 、ＳＭIR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ＳＭR 、ＳＭIR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ＳＭR 、ＳＭIRをそれぞれ保持するためのもの
である。
８からの信号に従って第１発光素子４４a 及び第２発光
素子４４b 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ＳＭR 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ＳＭIR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ＳＭR 、ＳＭIR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ＳＭR 、ＳＭIR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ＳＭR 、ＳＭIRをそれぞれ保持するためのもの
である。
【００２２】電子制御装置２８のＣＰＵ２９は、ＲＡＭ
３３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４４a 、４４b 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４４a 、４４b の発光に同期して切換信号Ｓ
Ｃ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ＳＭR をサンプルホールド回路５６
に、電気信号ＳＭIR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
ＳＭR 、ＳＭIR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。
３３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４４a 、４４b 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４４a 、４４b の発光に同期して切換信号Ｓ
Ｃ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ＳＭR をサンプルホールド回路５６
に、電気信号ＳＭIR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
ＳＭR 、ＳＭIR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。
【００２３】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ＰCM（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ＢＰSYS 、平均血圧値ＰMEAN、お
よび最低血圧値ＢＰDIA などを決定する。
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ＰCM（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ＢＰSYS 、平均血圧値ＰMEAN、お
よび最低血圧値ＢＰDIA などを決定する。
【００２４】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）ＤＴRP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
ＶM （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、ＴPE P （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ＴPEP
は定数であり、予め実験的に求められた値が用いられ
る。
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）ＤＴRP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
ＶM （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、ＴPE P （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ＴPEP
は定数であり、予め実験的に求められた値が用いられ
る。
【００２５】
【数１】ＶM ＝Ｌ／（ＤＴRP−ＴPEP ）
【００２６】対応関係決定手段７６は、血圧測定手段７
０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ＤＴRP或いは脈波伝
播速度ＶM 、たとえばその期間内における脈波伝播時間
ＤＴRP或いは伝播速度ＶM 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ＤＴRP或いは伝播
速度ＶM と最高血圧値ＢＰSYS 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ＢＰMEAN或いは最低血圧値ＢＰDIA と血圧測定期
間内における脈波伝播時間ＤＴRP或いは伝播速度ＶM 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。
０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ＤＴRP或いは脈波伝
播速度ＶM 、たとえばその期間内における脈波伝播時間
ＤＴRP或いは伝播速度ＶM 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ＤＴRP或いは伝播
速度ＶM と最高血圧値ＢＰSYS 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ＢＰMEAN或いは最低血圧値ＢＰDIA と血圧測定期
間内における脈波伝播時間ＤＴRP或いは伝播速度ＶM 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。
【００２７】
【数２】ＥＢＰ＝α（ＤＴRP）＋β （但し、αは負の定数、βは正の定数）
【００２８】
【数３】ＥＢＰ＝α（ＶM ）＋β （但し、αは正の定数、βは正の定数）
【００２９】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ＤＴRP或いは伝播速度ＶM 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ＤＴRP或いは伝播速度ＶM 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。
とその生体の脈波伝播時間ＤＴRP或いは伝播速度ＶM 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ＤＴRP或いは伝播速度ＶM 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。
【００３０】心拍周期決定手段８２は、心電誘導装置３
４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。
４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。
【００３１】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７
０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８
７、心拍周期決定手段８２により決定された心拍周期Ｒ
Ｒが予め設定された判断基準値たとえば血圧測定手段７
０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。
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７
０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８
７、心拍周期決定手段８２により決定された心拍周期Ｒ
Ｒが予め設定された判断基準値たとえば血圧測定手段７
０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。
【００３２】図６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６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ＤＴRP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ＶM （m/sec ）
がカフ昇圧の直前において算出される。
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６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ＤＴRP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ＶM （m/sec ）
がカフ昇圧の直前において算出される。
【００３３】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ＰC が１８０mmHg程度に予め設定さ
れた目標圧迫圧ＰCM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ＰC の上昇が継
続される。
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ＰC が１８０mmHg程度に予め設定さ
