JP3496940B2 - 生体の心臓血管状態を精度よく監視するシステムと方法 - Google Patents
生体の心臓血管状態を精度よく監視するシステムと方法Info
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
- A61B5/022—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers
- A61B5/02225—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers using the oscillometric method
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Description
【発明の詳細な説明】
発明の背景
1.発明の分野
本発明は医療用診断監視システムに関する。本発明は
特に生体の心臓血管状態及び生理学的状態を精度良く監
視するためのシステムと方法に関する。
特に生体の心臓血管状態及び生理学的状態を精度良く監
視するためのシステムと方法に関する。
2.関連技術の説明
血圧測定装置は、動脈硬化等のある種の疾病を診断し
たり、生体の心臓血管状態ないし生理学的状態を監視す
るために一般的に使用される。
たり、生体の心臓血管状態ないし生理学的状態を監視す
るために一般的に使用される。
血圧測定装置は、普通、生体の一部に巻き回されたカ
フを利用することにより、間接的にその生体の血圧を測
定する。カフが生体に圧力を加え、生体の血圧が良く知
られたオシロメトリック法により測定される。オシロメ
トリック法は、カフによって加えられた圧力が徐々に低
下させられる過程で、心拍同期脈波の振幅の変化を検出
することにより行われる。
フを利用することにより、間接的にその生体の血圧を測
定する。カフが生体に圧力を加え、生体の血圧が良く知
られたオシロメトリック法により測定される。オシロメ
トリック法は、カフによって加えられた圧力が徐々に低
下させられる過程で、心拍同期脈波の振幅の変化を検出
することにより行われる。
この間接血圧測定法の精度は、多くの設計要素に依存
する。例えば、カフが巻き回される生体の一部の周囲長
に対するそのカフのサイズ、血圧測定装置に使用される
圧力検出装置の精度、生体の最高、最低、平均血圧値の
算出に使用されるアルゴリズムの性能等である。
する。例えば、カフが巻き回される生体の一部の周囲長
に対するそのカフのサイズ、血圧測定装置に使用される
圧力検出装置の精度、生体の最高、最低、平均血圧値の
算出に使用されるアルゴリズムの性能等である。
血流阻止カフを使用した間接血圧測定では、普通、20
〜60秒の時間が必要である。血流阻止カフを利用するす
べての間接血圧測定法の精度に影響する重要な要素は、
生体の血圧はその測定中一定であるとの仮定である。し
かし、生体の生理学的状態は間接血圧測定時間内におい
て著しく変化し得る。特に、生体が、進行した心臓血管
疾患、呼吸器疾患、腎臓疾患、失血等の外科患者ないし
重症患者である場合にはそうである。生体の心臓血管状
態の変化は、心拍数、心拍出量、血管運動神経の緊張な
いい循環血液量の変化によって生じ得る。
〜60秒の時間が必要である。血流阻止カフを利用するす
べての間接血圧測定法の精度に影響する重要な要素は、
生体の血圧はその測定中一定であるとの仮定である。し
かし、生体の生理学的状態は間接血圧測定時間内におい
て著しく変化し得る。特に、生体が、進行した心臓血管
疾患、呼吸器疾患、腎臓疾患、失血等の外科患者ないし
重症患者である場合にはそうである。生体の心臓血管状
態の変化は、心拍数、心拍出量、血管運動神経の緊張な
いい循環血液量の変化によって生じ得る。
血圧測定中の生体の血圧変化は、血流阻止カフによっ
て加えられた圧力が血圧パルス域で変化するに従ってそ
のカフ内に発生する圧力パルスの各振幅の包絡線を変形
させる。そして、この振幅包絡線の変形によって、生体
の最高、最低、平均血圧に関連した振幅包絡線の諸特徴
がシフトする。オシロメトリック式血圧測定装置は圧力
パルスの振幅包絡線の全体を分析することによって血圧
を決定するので、このことは特に重要である。
て加えられた圧力が血圧パルス域で変化するに従ってそ
のカフ内に発生する圧力パルスの各振幅の包絡線を変形
させる。そして、この振幅包絡線の変形によって、生体
の最高、最低、平均血圧に関連した振幅包絡線の諸特徴
がシフトする。オシロメトリック式血圧測定装置は圧力
パルスの振幅包絡線の全体を分析することによって血圧
を決定するので、このことは特に重要である。
生体の血圧が血圧測定中に変化する場合、生体の最高
血圧値の測定と最低血圧値の測定との時間の遅れによっ
て、パルス圧ないし脈圧が誤って高くもしくは低く測定
されてしまう。図１に示すように、生体の血圧が血圧測
定中に低下する場合、測定された最高血圧値SMは、生体
の最低血圧値DMが測定された時点での生体の真の最高血
圧値STより高くなる。その結果、測定された脈圧PP
Mは、生体の実際の脈圧PPTより大きくなる。他方、生体
の血圧が血圧測定中に上昇する場合は、結果は逆にな
る。何れにしても、誤った血圧値によって、生体の治療
者が誤った方向に導かれるかあるいは混乱させられる可
能性がある。
血圧値の測定と最低血圧値の測定との時間の遅れによっ
て、パルス圧ないし脈圧が誤って高くもしくは低く測定
されてしまう。図１に示すように、生体の血圧が血圧測
定中に低下する場合、測定された最高血圧値SMは、生体
の最低血圧値DMが測定された時点での生体の真の最高血
圧値STより高くなる。その結果、測定された脈圧PP
Mは、生体の実際の脈圧PPTより大きくなる。他方、生体
の血圧が血圧測定中に上昇する場合は、結果は逆にな
る。何れにしても、誤った血圧値によって、生体の治療
者が誤った方向に導かれるかあるいは混乱させられる可
能性がある。
生体の血圧その測定中に変化させる原因となる他の現
象として、異常な心拍、通常、不整脈と呼ばれるものが
ある。不整脈は重篤な患者には普通に見られるもので、
生体の心臓が通常より早くもしくは遅く収縮することに
よって発生する。不整脈は、心臓の収縮力が増加もしく
は減少することによっても発生する。
象として、異常な心拍、通常、不整脈と呼ばれるものが
ある。不整脈は重篤な患者には普通に見られるもので、
生体の心臓が通常より早くもしくは遅く収縮することに
よって発生する。不整脈は、心臓の収縮力が増加もしく
は減少することによっても発生する。
不整脈は、生体の心筋の電気的伝導系における種々の
異常によって生じ得る。不整脈の原因となる生理学的事
象は、中枢神経系ではなく心臓自体にその起源を持つ。
異常によって生じ得る。不整脈の原因となる生理学的事
象は、中枢神経系ではなく心臓自体にその起源を持つ。
不整脈は、心電図においては、連続する心拍のビート
間の時間や心電図コンプレックスの形態を比較すること
によって容易に識別され得る。しかし、不整脈は、オシ
ロメトリックパルス信号等の他の生理学的信号において
は識別することが困難である。というのは、オシロメト
リックパルス信号は環境ノイズや体動ノイズに対して鋭
敏だからである。体動ノイズとは、血圧測定中の生体の
体動によるノイズである。環境ノイズや体動ノイズは、
不整脈によって生ずるパルスに似たパルスを発生させ得
る。
間の時間や心電図コンプレックスの形態を比較すること
によって容易に識別され得る。しかし、不整脈は、オシ
ロメトリックパルス信号等の他の生理学的信号において
は識別することが困難である。というのは、オシロメト
リックパルス信号は環境ノイズや体動ノイズに対して鋭
敏だからである。体動ノイズとは、血圧測定中の生体の
体動によるノイズである。環境ノイズや体動ノイズは、
不整脈によって生ずるパルスに似たパルスを発生させ得
る。
殆どの血圧測定装置は、２つの理由から、オシロメト
リック式血圧測定において不整脈を排除する。第１の理
由は、殆どの血圧測定装置は、不整脈を、基礎データ群
から消去されるべき環境ノイズもしくは体動ノイズから
高い信頼性をもって弁別することができないからであ
る。第２の理由は、不整脈によって生ずる血圧パルスは
オシロメトリックパルスの振幅を変化させるからであ
る。変化させられたオシロメトリックパルス振幅は、生
体の血圧測定に使用されるパルス振幅の包絡線を変形さ
せる。
リック式血圧測定において不整脈を排除する。第１の理
由は、殆どの血圧測定装置は、不整脈を、基礎データ群
から消去されるべき環境ノイズもしくは体動ノイズから
高い信頼性をもって弁別することができないからであ
る。第２の理由は、不整脈によって生ずる血圧パルスは
オシロメトリックパルスの振幅を変化させるからであ
る。変化させられたオシロメトリックパルス振幅は、生
体の血圧測定に使用されるパルス振幅の包絡線を変形さ
せる。
段階状に排圧されるカフを使用した血圧測定装置にお
いては、不整脈でないパルスが検出されるまで各カフ圧
レベルで複数のパルスが検出される。この方法では、生
体の心臓の不整脈の頻度が高い場合には、血圧測定時間
が著しく長くなり得る。他方、連続的に排圧されるカフ
を使用した血圧測定装置においては、不整脈パルスは排
除され、失われたデータ点は外挿法によって回復され
る。この方法では、基礎データ群のデータ密度が低下
し、従って血圧測定の精度も低下する。血圧測定の精度
に対する不整脈の影響は、その不整脈と最高、最低、平
均血圧の検出点の間の関係に依存する。
いては、不整脈でないパルスが検出されるまで各カフ圧
レベルで複数のパルスが検出される。この方法では、生
体の心臓の不整脈の頻度が高い場合には、血圧測定時間
が著しく長くなり得る。他方、連続的に排圧されるカフ
を使用した血圧測定装置においては、不整脈パルスは排
除され、失われたデータ点は外挿法によって回復され
る。この方法では、基礎データ群のデータ密度が低下
し、従って血圧測定の精度も低下する。血圧測定の精度
に対する不整脈の影響は、その不整脈と最高、最低、平
均血圧の検出点の間の関係に依存する。
血圧測定の精度を低下させるかあるいは誤った方向に
導く条件は他にもある。例えば、間接血圧測定法の精度
は、最終的には、検出される心拍間におけるカフ圧の変
化に依存する。生体の心拍数がカフの排圧速度に対して
非常に低ければ、心拍間でカフ圧の大きな変化が生ず
る。このことは血圧測定精度の低下につながる。また、
生体がショック状態にある場合には、生体の血圧パルス
ないしその結果として測定されるオシロメトリックパル
スは極めて弱く、オシロメトリックパルスの振幅の包絡
線において血圧の諸特徴を識別することが困難となる。
さらに、生体が静止していなかったり、震えていたり、
その他何らかの運動をしている場合には、運動ノイズの
数が多くなり過ぎて血圧測定ができない場合がある。
導く条件は他にもある。例えば、間接血圧測定法の精度
は、最終的には、検出される心拍間におけるカフ圧の変
化に依存する。生体の心拍数がカフの排圧速度に対して
非常に低ければ、心拍間でカフ圧の大きな変化が生ず
る。このことは血圧測定精度の低下につながる。また、
生体がショック状態にある場合には、生体の血圧パルス
ないしその結果として測定されるオシロメトリックパル
スは極めて弱く、オシロメトリックパルスの振幅の包絡
線において血圧の諸特徴を識別することが困難となる。
さらに、生体が静止していなかったり、震えていたり、
その他何らかの運動をしている場合には、運動ノイズの
数が多くなり過ぎて血圧測定ができない場合がある。
殆どの血圧測定装置は、生体の血圧を測定するために
何らかの対策を試みた後に、警報を発する。この状況下
では、生体の状態の監視は、ユーザが問題を解決するま
での間、中断される。
何らかの対策を試みた後に、警報を発する。この状況下
では、生体の状態の監視は、ユーザが問題を解決するま
での間、中断される。
発明の概要
本発明は、生体の血圧がその測定中に変化したり、生
体の不整脈の頻度が高かったり、血圧測定中に体動ノイ
ズが混入したりしても、生体の心臓血管状態を精度よく
監視する血圧測定システムを提供する。本発明の血圧測
定システムは、不整脈によって生ずるオシロメトリック
パルスの振幅を補正する不整脈パルス補正回路を含む。
従って、不整脈パルスは、生体の血圧の決定に使用する
ために保持され得る。オシロメトリック最高血圧値補正
回路は、生体の血圧がオシロメトリック式血圧測定中に
変化した場合に、測定されたオシロメトリック最高血圧
値を補正する。質保証データチェック回路は、オシロメ
トリック血圧値の信頼性を判定し、血圧測定過程におけ
る問題の原因を特定し、信頼性の高いオシロメトリック
式血圧測定が実行できない場合にユーザに報知し、ユー
ザによって特定された生体評価チェックを実行する。
体の不整脈の頻度が高かったり、血圧測定中に体動ノイ
ズが混入したりしても、生体の心臓血管状態を精度よく
監視する血圧測定システムを提供する。本発明の血圧測
定システムは、不整脈によって生ずるオシロメトリック
パルスの振幅を補正する不整脈パルス補正回路を含む。
従って、不整脈パルスは、生体の血圧の決定に使用する
ために保持され得る。オシロメトリック最高血圧値補正
回路は、生体の血圧がオシロメトリック式血圧測定中に
変化した場合に、測定されたオシロメトリック最高血圧
値を補正する。質保証データチェック回路は、オシロメ
トリック血圧値の信頼性を判定し、血圧測定過程におけ
る問題の原因を特定し、信頼性の高いオシロメトリック
式血圧測定が実行できない場合にユーザに報知し、ユー
ザによって特定された生体評価チェックを実行する。
好適な実施態様においては、本発明の血圧測定システ
ムは、生体の心筋の電位の変化によって発生する心電波
形を検出する心電波形検出装置を含む。脈波周期測定回
路は、連続する心電波形上の所定の周期的基準点の間の
時間である生体の脈波周期を決定する。
ムは、生体の心筋の電位の変化によって発生する心電波
形を検出する心電波形検出装置を含む。脈波周期測定回
路は、連続する心電波形上の所定の周期的基準点の間の
時間である生体の脈波周期を決定する。
本血圧測定システムは、また、生体の脈波を検出する
オキシメータ・センサを含む。脈波面積決定装置は、オ
キシメータ・センサから得られた脈波の波形を分析し
て、オキシメータ脈波の振幅もしくは脈波面積を決定
し、それを、異常な波形の識別のために利用する。
オキシメータ・センサを含む。脈波面積決定装置は、オ
キシメータ・センサから得られた脈波の波形を分析し
て、オキシメータ脈波の振幅もしくは脈波面積を決定
し、それを、異常な波形の識別のために利用する。
脈波伝播情報取得回路は、脈波が生体の心臓からオキ
シメータ・センサまで伝播するのに必要な時間を、オキ
シメータ脈波信号と心電波形とに基づいて決定する。脈
波伝播情報取得回路は、さらに、脈波の速度を決定す
る。
シメータ・センサまで伝播するのに必要な時間を、オキ
シメータ脈波信号と心電波形とに基づいて決定する。脈
波伝播情報取得回路は、さらに、脈波の速度を決定す
る。
血圧／脈波伝播情報関係決定回路は、脈波伝播時間と
生体血圧の間の関係を決定し、較正する。関係補正回路
は、心拍数測定回路によって測定された生体の心拍数に
基づいて血圧／伝播時間関係を補正する。推定血圧値決
定回路は、決定された脈波伝播時間に基づき、血圧／伝
播時間関係に従って、各心拍に対応する血圧値を推定す
る。
生体血圧の間の関係を決定し、較正する。関係補正回路
は、心拍数測定回路によって測定された生体の心拍数に
基づいて血圧／伝播時間関係を補正する。推定血圧値決
定回路は、決定された脈波伝播時間に基づき、血圧／伝
播時間関係に従って、各心拍に対応する血圧値を推定す
る。
血圧測定開始回路は、推定された血圧値と脈波周期の
異常と脈波面積の異常とが所定の基準を満たす場合に
は、新たなオシロメトリック式血圧測定を開始させる。
異常と脈波面積の異常とが所定の基準を満たす場合に
は、新たなオシロメトリック式血圧測定を開始させる。
本発明の上記のおよび他の特徴と利点は、その好適な
実施例についての以下の詳細な説明中に記載されもしく
はその説明から明らかにされる。
実施例についての以下の詳細な説明中に記載されもしく
はその説明から明らかにされる。
図面の簡単な説明
本発明の好適な実施例を以下の図面を参照しつつ詳細
に説明する。
に説明する。
図１は、生体の血圧変化と血圧測定の関係を説明する
図である。
図である。
図２は、本発明の血圧測定システムを示す一部概略一
部ブロック図である。
部ブロック図である。
図３は、図２の血圧測定システムのオキシメータ・セ
ンサの第１の好適実施例を示す一部概略一部ブロック図
である。
ンサの第１の好適実施例を示す一部概略一部ブロック図
である。
図４は、図２の血圧測定システムのオキシメータ・セ
ンサの第２の好適実施例を示す一部概略一部ブロック図
である。
ンサの第２の好適実施例を示す一部概略一部ブロック図
である。
図５は、図２の血圧測定システムの電子制御装置のブ
ロック図である。
ロック図である。
図６は、図２の血圧測定システムの作動を示すタイム
チャートである。
チャートである。
図７は、図３のオキシメータ・センサによって検出さ
れた光電脈波信号を示す図である。
れた光電脈波信号を示す図である。
図８は、生体の血液循環系の略図である。
図９は、図２と図４の血圧測定システムの好適な制御
ルーチンのフローチャートである。
ルーチンのフローチャートである。
図10Aと図10Bは、生体の血圧を測定するための好適な
制御サブルーチンのフローチャートである。
制御サブルーチンのフローチャートである。
図11は、不整脈によって発生するオシロメトリックパ
ルスを検出し、補正するための好適な制御サブルーチン
のフローチャートである。
ルスを検出し、補正するための好適な制御サブルーチン
のフローチャートである。
図12は、中止させられたオシロメトリック式血圧測定
を評価するための好適な制御サブルーチンのフローチャ
ートである。
を評価するための好適な制御サブルーチンのフローチャ
ートである。
図13Aと図13Bは、オシロメトリック式血圧測定の精度
を評価するための好適な制御サブルーチンのフローチャ
ートである。
を評価するための好適な制御サブルーチンのフローチャ
ートである。
図14は、オシロメトリック式血圧測定中の生体の血圧
変化を評価するための好適な制御サブルーチンのフロー
チャートである。
変化を評価するための好適な制御サブルーチンのフロー
チャートである。
図15は、オシロメトリック式血圧測定の終了時に生体
の最高血圧値を推定するための好適な制御サブルーチン
のフローチャートである。
の最高血圧値を推定するための好適な制御サブルーチン
のフローチャートである。
図16は、ユーザによって特定された生体状態評価チェ