れた目標圧迫圧ＰCM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ＰC の上昇が継
続される。
【００３４】しかし、カフ圧ＰC の上昇により上記ＳＡ
４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１
６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ＢＰSYS 、平均血圧値ＢＰMEAN、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。
４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１
６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ＢＰSYS 、平均血圧値ＢＰMEAN、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。
【００３５】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
ＤＴRP或いは脈波伝播速度ＶM と、ＳＡ５において測定
されたカフ１０による血圧値ＢＰSYS 、ＢＰMEAN、また
はＢＰDIA 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ＢＰSYS 、ＢＰMEAN、およびＢＰ
DIA が測定されると、それら血圧値ＢＰSYS 、Ｂ
ＰMEAN、またはＢＰDIA のうちの１つと、脈波伝播時間
ＤＴRP或いは脈波伝播速度ＶM とに基づいて、脈波伝播
時間ＤＴRP或いは脈波伝播速度ＶM 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。
るＳＡ６では、ＳＡ２において求められた脈波伝播時間
ＤＴRP或いは脈波伝播速度ＶM と、ＳＡ５において測定
されたカフ１０による血圧値ＢＰSYS 、ＢＰMEAN、また
はＢＰDIA 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ＢＰSYS 、ＢＰMEAN、およびＢＰ
DIA が測定されると、それら血圧値ＢＰSYS 、Ｂ
ＰMEAN、またはＢＰDIA のうちの１つと、脈波伝播時間
ＤＴRP或いは脈波伝播速度ＶM とに基づいて、脈波伝播
時間ＤＴRP或いは脈波伝播速度ＶM 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。
【００３６】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Ｓ
Ａ７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ＶM がＳＡ２と同様にして算出さ
れる。
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Ｓ
Ａ７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ＶM がＳＡ２と同様にして算出さ
れる。
【００３７】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ＤＴRP或いは脈波伝播速度ＶM 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Ｅ
ＢＰをトレンド表示させるために表示器３２に出力され
る。
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ＤＴRP或いは脈波伝播速度ＶM 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Ｅ
ＢＰをトレンド表示させるために表示器３２に出力され
る。
【００３８】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７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。
するＳＡ１０では、たとえば図７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。
【００３９】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。
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。
【００４０】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。
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。
【００４１】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ＳＡ
１０８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。
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ＳＡ
１０８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。
【００４２】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。
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。
【００４３】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ＳＡ１
１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。
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ＳＡ１
１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。
【００４４】しかし、上記ＳＡ１１０の判断が肯定され
た場合は、図６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。
た場合は、図６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。
【００４５】上述のように本実施例によれば、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。
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。
【００４６】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。
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。
【００４７】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Ｅ
ＢＰ、心拍周期決定手段８２により逐次決定された心拍
周期、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Ｒ
Ｒ、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７
０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。
手段７８（ＳＡ９）により逐次算出された推定血圧値Ｅ
ＢＰ、心拍周期決定手段８２により逐次決定された心拍
周期、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Ｒ
Ｒ、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７
０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。
【００４８】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。
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。
【００４９】たとえば、前述の実施例の血圧測定手段７
０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。
０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。
【００５０】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。
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。
【００５１】また、前述の実施例では、心電誘導装置３
４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ＤＴRP或いは脈波伝
播速度ＶM 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ＤＴRP
或いは脈波伝播速度Ｖ M が求められてもよい。
４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ＤＴRP或いは脈波伝
播速度ＶM 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ＤＴRP
或いは脈波伝播速度Ｖ M が求められてもよい。
【００５２】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。
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。
【００５３】また、前述の実施例において、脈波伝播速