ックを実行するための好適な制御サブルーチンのフロー
チャートである。
ックを実行するための好適な制御サブルーチンのフロー
チャートである。
好適な実施例の詳細な説明
図２は本発明の一実施例である血圧測定システム10を
示す。システム10は膨張可能なカフ12を含む。カフ12
は、好適には、フレキシブルな布製袋とその内部に設け
られたゴム製袋とから成り、上腕14等の生体の一部に巻
き回されて使用される。
示す。システム10は膨張可能なカフ12を含む。カフ12
は、好適には、フレキシブルな布製袋とその内部に設け
られたゴム製袋とから成り、上腕14等の生体の一部に巻
き回されて使用される。
カフ12は配管16を介して圧力センサ18と切り換えバル
ブ20と空気ポンプとに連結されている。切り換えバルブ
20は、昇圧状態と徐速排圧状態と急速排圧状態とに選択
的に切り換えられる。昇圧状態では、バルブ20は空気ポ
ンプ22からカフ12への圧縮空気の供給を許容する。徐速
排圧状態では、バルブ20は圧縮空気のカフ12からの徐速
での排出を許容する。急速排圧状態では、バルブ20は圧
縮空気のカフ12からの急速な排出を許容する。
ブ20と空気ポンプとに連結されている。切り換えバルブ
20は、昇圧状態と徐速排圧状態と急速排圧状態とに選択
的に切り換えられる。昇圧状態では、バルブ20は空気ポ
ンプ22からカフ12への圧縮空気の供給を許容する。徐速
排圧状態では、バルブ20は圧縮空気のカフ12からの徐速
での排出を許容する。急速排圧状態では、バルブ20は圧
縮空気のカフ12からの急速な排出を許容する。
圧力センサ18はカフ12内の空気圧を検出し、検出した
圧力を表す圧力信号SPを静圧フィルタ回路24と脈波フィ
ルタ回路26とに供給する。静圧フィルタ回路24はローパ
スフィルタを含み、圧力信号SPに含まれる静圧成分のみ
を抽出し、静的カフ圧を表すカフ圧信号SKとして出力す
る。カフ圧信号SKは、第1A/D変換器30を介して電子制御
装置28に供給される。
圧力を表す圧力信号SPを静圧フィルタ回路24と脈波フィ
ルタ回路26とに供給する。静圧フィルタ回路24はローパ
スフィルタを含み、圧力信号SPに含まれる静圧成分のみ
を抽出し、静的カフ圧を表すカフ圧信号SKとして出力す
る。カフ圧信号SKは、第1A/D変換器30を介して電子制御
装置28に供給される。
脈波フィルタ回路26はバンドパスフィルタを含み、圧
力信号SPに含まれる所定周波数域の振動成分のみを抽出
し、カフ圧信号SM1として第2A/D変換器32を介して電子
制御装置28に供給する。カフ圧信号SM1は、上腕動脈等
の生体の末梢動脈から発生して、右腕の上部14等の生体
の肢とカフ12が接する場所まで伝播する振動性の圧力波
を表す。
力信号SPに含まれる所定周波数域の振動成分のみを抽出
し、カフ圧信号SM1として第2A/D変換器32を介して電子
制御装置28に供給する。カフ圧信号SM1は、上腕動脈等
の生体の末梢動脈から発生して、右腕の上部14等の生体
の肢とカフ12が接する場所まで伝播する振動性の圧力波
を表す。
電子制御装置28は、好適には、中央処理ユニット（CP
U）34と読み出し専用メモリ（ROM）36とランダムアクセ
スメモリ（RAM）38と通信インタフェース（CIF）40とを
含む。CPU34は、ROM36に記憶された制御プログラムに従
って、RAM38の一次記憶機能を利用しつつ、入力信号を
処理する。CPU34は、また、CIF40と外部入力装置42を介
して、他の装置、コンピュータ、モニタから情報を受取
ったり、それらに対して情報を伝達したりする。CPU34
は、さらに、CIF40を介して表示装置44に対して表示信
号を出力したり、CIF40を介して制御装置46のスイッ
チ、キーボード、タッチ・スクリーン等から情報を受け
取ったりする。
U）34と読み出し専用メモリ（ROM）36とランダムアクセ
スメモリ（RAM）38と通信インタフェース（CIF）40とを
含む。CPU34は、ROM36に記憶された制御プログラムに従
って、RAM38の一次記憶機能を利用しつつ、入力信号を
処理する。CPU34は、また、CIF40と外部入力装置42を介
して、他の装置、コンピュータ、モニタから情報を受取
ったり、それらに対して情報を伝達したりする。CPU34
は、さらに、CIF40を介して表示装置44に対して表示信
号を出力したり、CIF40を介して制御装置46のスイッ
チ、キーボード、タッチ・スクリーン等から情報を受け
取ったりする。
血圧測定の開始時には、CPU34は、切り換えバルブ20
に制御信号を供給してバルブ20を昇圧状態に切り換える
一方、空気ポンプ22に駆動信号を供給してカフ12を膨
張、昇圧させる。こうして、生体の右腕の上部14が圧迫
される。次いで、CPU34は、バルブ20にさらに制御信号
を供給してバルブ20を徐速昇圧状態に切り換え、カフ12
内の空気圧を徐々に低下させる。
に制御信号を供給してバルブ20を昇圧状態に切り換える
一方、空気ポンプ22に駆動信号を供給してカフ12を膨
張、昇圧させる。こうして、生体の右腕の上部14が圧迫
される。次いで、CPU34は、バルブ20にさらに制御信号
を供給してバルブ20を徐速昇圧状態に切り換え、カフ12
内の空気圧を徐々に低下させる。
カフ12の空気圧が徐々に低下する間に、CPU34は、圧
力センサ18から脈波フィルタ回路26と静圧フィルタ回路
24とを介して脈波圧信号SM1とカフ圧信号SKとをそれぞ
れ取得する。次いで、CPU34は、良く知られたオシロメ
トリック式血圧測定法により、得られた信号SM1、SKに
基づいて、生体の最高血圧値SBP、最低血圧値DBP、平均
血圧値BPmeanを決定する。本血圧測定法では、振動性の
圧脈波（脈波圧信号SM1）の心拍同期パルスの各振幅の
変化に基づいて血圧を決定する。
力センサ18から脈波フィルタ回路26と静圧フィルタ回路
24とを介して脈波圧信号SM1とカフ圧信号SKとをそれぞ
れ取得する。次いで、CPU34は、良く知られたオシロメ
トリック式血圧測定法により、得られた信号SM1、SKに
基づいて、生体の最高血圧値SBP、最低血圧値DBP、平均
血圧値BPmeanを決定する。本血圧測定法では、振動性の
圧脈波（脈波圧信号SM1）の心拍同期パルスの各振幅の
変化に基づいて血圧を決定する。
血圧測定システム10は、また、心電波形検出装置48を
含む。心電波形検出装置48は生体の心筋の電位の変化を
示す心電波形を連続的に検出する。心電波形検出装置48
は、複数の電極50から供給される信号から心電波形を取
得する。電極50は生体上の所定の位置に取り付けられ
る。心電波形検出装置48としては、好適には、心電計が
使用され、心電計によって検出される心電図が心電波形
として好適に使用される。
含む。心電波形検出装置48は生体の心筋の電位の変化を
示す心電波形を連続的に検出する。心電波形検出装置48
は、複数の電極50から供給される信号から心電波形を取
得する。電極50は生体上の所定の位置に取り付けられ
る。心電波形検出装置48としては、好適には、心電計が
使用され、心電計によって検出される心電図が心電波形
として好適に使用される。
心電波形検出装置48は、心電波形を、第3A/D変換器52
を介して制御装置28に供給する。表示装置44は、ユーザ
の選択により、心電波形を記録紙（図示せず）上に記録
することができる。心電波形検出装置48は、また、後述
するように、生体の第１部分から脈波を検出する第１脈
波検出装置としても機能する。
を介して制御装置28に供給する。表示装置44は、ユーザ
の選択により、心電波形を記録紙（図示せず）上に記録
することができる。心電波形検出装置48は、また、後述
するように、生体の第１部分から脈波を検出する第１脈
波検出装置としても機能する。
血圧測定システム10は、さらに、オキシメータ・セン
サ54を含む。オキシメータ・センサ54の第１の好適な実
施例を図３に示す。
サ54を含む。オキシメータ・センサ54の第１の好適な実
施例を図３に示す。
オキシメータ・センサ54は、好適には、光電脈波検出
器56を含む。光電脈波検出器56は、生体の表面58に密着
させられる。光電脈波検出器56は、好適には、バンド
（図示せず）を使用して、生体の指先に取り付けられ
る。
器56を含む。光電脈波検出器56は、生体の表面58に密着
させられる。光電脈波検出器56は、好適には、バンド
（図示せず）を使用して、生体の指先に取り付けられ
る。
光電脈波検出器56は、上部62と側部64と開放された底
とを有する容器状のハウジング60を含む。受光器66が、
上部62の下面に取り付けられる。受光器66は、好適に
は、ハウジング60の上部62の中央位置に設けられる。
とを有する容器状のハウジング60を含む。受光器66が、
上部62の下面に取り付けられる。受光器66は、好適に
は、ハウジング60の上部62の中央位置に設けられる。
第１発光器群68aと第２発光器群68bとが、上部62の下
面に、受光器66を中心として交互に取り付けられる。第
１発光器群68aの各発光器は、好適には、波長約660nmの
赤色光を発光し、第２発光器群68bの各発光器は、好適
には、波長約800nmの赤外光を発光する。
面に、受光器66を中心として交互に取り付けられる。第
１発光器群68aの各発光器は、好適には、波長約660nmの
赤色光を発光し、第２発光器群68bの各発光器は、好適
には、波長約800nmの赤外光を発光する。
ハウジング60の内部はアクリル樹脂等の透明な樹脂70
で満たされ、それにより受光器66と発光器68a,68bとが
覆われる。金属板等からなる遮光部材72がハウジング60
の内部に設けられ、それにより受光器66には体表面58か
ら直接反射した光が入射しないようにされている。
で満たされ、それにより受光器66と発光器68a,68bとが
覆われる。金属板等からなる遮光部材72がハウジング60
の内部に設けられ、それにより受光器66には体表面58か
ら直接反射した光が入射しないようにされている。
作動時には、第１発光器群68aと第２発光器群68bと
が、所定の周波数で、交互に発光する。従って、第１群
68aと第２群68bの発光器が同時に発光することはない。
第１群68aと第２群68bの何れの発光器から出た光も、生
体の表面58上で一部は反射し他の一部は表面内部に侵入
し、生体の毛細血管中のヘモグロビンによって散乱させ
られる。そして、散乱光の一部が受光器66によって検出
される。
が、所定の周波数で、交互に発光する。従って、第１群
68aと第２群68bの発光器が同時に発光することはない。
第１群68aと第２群68bの何れの発光器から出た光も、生
体の表面58上で一部は反射し他の一部は表面内部に侵入
し、生体の毛細血管中のヘモグロビンによって散乱させ
られる。そして、散乱光の一部が受光器66によって検出
される。
第１発光器群68aとしては波長約660nmの赤色光を発光
するものが好適であるが、酸化ヘモグロビンによる吸光
度と還元ヘモグロビンによる吸光度とが実質的に異なる
光であれば、他の波長の光を使用してもよい。
するものが好適であるが、酸化ヘモグロビンによる吸光
度と還元ヘモグロビンによる吸光度とが実質的に異なる
光であれば、他の波長の光を使用してもよい。
受光器66は、生体の表面58近くの毛細血管によって散
乱させられた光の一部を検出し、検出した光量に比例す
る大きさの脈波信号SM2を出力する。この脈波信号SM
2は、ローパスフィルタ76を介してデマルチプレキサ74
に供給される。
乱させられた光の一部を検出し、検出した光量に比例す
る大きさの脈波信号SM2を出力する。この脈波信号SM
2は、ローパスフィルタ76を介してデマルチプレキサ74
に供給される。
作動時には、CPU34は、駆動回路86を介して、光電脈
波検出器56の第１発光器群68aと第２発光器群68bに駆動
信号SLVを送る。上記のように、CPU34は第１発光器群68
aと第２発光器群68bが交互に発光するようにそれらを制
御する。
波検出器56の第１発光器群68aと第２発光器群68bに駆動
信号SLVを送る。上記のように、CPU34は第１発光器群68
aと第２発光器群68bが交互に発光するようにそれらを制
御する。
ローパスフィルタ76は、脈波信号SM2から高周波数の
ノイズを除去するものである。必要に応じ、受光器66と
ローパスフィルタ76の間に増幅器（図示せず）を設けて
もよい。
ノイズを除去するものである。必要に応じ、受光器66と
ローパスフィルタ76の間に増幅器（図示せず）を設けて
もよい。
デマルチプレキサ74は、駆動回路86と光電脈波検出器
56とに同期させられる。従って、デマルチプレキサ74
は、制御装置28の入力／出力ポートに対して、サンプル
ホールド回路78と第4A/D変換器80を介しての赤色光信号
SMRの供給と、サンプルホールド回路82と第5A/D変換器8
4を介しての赤外光信号SMIRの供給とを交互に行う。CPU
34は、デマルチプレキサ74に切り換え信号SCを送ること
によって、赤色光信号SMRをサンプルホールド回路78に
入力させ、赤外光信号SMIRをサンプルホールド回路82に
入力させる。２つのサンプルホールド回路78,80はそれ
ぞれ、前回の信号SMR,SMIRが制御装置28によって処理せ
れるまで、今回の信号SMR,SMIRを制御装置28に対して出
力することなく保持する。
56とに同期させられる。従って、デマルチプレキサ74
は、制御装置28の入力／出力ポートに対して、サンプル
ホールド回路78と第4A/D変換器80を介しての赤色光信号
SMRの供給と、サンプルホールド回路82と第5A/D変換器8
4を介しての赤外光信号SMIRの供給とを交互に行う。CPU
34は、デマルチプレキサ74に切り換え信号SCを送ること
によって、赤色光信号SMRをサンプルホールド回路78に
入力させ、赤外光信号SMIRをサンプルホールド回路82に
入力させる。２つのサンプルホールド回路78,80はそれ
ぞれ、前回の信号SMR,SMIRが制御装置28によって処理せ
れるまで、今回の信号SMR,SMIRを制御装置28に対して出
力することなく保持する。
CPU34は、信号SMR,SMIRの振幅に基づいて生体の血中
酸素飽和度を決定する。CPU34は、ROM36に記憶された所
定のプログラムに従って血中酸素飽和度を決定する。血
中酸素飽和度の決定の方法の一例が、米国特許第513139
1号に開示されている。光電脈波検出器56は、また、後
述するように、第２脈波検出装置としても機能する。
酸素飽和度を決定する。CPU34は、ROM36に記憶された所
定のプログラムに従って血中酸素飽和度を決定する。血
中酸素飽和度の決定の方法の一例が、米国特許第513139
1号に開示されている。光電脈波検出器56は、また、後
述するように、第２脈波検出装置としても機能する。
図４は、オキシメータ・センサ54の第２の好適な実施
例を示す。本実施例は、光電脈波検出器56'を含む。
例を示す。本実施例は、光電脈波検出器56'を含む。
光電脈波検出器56'は、指61等の生体の一部を受け入
れ可能なハウジング60'を含む。ハウジング60'は、上部
62'と側部64'と底部66'とを有する。受光器66'と発光器
68'とが、ハウジング60'の相対向する２つの内面にそれ
ぞれ取りけられる。受光器66'は好適には底部66'の内面
に取り付けられ、発光器68'は好適には上部62'の内面に
取り付けられる。
れ可能なハウジング60'を含む。ハウジング60'は、上部
62'と側部64'と底部66'とを有する。受光器66'と発光器
68'とが、ハウジング60'の相対向する２つの内面にそれ
ぞれ取りけられる。受光器66'は好適には底部66'の内面
に取り付けられ、発光器68'は好適には上部62'の内面に
取り付けられる。
受光器68'は好適には波長約660nmの赤色光を発生させ
る。もっとも、血液中のヘモグロビンによって反射され
る波長の光であれば、他の波長の光を発生させるもので
もよい。
る。もっとも、血液中のヘモグロビンによって反射され
る波長の光であれば、他の波長の光を発生させるもので
もよい。
作動時には、CPU34は駆動回路86'を介して光電脈波検
出器56'の発光器68'に駆動信号SLVを送る。発光器68'か
ら出た光の中で指61を流れる血液中のヘモグロビンによ
って反射されなかった光が、受光器66'によって検出さ
れる。
出器56'の発光器68'に駆動信号SLVを送る。発光器68'か
ら出た光の中で指61を流れる血液中のヘモグロビンによ
って反射されなかった光が、受光器66'によって検出さ
れる。
受光器66'は、指61を透過した後受光器66'によって検
出された光量に比例する大きさの脈波信号SM2を出力す
る。指61を透過した光量は、指61に存在するヘモグロビ
ンの瞬間的な量、即ち、指61に存在する瞬間的な血液量
を表す。従って、脈波信号SM2は、生体の心拍に同期し
て振動ないし脈動する。このように、光電脈波検出器5
6'は第２脈波検出装置として機能する。脈波信号SM2はA
/D変換器80'を介して制御装置28に供給される。
出された光量に比例する大きさの脈波信号SM2を出力す
る。指61を透過した光量は、指61に存在するヘモグロビ
ンの瞬間的な量、即ち、指61に存在する瞬間的な血液量
を表す。従って、脈波信号SM2は、生体の心拍に同期し
て振動ないし脈動する。このように、光電脈波検出器5
6'は第２脈波検出装置として機能する。脈波信号SM2はA
/D変換器80'を介して制御装置28に供給される。
第２脈波検出装置として機能することに加えて、光電
脈波検出器56'はさらにオキシメータとしても機能す
る。CPU34は、脈波信号SM2の振動に基づいて生体の血中
酸素飽和度を決定する。CPU34は、ROM36に記憶された所
定のプログラムに従って血中酸素飽和度を決定する。
脈波検出器56'はさらにオキシメータとしても機能す
る。CPU34は、脈波信号SM2の振動に基づいて生体の血中
酸素飽和度を決定する。CPU34は、ROM36に記憶された所
定のプログラムに従って血中酸素飽和度を決定する。
図５は、本発明の血圧測定システム10の電子制御装置
28が有する種々の制御機能を示す。
28が有する種々の制御機能を示す。
制御装置28は、カフ圧調節回路88を介してカフ12内の
空気圧を調節する。血圧測定の開始時には、カフ圧調節
回路88が切り換えバルブ20を昇圧状態に切り換え、空気
ポンプ22を駆動することにより、カフ12の空気圧を急速
に180mmHg等の所定圧力まで上昇させる。生体の血圧測
定が最近行われたのであれば、カフ圧調節回路88はその
際測定された最高血圧値を適当な値（例えば30mmHg）だ
け上回る圧力までカフ12を膨張させてもよい。次いで、
カフ圧調節回路88は切り換えバルブ20を徐速降圧状態に
切り換えて、カフ12の空気圧を徐々に（好適には、約3m