度ＶM 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。
度ＶM 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。
【００５４】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。
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。
【００５５】また、前述の実施例において、心拍周期Ｒ
Ｒが用いられていたが、単位時間当たりの心拍数ＨＲ
（１／分）が用いられてもよい。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）があるからである。
Ｒが用いられていたが、単位時間当たりの心拍数ＨＲ
（１／分）が用いられてもよい。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）があるからである。
【００５６】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。
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。
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。
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ＤＴRPを例示する図であ
る。
作動により求められる時間差ＤＴRP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Ｅ
ＢＰ、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。
ＢＰ、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。
の方法を説明する図である。
【図６】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。
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７】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。
チンの作動を詳しく説明する図である。
１０：カフ ３２：表示器 ３８：光電脈波検出プローブ（末梢脈波検出手段） ７０：血圧測定手段 ７８：推定血圧値決定手段 ８２：心拍周期決定手段 ８４：脈波面積算出手段 ８６：血圧測定起動手段
Claims (1)
- 【請求項１】 生体の一部への圧迫圧力を変化させるカ
フを用いて該生体の血圧値を測定する血圧測定手段と、
該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該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、該推定血圧値決定手段に
より決定された推定血圧値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
定を起動させる形式の血圧監視装置であって、 前記生体の心拍周期を決定する心拍周期決定手段と、 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、 該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、 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、含むことを特徴とする血圧監視装置。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8203837A JP3054084B2 (ja) | 1996-08-01 | 1996-08-01 | 血圧監視装置 |
| US08/848,567 US5752920A (en) | 1996-08-01 | 1997-04-28 | Blood pressure monitor apparatus |
| EP97107566A EP0829227A3 (en) | 1996-08-01 | 1997-05-07 | Blood pressure monitor apparatus |
| EP03003679A EP1312301A1 (en) | 1996-08-01 | 1997-05-07 | Blood pressure monitor apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8203837A JP3054084B2 (ja) | 1996-08-01 | 1996-08-01 | 血圧監視装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH1043147A JPH1043147A (ja) | 1998-02-17 |
| JP3054084B2 true JP3054084B2 (ja) | 2000-06-19 |
Family
ID=16480529
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP8203837A Expired - Lifetime JP3054084B2 (ja) | 1996-08-01 | 1996-08-01 | 血圧監視装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3054084B2 (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH1043148A (ja) * | 1996-08-01 | 1998-02-17 | Nippon Colin Co Ltd | 血圧監視装置 |
| EP2289405A1 (en) | 2009-08-31 | 2011-03-02 | Nihon Kohden Corporation | Biological information monitor |
| EP2294977A1 (en) | 2009-09-09 | 2011-03-16 | Nihon Kohden Corporation | Biological Signal Processing Apparatus and Medical Apparatus Controlling Method |
| US9706931B2 (en) | 2012-11-19 | 2017-07-18 | Tdk Corporation | Biosignal measuring device, biosignal measuring method and biosignal program |
Families Citing this family (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH11318841A (ja) | 1998-03-09 | 1999-11-24 | Nippon Colin Co Ltd | 血圧監視装置 |
| JP3603046B2 (ja) * | 2001-06-13 | 2004-12-15 | コーリンメディカルテクノロジー株式会社 | 透析用血圧監視装置および透析装置 |
| JP4795731B2 (ja) * | 2005-06-29 | 2011-10-19 | フクダ電子株式会社 | 血圧監視装置 |
| JP5200956B2 (ja) * | 2009-01-23 | 2013-06-05 | オムロンヘルスケア株式会社 | 血圧情報測定装置 |
-
1996
- 1996-08-01 JP JP8203837A patent/JP3054084B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH1043148A (ja) * | 1996-08-01 | 1998-02-17 | Nippon Colin Co Ltd | 血圧監視装置 |
| EP2289405A1 (en) | 2009-08-31 | 2011-03-02 | Nihon Kohden Corporation | Biological information monitor |
| US9433361B2 (en) | 2009-08-31 | 2016-09-06 | Nihon Kohden Corporation | Biological information monitor |
| EP2294977A1 (en) | 2009-09-09 | 2011-03-16 | Nihon Kohden Corporation | Biological Signal Processing Apparatus and Medical Apparatus Controlling Method |
| US9566008B2 (en) | 2009-09-09 | 2017-02-14 | Nihon Kohden Corporation | Biological signal processing apparatus and medical apparatus controlling method |
| US9706931B2 (en) | 2012-11-19 | 2017-07-18 | Tdk Corporation | Biosignal measuring device, biosignal measuring method and biosignal program |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH1043147A (ja) | 1998-02-17 |
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