mHg/secの変化率で）低下させる。
空気圧を調節する。血圧測定の開始時には、カフ圧調節
回路88が切り換えバルブ20を昇圧状態に切り換え、空気
ポンプ22を駆動することにより、カフ12の空気圧を急速
に180mmHg等の所定圧力まで上昇させる。生体の血圧測
定が最近行われたのであれば、カフ圧調節回路88はその
際測定された最高血圧値を適当な値（例えば30mmHg）だ
け上回る圧力までカフ12を膨張させてもよい。次いで、
カフ圧調節回路88は切り換えバルブ20を徐速降圧状態に
切り換えて、カフ12の空気圧を徐々に（好適には、約3m
mHg/secの変化率で）低下させる。
カフ12の空気圧が徐々に低下する間に、血圧測定回路
90が良く知られたオシロメトリック法を用いて生体の最
高、最低、平均血圧値を測定する。この血圧測定法は、
カフ12の空気圧が徐々に低下する間に脈波フィルタ回路
26を介して取得された振動性圧脈波（カフ振動性圧脈波
信号SM1）の心拍同期パルスの各振幅の変化に基づいて
行われる。
90が良く知られたオシロメトリック法を用いて生体の最
高、最低、平均血圧値を測定する。この血圧測定法は、
カフ12の空気圧が徐々に低下する間に脈波フィルタ回路
26を介して取得された振動性圧脈波（カフ振動性圧脈波
信号SM1）の心拍同期パルスの各振幅の変化に基づいて
行われる。
脈波伝播情報取得回路92は時間差決定回路（図示せ
ず）を含む。時間差決定回路は、心電波形検出装置48に
よって連続的に検出された周期性パルスの各々の心電波
形上の所定の周期的点と、オキシメータ・センサ54の光
電脈波検出器56によって検出される周期性パルスの中の
それに対応するパルスの波形上の所定の周期的点の間の
時間差として、脈波伝播時間DTRPを決定する。本実施例
においては、脈波伝播情報取得回路92は、図６に示すよ
うに、心電波形上のＲ点と、光電脈波検出器56によって
検出された光電脈波の最小点の間の時間差DTRPを決定す
る。
ず）を含む。時間差決定回路は、心電波形検出装置48に
よって連続的に検出された周期性パルスの各々の心電波
形上の所定の周期的点と、オキシメータ・センサ54の光
電脈波検出器56によって検出される周期性パルスの中の
それに対応するパルスの波形上の所定の周期的点の間の
時間差として、脈波伝播時間DTRPを決定する。本実施例
においては、脈波伝播情報取得回路92は、図６に示すよ
うに、心電波形上のＲ点と、光電脈波検出器56によって
検出された光電脈波の最小点の間の時間差DTRPを決定す
る。
脈波伝播情報取得回路92は、さらに、決定された脈波
伝播時間DTRPに基づき、以下に示す式（１）に従って、
生体の動脈を伝播する脈波の伝播速度VM（m/sec）を決
定する。
伝播時間DTRPに基づき、以下に示す式（１）に従って、
生体の動脈を伝播する脈波の伝播速度VM（m/sec）を決
定する。
VM＝L/（DTRP−TPEP） （１）
但し、Ｌは、生体の左心室から大動脈および他の末梢
動脈を経由して光電脈波検出器56が取り付けられた点ま
での動脈の長さであり、TPEPは心電波形のＲ波と大動脈
脈波波形の最小点（立ち上がり点）の間の前駆出期間で
ある。
動脈を経由して光電脈波検出器56が取り付けられた点ま
での動脈の長さであり、TPEPは心電波形のＲ波と大動脈
脈波波形の最小点（立ち上がり点）の間の前駆出期間で
ある。
血圧／脈波伝播情報関係決定回路94は、それぞれ以下
に示す式（２）または式（３）によって表される推定最
高血圧値EBPSYSと脈波伝播時間DTRPまたは脈波伝播速度
VMの関係を、予め決定する。
に示す式（２）または式（３）によって表される推定最
高血圧値EBPSYSと脈波伝播時間DTRPまたは脈波伝播速度
VMの関係を、予め決定する。
EBPSYS＝Ａ（DTRP）＋Ｂ （２）
EBPSYS＝Ｃ（VM）＋Ｄ （３）
但し、Ａは負の定数であり、Ｂ、Ｃ、Ｄは正の定数で
ある。
ある。
式（２）は、最高血圧SBPと脈波伝播時間DTRPの関係
を示し、式（３）は最高血圧SBPと脈波伝播速度VMとの
関係を示す。もっとも、血圧／脈波伝播情報関係決定回
路94は、平均血圧BPMEAN（または最低血圧DBP）と脈波
伝播時間DTRPまたは脈波伝播速度VMとの関係を決定する
ものであってもよい。どのタイプの血圧／脈波伝播情報
関係を決定するかは、一般的には、最高血圧値、平均血
圧値、最低血圧値の中のどの血圧値を推定血圧値EBPと
して選択するかによって決まる。
を示し、式（３）は最高血圧SBPと脈波伝播速度VMとの
関係を示す。もっとも、血圧／脈波伝播情報関係決定回
路94は、平均血圧BPMEAN（または最低血圧DBP）と脈波
伝播時間DTRPまたは脈波伝播速度VMとの関係を決定する
ものであってもよい。どのタイプの血圧／脈波伝播情報
関係を決定するかは、一般的には、最高血圧値、平均血
圧値、最低血圧値の中のどの血圧値を推定血圧値EBPと
して選択するかによって決まる。
推定血圧値決定回路96は、血圧／脈波伝播情報関係決
定回路94によって決定された関係に従って、生体の推定
血圧値EBPを連続的に決定する。推定血圧値決定回路96
は、好適には、推定最高検圧値EBPSYSを決定する。推定
血圧値決定回路96によって決定された推定最高血圧値EB
PSYSは、表示装置44に対して連続的に出力される。表示
装置44は、各心拍同期パルスに対応して、推定最高血圧
値EBPSYSを連続的に表示する。
定回路94によって決定された関係に従って、生体の推定
血圧値EBPを連続的に決定する。推定血圧値決定回路96
は、好適には、推定最高検圧値EBPSYSを決定する。推定
血圧値決定回路96によって決定された推定最高血圧値EB
PSYSは、表示装置44に対して連続的に出力される。表示
装置44は、各心拍同期パルスに対応して、推定最高血圧
値EBPSYSを連続的に表示する。
脈波周期測定回路98は、心電波形検出装置48によって
検出された心電波形の連続する２つのパルス上の所定の
周期的点の間の時間差として、脈波周期RRを決定する。
本実施例においては、脈波周期測定回路98は、心電波形
の連続する２つのパルスのＲ点の間の時間差を決定す
る。
検出された心電波形の連続する２つのパルス上の所定の
周期的点の間の時間差として、脈波周期RRを決定する。
本実施例においては、脈波周期測定回路98は、心電波形
の連続する２つのパルスのＲ点の間の時間差を決定す
る。
心拍数測定回路100は、脈波周期測定回路98によって
決定された脈波周期から生体の心拍数を決定する。関係
補正回路102は、心拍数測定回路100によって決定された
心拍数と所定の補正係数とに基づいて、血圧／脈波伝播
情報関係決定回路94によって決定された血圧／脈波伝播
情報関係を補正する。
決定された脈波周期から生体の心拍数を決定する。関係
補正回路102は、心拍数測定回路100によって決定された
心拍数と所定の補正係数とに基づいて、血圧／脈波伝播
情報関係決定回路94によって決定された血圧／脈波伝播
情報関係を補正する。
脈波面積決定回路104は、光電脈波検出器56によって
検出された光電脈波の各パルスの波形によって規定され
る面積Ｓを、そのパルスの周期Ｗと振幅Ｌとに基づいて
正規化することによって、脈波面積VRを決定する。
検出された光電脈波の各パルスの波形によって規定され
る面積Ｓを、そのパルスの周期Ｗと振幅Ｌとに基づいて
正規化することによって、脈波面積VRを決定する。
図７に示すように、光電脈波の各パルスの波形は、数
ミリ秒等の所定間隔で入力されて各々が振幅を表す一続
きのデータ点によって規定される。脈波面積Ｓは、所定
間隔で入力された各データ点の大きさを、パルスの周期
Ｗについて積分することによって得られる。正規化され
た脈波面積VRは、式（４）によって算出される。
ミリ秒等の所定間隔で入力されて各々が振幅を表す一続
きのデータ点によって規定される。脈波面積Ｓは、所定
間隔で入力された各データ点の大きさを、パルスの周期
Ｗについて積分することによって得られる。正規化され
た脈波面積VRは、式（４）によって算出される。
VR＝S/（WXL） （４）
但し、Ｌはパルスの振幅である。
正規化脈波面積VRは、脈波面積Ｓの、パルス周期Ｗと
パルス振幅Ｌとによって規定される面積に対する比を示
す無次元の値である。
パルス振幅Ｌとによって規定される面積に対する比を示
す無次元の値である。
血圧測定開始回路106は、推定血圧値異常判定回路108
と脈波面積異常判定回路110と脈波周期異常判定回路112
とを含む。
と脈波面積異常判定回路110と脈波周期異常判定回路112
とを含む。
推定血圧値異常判定回路108は、推定血圧値決定回路9
6によって決定された推定最高血圧値EBPSYSが、カフ12
を用いて血圧測定回路90によって測定された最後の最高
血圧値から所定量だけずれた場合に、その推定最高血圧
値EBPSYSを異常と判定する。
6によって決定された推定最高血圧値EBPSYSが、カフ12
を用いて血圧測定回路90によって測定された最後の最高
血圧値から所定量だけずれた場合に、その推定最高血圧
値EBPSYSを異常と判定する。
脈波面積異常判定回路110は、脈波面積決定回路104に
よって決定された脈波面積VRが、カフ12を用いた前回の
血圧測定において決定された脈波面積VRから所定量だけ
ずれた場合に、その脈波面積VRを異常と判定する。
よって決定された脈波面積VRが、カフ12を用いた前回の
血圧測定において決定された脈波面積VRから所定量だけ
ずれた場合に、その脈波面積VRを異常と判定する。
脈波周期異常判定回路112は、脈波周期決定回路98に
よって決定された脈波周期RRが、カフ12を用いた前回の
血圧測定において決定された脈波周期RRから所定量だけ
ずれた場合に、その脈波周期RRを異常と判定する。本実
施例においては、血圧測定開始回路106は、１）推定最
高血圧値EPBSYSが異常と判定された場合と、２）脈波周
期RRと脈波面積VRの何れかが異常と判定された場合に、
血圧測定回路90による新たな血圧測定を開始させる。
よって決定された脈波周期RRが、カフ12を用いた前回の
血圧測定において決定された脈波周期RRから所定量だけ
ずれた場合に、その脈波周期RRを異常と判定する。本実
施例においては、血圧測定開始回路106は、１）推定最
高血圧値EPBSYSが異常と判定された場合と、２）脈波周
期RRと脈波面積VRの何れかが異常と判定された場合に、
血圧測定回路90による新たな血圧測定を開始させる。
不整脈パルス補正回路114は、不整脈によって生じた
オシロメトリックパルスの振幅を補正することにより、
それらのパルスをオシロメトリック式血圧測定において
使用可能なものとする。
オシロメトリックパルスの振幅を補正することにより、
それらのパルスをオシロメトリック式血圧測定において
使用可能なものとする。
上記のように、不整脈は主として心筋の電気伝達過程
の不調に関係する。不整脈は、心電波形のビート間の間
隔の短縮もしくは延長として、あるいは、心電波形の形
状の変化として現れる。心室前収縮（pre−ventricular
contraction）等の数タイプの不整脈では、異常なビー
トが通常よりも早期に発生し、次のビートはそれが正常
なビートであるか不整脈であるかを問わず遅延する。従
って、不整脈によって生じたオシロメトリックパルスを
利用するためには、不整脈パルスに対応する生体の血圧
変化を補正する必要がある。
の不調に関係する。不整脈は、心電波形のビート間の間
隔の短縮もしくは延長として、あるいは、心電波形の形
状の変化として現れる。心室前収縮（pre−ventricular
contraction）等の数タイプの不整脈では、異常なビー
トが通常よりも早期に発生し、次のビートはそれが正常
なビートであるか不整脈であるかを問わず遅延する。従
って、不整脈によって生じたオシロメトリックパルスを
利用するためには、不整脈パルスに対応する生体の血圧
変化を補正する必要がある。
不整脈については、正常なビートによって駆出される
よりも多量もしくは少量の血液が動脈系に駆出され得
る。つまり、不整脈によって一回心拍出量が変動し得る
のである。心臓付近においては、心臓の一回拍出量によ
って生ずる大動脈血圧PA（ｔ）は、その拍出の開始時に
おける圧力と、心臓によって生ずる容積流量QA（ｔ）
と、脈管系の全インピーダンスZSとに依存する。この関
係は式（５）によって与えられる。
よりも多量もしくは少量の血液が動脈系に駆出され得
る。つまり、不整脈によって一回心拍出量が変動し得る
のである。心臓付近においては、心臓の一回拍出量によ
って生ずる大動脈血圧PA（ｔ）は、その拍出の開始時に
おける圧力と、心臓によって生ずる容積流量QA（ｔ）
と、脈管系の全インピーダンスZSとに依存する。この関
係は式（５）によって与えられる。
PA（ｔ）＝ZSQA（ｔ） （５）
脈管インピーダンスは、動脈樹（arterial tree）の
弾力度（compliance）と抵抗並びに血液の慣性によって
支配される。大動脈血圧PA（ｔ）は、平均血圧BPMEANと
時間変化血圧PP（ｔ）とからなり、この関係は式（６）
によって表される。
弾力度（compliance）と抵抗並びに血液の慣性によって
支配される。大動脈血圧PA（ｔ）は、平均血圧BPMEANと
時間変化血圧PP（ｔ）とからなり、この関係は式（６）
によって表される。
PA（ｔ）＝BPMEAN＋PP（ｔ） （６）
平均血圧BPMEANは、主として、心拍出量（cardiac ou
tput）と動脈樹の全末梢抵抗とに依存する。時間変化血
圧PP（ｔ）の振幅は、普通、脈圧（pulse presure）と
して知られるものである。一回の心拍（heartbeat）に
ついて、平均心拍出量（mean cardiac output）は、丁
度、一回心拍出量（stroke volume）をそれに対応する
パルスの継続時間で割ったものである。従って、安定状
態の諸条件を仮定すると、血圧パルスの平均圧力は式
（７）によって表される。
tput）と動脈樹の全末梢抵抗とに依存する。時間変化血
圧PP（ｔ）の振幅は、普通、脈圧（pulse presure）と
して知られるものである。一回の心拍（heartbeat）に
ついて、平均心拍出量（mean cardiac output）は、丁
度、一回心拍出量（stroke volume）をそれに対応する
パルスの継続時間で割ったものである。従って、安定状
態の諸条件を仮定すると、血圧パルスの平均圧力は式
（７）によって表される。
BPMEAN＝RpΔVs/Δtb （７）
但し、BPMEANは平均大動脈血圧であり、Rpは動脈樹の
全末梢抵抗であり、 ΔVsは一回心拍出量であり、Δtbは当該パルスの継続
時間である。
全末梢抵抗であり、 ΔVsは一回心拍出量であり、Δtbは当該パルスの継続
時間である。
脈圧と脈波の形状とは、一回心拍出量と動脈樹の弾力
度と抵抗に依存する。略安定状態にある生体において
は、動脈樹の弾力度と抵抗は、大量の出血を引き起こす
主要な血管の切断等の特殊な状況が生じない限り、徐々
に変化する傾向がある。従って、各ビートのレベルで
は、脈圧も平均血圧も共に、主として、最後の心臓収縮
によって駆出される血液量に依存する。
度と抵抗に依存する。略安定状態にある生体において
は、動脈樹の弾力度と抵抗は、大量の出血を引き起こす
主要な血管の切断等の特殊な状況が生じない限り、徐々
に変化する傾向がある。従って、各ビートのレベルで
は、脈圧も平均血圧も共に、主として、最後の心臓収縮
によって駆出される血液量に依存する。
不整脈によって生ずる一回心拍出量における変化は、
血液充填時間（filling time）の延長もしくは短縮、あ
るいは、心臓の収縮強度（contractile strength）の減
少の結果である。一回心拍出量が増加すれば、血圧が上
昇する。同様に、一回心拍出量が減少すれば、その結果
としての血圧も低下する。さらに、心拍が正常より早く
発生すれば、その結果としての血圧は、正常な心拍の開
始時よりも高くなり得る。
血液充填時間（filling time）の延長もしくは短縮、あ
るいは、心臓の収縮強度（contractile strength）の減
少の結果である。一回心拍出量が増加すれば、血圧が上
昇する。同様に、一回心拍出量が減少すれば、その結果
としての血圧も低下する。さらに、心拍が正常より早く
発生すれば、その結果としての血圧は、正常な心拍の開
始時よりも高くなり得る。
早い心拍によってその一回心拍出量が減少することが
あり得るとしても、その結果としての異常なパルスは正
常なパルスより高い圧力で始まり、その結果、より高い
ピーク圧に達し得る。逆に、異常パルスが遅れたもので
ある場合には、血液充填時間が延長し一回心拍出量が増
加するので、血圧が十分に低下し得る結果として、体積
脈圧（volume pulse pressure）と低圧側開始（最低）
血圧との和が正常な心拍によって生ずるそれよりも小さ
いものとなり得る。
あり得るとしても、その結果としての異常なパルスは正
常なパルスより高い圧力で始まり、その結果、より高い
ピーク圧に達し得る。逆に、異常パルスが遅れたもので
ある場合には、血液充填時間が延長し一回心拍出量が増
加するので、血圧が十分に低下し得る結果として、体積
脈圧（volume pulse pressure）と低圧側開始（最低）
血圧との和が正常な心拍によって生ずるそれよりも小さ
いものとなり得る。
生体の血圧をその上腕上で血流阻止カフを使用して測
定する場合、測定される血圧は、上腕動脈の血圧であっ
て、大動脈の血圧とは異なり得る。動脈樹におけるどの
場所の血圧も、中心の大動脈圧と脈管系のインピーダン
ス分布とに依存する。
定する場合、測定される血圧は、上腕動脈の血圧であっ
て、大動脈の血圧とは異なり得る。動脈樹におけるどの
場所の血圧も、中心の大動脈圧と脈管系のインピーダン
ス分布とに依存する。
図８に示すように、脈管系は、心臓であるポンプ115
が、大動脈圧PA（ｔ）で、生体の右腕と左腕と残部とに
供給される周期的な血流QA（ｔ）を発生させるものとモ
デル化することができる。生体はインピーダンスZSで表
される。右腕は、手の抵抗Rhに連結された腕のインピー
ダンスZraとしてモデル化される。左腕も同様にモデル
化され得るが、その腕のインピーダンスZlaと手の抵抗R
hとの間に介在する別のインピーダンスZBを含む。イン
ピーダンスZBは、カフ12が膨張する際の圧迫によって生
ずる腕のインピーダンスの増大を表す。
が、大動脈圧PA（ｔ）で、生体の右腕と左腕と残部とに
供給される周期的な血流QA（ｔ）を発生させるものとモ
デル化することができる。生体はインピーダンスZSで表
される。右腕は、手の抵抗Rhに連結された腕のインピー
ダンスZraとしてモデル化される。左腕も同様にモデル
化され得るが、その腕のインピーダンスZlaと手の抵抗R
hとの間に介在する別のインピーダンスZBを含む。イン
ピーダンスZBは、カフ12が膨張する際の圧迫によって生
ずる腕のインピーダンスの増大を表す。
生体上の異なる場所での血圧は、それらの系統的イン
ピーダンスによって、大動脈圧に関係付けられる。例え
ば、右手の血圧Ph（ｔ）と左上腕動脈の血圧PB（ｔ）と
は、それぞれ、式（８）と式（９）とによって表され
る。
ピーダンスによって、大動脈圧に関係付けられる。例え
ば、右手の血圧Ph（ｔ）と左上腕動脈の血圧PB（ｔ）と
は、それぞれ、式（８）と式（９）とによって表され
る。
Ph（ｔ）＝PA（ｔ）［Rh/（Zra＋Rh）］ 式（８）
PB（ｔ）＝PA（ｔ）［（Zla＋Rh）／（Zla＋ZB＋Rh）］ 式（９）
式（８）と式（９）から明らかなように、右手の血圧
と左上腕動脈の血圧とは共に大動脈圧に依存する。式
（８）と式（９）を組み合わせることによって、左上腕
動脈の血圧PB（ｔ）は、式（10）によって表される。
と左上腕動脈の血圧とは共に大動脈圧に依存する。式
（８）と式（９）を組み合わせることによって、左上腕
動脈の血圧PB（ｔ）は、式（10）によって表される。
PB（ｔ）＝Ph（ｔ）［（Zla＋Rh）（Zra＋Rh）／［Rh（Zla＋ZB＋Rh）］
式（10）
右手の血圧と左上腕動脈の血圧の差は、通常、右手の
平均血圧の方が少し低くかつ右手の脈圧の方が高い。右
手の平均血圧の方が少し低いのは、複数の管からなる系
を流れる如何なるタイプの流れにも見られる粘性抵抗損
（viscous resistance losses）によるものである。両
手に共通する脈圧の増幅は、脈波が弾力性のある（comp
liant）血管を通過する際にその形状が変化することに
よるものである。脈波形状の変化は、血管の壁の弾力度
によって支配される脈波速度の周波数依存性（frequenc
y dependence）の結果である。脈波形状が変化する結
果、動脈樹の異なる点において、最高血圧値および最低
血圧値に差が生ずる。血圧の位置変化は、個々の生体毎
に異なり、また、各生体の中でも血管運動神経の緊張度
（vasomotor tone）が変化するに従って変化する。
平均血圧の方が少し低くかつ右手の脈圧の方が高い。右
手の平均血圧の方が少し低いのは、複数の管からなる系
を流れる如何なるタイプの流れにも見られる粘性抵抗損
（viscous resistance losses）によるものである。両
手に共通する脈圧の増幅は、脈波が弾力性のある（comp
liant）血管を通過する際にその形状が変化することに
よるものである。脈波形状の変化は、血管の壁の弾力度
によって支配される脈波速度の周波数依存性（frequenc
y dependence）の結果である。脈波形状が変化する結
果、動脈樹の異なる点において、最高血圧値および最低
血圧値に差が生ずる。血圧の位置変化は、個々の生体毎
に異なり、また、各生体の中でも血管運動神経の緊張度
（vasomotor tone）が変化するに従って変化する。
もっとも、血圧が安定した生体では、血管運動神経の
緊張度のビート毎の変化は一般に小さい。それは、自律
神経系が、通常、ノルエピネフリン等の分泌物質を介し
て、血管運動神経の緊張度を調節するからである。ある
血管運動神経状態にある生体において、ある場所での血
圧と他の場所での血圧との関係は、心臓と血圧測定が行
われる各場所の間の圧力と流れの特性（インピーダン
ス）に依存する。それらの関係はビート毎で殆ど変化し
ない傾向にある。従って、ある場所での血圧と他の場所
での血圧との関係は、心拍出量が一定である限り、一定
であるとの仮定がなされる。
緊張度のビート毎の変化は一般に小さい。それは、自律
神経系が、通常、ノルエピネフリン等の分泌物質を介し
て、血管運動神経の緊張度を調節するからである。ある
血管運動神経状態にある生体において、ある場所での血
圧と他の場所での血圧との関係は、心臓と血圧測定が行
われる各場所の間の圧力と流れの特性（インピーダン
ス）に依存する。それらの関係はビート毎で殆ど変化し
ない傾向にある。従って、ある場所での血圧と他の場所
での血圧との関係は、心拍出量が一定である限り、一定
であるとの仮定がなされる。
脈管のインピーダンスと抵抗が一定であるならば、大
動脈圧に変化が生ずると、指と上腕の血圧も比例的に変
化する。さらに、インピーダンスと抵抗が一定な状態に
おいて心拍出量が変化することによって２つの連続する
心拍が異なる大動脈圧PA（ｉ）、PA（ｉ＋１）を発生さ
せるとすれば、式（11）の関係が成立する。
動脈圧に変化が生ずると、指と上腕の血圧も比例的に変
化する。さらに、インピーダンスと抵抗が一定な状態に
おいて心拍出量が変化することによって２つの連続する
心拍が異なる大動脈圧PA（ｉ）、PA（ｉ＋１）を発生さ
せるとすれば、式（11）の関係が成立する。
PA（ｉ）/PA（ｉ＋１）＝PR（ｉ）/PR（ｉ＋１）＝Ph（ｉ）/Ph（ｉ＋１）
式（11）
上記の関係と仮定とを前提として、ビート毎の心拍出
量の変化によるある場所での血圧の変化を、対応するビ
ートについての他の場所での血圧の変化が知られること
を条件として、推定することができる。
量の変化によるある場所での血圧の変化を、対応するビ
ートについての他の場所での血圧の変化が知られること
を条件として、推定することができる。
光電脈波検出器56から得られる信号SM2に生じる変化
は、その検出器56が取り付けられる指等の生体の一部に
おける血液容積の変化に比例する。血液容積の変化によ
って生ずる信号は、プレチスモグラフ信号と呼ばれる。
上記のように、血管は、その直径がその内部の圧力の関
数として変化する弾力性のある管である。従って、血管
内の血圧の変化に伴って、血管の容積が変化する。光電
脈波検出器56によって測定される血液容積の変化は、脈
圧によって生ずる血管容積の変化に対応する。この関係
は、式（12）によって表される。
は、その検出器56が取り付けられる指等の生体の一部に
おける血液容積の変化に比例する。血液容積の変化によ
って生ずる信号は、プレチスモグラフ信号と呼ばれる。
上記のように、血管は、その直径がその内部の圧力の関
数として変化する弾力性のある管である。従って、血管
内の血圧の変化に伴って、血管の容積が変化する。光電
脈波検出器56によって測定される血液容積の変化は、脈
圧によって生ずる血管容積の変化に対応する。この関係
は、式（12）によって表される。
Pf＝CfΔVf＝KoxSM2 式（12）
但し、Pfは指における脈圧であり、Cfは指の血管の弾
力度であり、ΔVfは指の容積の変化であり、Koxは光電
脈波検出器56からの信号を指の容積の変化に関係付ける
定数であり、SM2は光電脈波検出器56から得られるプレ
チスモグラフ信号である。
力度であり、ΔVfは指の容積の変化であり、Koxは光電
脈波検出器56からの信号を指の容積の変化に関係付ける
定数であり、SM2は光電脈波検出器56から得られるプレ
チスモグラフ信号である。
上記のように、指の血圧と上腕動脈の血圧とは大動脈
圧の関数として変化する。さらに、脈管のインピーダン
スが変化しないならば、指の血圧の変動は上腕動脈の血
圧の変動に比例するであろう。従って、異なる脈圧P
f（１）、Pf（２）を有する２つの心拍について、式（1
3）が成立する。
圧の関数として変化する。さらに、脈管のインピーダン
スが変化しないならば、指の血圧の変動は上腕動脈の血
圧の変動に比例するであろう。従って、異なる脈圧P
f（１）、Pf（２）を有する２つの心拍について、式（1
3）が成立する。
Pf（１）/Pf（２）＝SM2（１）/SM2（２）＝PB（１）/PB（２） 式（13）
PB（ａ）は、指の容積の変化ΔVf（ａ）を生じさせる
一回心拍出量の変化によって生ずる上腕脈圧を示す。正
常なパルスによって生ずる指の容積変化ΔVf（ｎ）につ
いての知識があれば、一回心拍出量が正常と仮定した場
合に生ずる上腕脈圧PB（ｃ）は、式（14）もしくは式
（15）に従って推定される。
一回心拍出量の変化によって生ずる上腕脈圧を示す。正
常なパルスによって生ずる指の容積変化ΔVf（ｎ）につ
いての知識があれば、一回心拍出量が正常と仮定した場
合に生ずる上腕脈圧PB（ｃ）は、式（14）もしくは式
（15）に従って推定される。
ΔVf（ａ）／ΔVf（ｎ）＝PB（ａ）/PB（ｃ）
式（14）
PB（ｃ）＝PB（ａ）［ΔVf（ｎ）／ΔVf（ａ）］
式（15）
かフ圧信号PCから抽出されたオシロメトリックパルス
信号SM1の振幅は、上腕脈圧の変化の関数である。上腕
脈圧PBの変化は、式（16）に従って、オシロメトリック
パルス信号SM1の振幅の変化を生じさせる。
信号SM1の振幅は、上腕脈圧の変化の関数である。上腕
脈圧PBの変化は、式（16）に従って、オシロメトリック
パルス信号SM1の振幅の変化を生じさせる。
SM1＝（KDCB/VO）PB 式（16）
但し、KDはカフの排圧速度であり、CBは、カフ圧PCで
の上腕動脈の弾力度であり、VOはカフの容積である。
の上腕動脈の弾力度であり、VOはカフの容積である。
異常な一回心拍出量によって生ずるオシロメトリック
パルス信号SM1（ａ）は、式（17）によって表される。
パルス信号SM1（ａ）は、式（17）によって表される。
SM1（ａ）＝（KDCB/VO）PB（ａ） 式（17）
異常な一回心拍出量によって生ずるオシロメトリック
パルス信号SM1（ａ）を補正して、正常なパルスによっ
て生ずるオシロメトリックパルス信号と同じ振幅を有す
る補正オシロメトリックパルス信号SM1（ｃ）を得るに
は、式（18）と式（19）によって表される関係が利用さ
れる。
パルス信号SM1（ａ）を補正して、正常なパルスによっ
て生ずるオシロメトリックパルス信号と同じ振幅を有す
る補正オシロメトリックパルス信号SM1（ｃ）を得るに
は、式（18）と式（19）によって表される関係が利用さ
れる。
SM1（ｃ）＝（KDCB/VO）PB（ｃ） 式（18）
SM1（ｃ）＝（KDCB/VO）PB（ａ）［ΔVf（ｎ）／ΔVf（ａ）］ 式（19）
あるいは、異常な一回心拍出量によって生ずるオシロ
メトリックパルス信号SM1（ａ）は、式（20）に示すよ
うに、式（18）に式（17）を代入することによっても補
正され得る。
メトリックパルス信号SM1（ａ）は、式（20）に示すよ
うに、式（18）に式（17）を代入することによっても補
正され得る。
SM1（ｃ）＝SM1（ａ）［ΔVf（ｎ）／ΔVf（ａ）］
式（20）
オシロメトリック最高血圧値補正回路116は、オシロ
メトリック式の血圧測定中に生体の血圧が変化した場合
に、その方法で測定されたオシロメトリック血圧値を補
正する。
メトリック式の血圧測定中に生体の血圧が変化した場合
に、その方法で測定されたオシロメトリック血圧値を補
正する。
血圧測定回路90による血圧測定の実行中に、オシロメ
トリック最高血圧値補正回路116は、最高血圧値と最低
血圧値とが決定されたそれぞれの時点に対応するパルス
を正確に特定して記憶する。さらに、補正回路116は、
血圧測定中、各パルスのパルス伝播時間を、上記のよう
に心電波形上の所定の周期的点とそれに対応する光電脈
波波形上の所定の周期的点の間の遅れ時間として測定し
て、これを記憶する。補正回路116は、記憶された各遅
れ時間を、それに対応する心拍に対応したオシロメトリ
ックパルスと関係付けられ得るように特定して読みだ
す。
トリック最高血圧値補正回路116は、最高血圧値と最低
血圧値とが決定されたそれぞれの時点に対応するパルス
を正確に特定して記憶する。さらに、補正回路116は、
血圧測定中、各パルスのパルス伝播時間を、上記のよう
に心電波形上の所定の周期的点とそれに対応する光電脈
波波形上の所定の周期的点の間の遅れ時間として測定し
て、これを記憶する。補正回路116は、記憶された各遅
れ時間を、それに対応する心拍に対応したオシロメトリ
ックパルスと関係付けられ得るように特定して読みだ
す。
血圧測定回路90がカフ12による血圧測定中に生体の最
高血圧値を決定した後に、オシロメトリック最高血圧値
補正回路116は、その最高血圧値の決定の時点で発生し
た心拍を特定する。次いで、補正回路116は、最高血圧
値の決定の時点で発生した心拍が不整脈でも体動ノイズ
（motion artifact）でもないことを確認する。
高血圧値を決定した後に、オシロメトリック最高血圧値
補正回路116は、その最高血圧値の決定の時点で発生し
た心拍を特定する。次いで、補正回路116は、最高血圧
値の決定の時点で発生した心拍が不整脈でも体動ノイズ
（motion artifact）でもないことを確認する。
その心拍が正常であれば、血圧／脈波伝播情報関係決
定回路94は、その心拍に対応するパルスの伝播時間を利
用して、上記のように、伝播時間を最高血圧値に関係付
ける式を較正する。また、その心拍が不整脈であっても
不整脈補正が実行されたものであれば、関係決定回路94
は、その心拍が正常な心拍であるかのごとくに、較正式
を決定する。
定回路94は、その心拍に対応するパルスの伝播時間を利
用して、上記のように、伝播時間を最高血圧値に関係付
ける式を較正する。また、その心拍が不整脈であっても
不整脈補正が実行されたものであれば、関係決定回路94
は、その心拍が正常な心拍であるかのごとくに、較正式
を決定する。
オシロメトリックパルスが体動ノイズもしくは未補正
の不整脈と識別された場合には、血圧／脈波伝播情報関
係決定回路94は、その最高血圧値決定パルスに先行する
正常なパルスの平均遅れ時間を用いて上記較正式を決定
する。
の不整脈と識別された場合には、血圧／脈波伝播情報関
係決定回路94は、その最高血圧値決定パルスに先行する
正常なパルスの平均遅れ時間を用いて上記較正式を決定
する。
次いで、オシロメトリック最高血圧値補正回路116
は、カフ12による最高血圧値の測定と最低血圧値の測定
の間の時間に推定血圧値決定回路96によって決定された
推定最高血圧値を分析して、血圧に著しい変化が生じた
か否かを決定する。著しい変化とは、推定最高血圧値に
対して確立された誤差の整数倍を上回る大きな血圧変動
と定義される。最高血圧値を決定するために用いられた
オシロメトリックパルスが不整脈もしくは体動ノイズに
よって生じたものである場合には、血圧の著しい変化を
識別するための閾値が増大させられる。
は、カフ12による最高血圧値の測定と最低血圧値の測定
の間の時間に推定血圧値決定回路96によって決定された
推定最高血圧値を分析して、血圧に著しい変化が生じた
か否かを決定する。著しい変化とは、推定最高血圧値に
対して確立された誤差の整数倍を上回る大きな血圧変動
と定義される。最高血圧値を決定するために用いられた
オシロメトリックパルスが不整脈もしくは体動ノイズに
よって生じたものである場合には、血圧の著しい変化を
識別するための閾値が増大させられる。
推定最高血圧値が著しい変化を示さなかった場合に
は、血圧測定回路90によって決定された最高血圧値と最
低血圧値が表示される。他方、最高最低血圧値測定時間
中に、推定最高血圧値が著しく変化した場合には、血圧
測定回路90が決定した最低血圧値に対応するパルスに対
応した推定最高血圧値が表示される。
は、血圧測定回路90によって決定された最高血圧値と最
低血圧値が表示される。他方、最高最低血圧値測定時間
中に、推定最高血圧値が著しく変化した場合には、血圧
測定回路90が決定した最低血圧値に対応するパルスに対
応した推定最高血圧値が表示される。
質保証データチェック回路118は、血圧測定中の推定
最高血圧値の明白な変化について他の原因はないことを
確認するために血圧測定データの質のチェックを行う。
最高血圧値の明白な変化の他の原因として可能性がある
ものには、不整脈もしくは運動ノイズの数が多過ぎる場
合、カフの排圧速度が高すぎる場合、光電脈波検出器56
からエラー信号が出ている場合（例えば、検出器56から
“非測定”状態にあることを示すエラー信号が出ている
場合）、推定最高血圧値の計算の不確実性が高い場合、
平均血圧が極めて低い場合等である。
最高血圧値の明白な変化について他の原因はないことを
確認するために血圧測定データの質のチェックを行う。
最高血圧値の明白な変化の他の原因として可能性がある
ものには、不整脈もしくは運動ノイズの数が多過ぎる場
合、カフの排圧速度が高すぎる場合、光電脈波検出器56
からエラー信号が出ている場合（例えば、検出器56から
“非測定”状態にあることを示すエラー信号が出ている
場合）、推定最高血圧値の計算の不確実性が高い場合、
平均血圧が極めて低い場合等である。
質保証データチェック回路118は、ROM36に記憶された
質保証規則および基準120を利用する。チェック回路118
がデータの質が十分でないと判定した場合は、血圧測定
回路90による新たな血圧測定を開始させ、再度の測定が
行われることとなった原因を治療者（caregiver）に報
告する。
質保証規則および基準120を利用する。チェック回路118
がデータの質が十分でないと判定した場合は、血圧測定
回路90による新たな血圧測定を開始させ、再度の測定が
行われることとなった原因を治療者（caregiver）に報
告する。
ユーザ特定生体評価チェック122を実行するための所
定の論理文ないし質問がROM36に記憶されている。ユー
ザ特定生体評価チェック122については後述する。
定の論理文ないし質問がROM36に記憶されている。ユー
ザ特定生体評価チェック122については後述する。
オシロメトリック最高血圧値補正回路116は、好適に
は、推定最高血圧値をそれが推定値であることを認識可
能な態様で表示させる。例えば、推定最高血圧値は、好
適には、カフ12を使用して測定されたオシロメトリック
最高血圧値から離れた場所に表示される。あるいは、推
定最高血圧値は、実際に測定された最高血圧値の代わり
に同じ場所に点滅表示してもよく、または、その値の横
に星印を付して表示してもよい。
は、推定最高血圧値をそれが推定値であることを認識可
能な態様で表示させる。例えば、推定最高血圧値は、好
適には、カフ12を使用して測定されたオシロメトリック
最高血圧値から離れた場所に表示される。あるいは、推
定最高血圧値は、実際に測定された最高血圧値の代わり
に同じ場所に点滅表示してもよく、または、その値の横
に星印を付して表示してもよい。
さらに、オシロメトリック最高血圧値補正回路116
は、好適には、推定最高血圧値を表示することとなった
理由をも表示させる。例えば、治療者に対して、生体の
血圧が血圧測定中に低下もしくは上昇したことを報告さ
せたり、不整脈の発生、心拍数の変動、光電脈波パルス
から決定された収縮期駆出率（ejection fraction）等
の他の情報を表示させたりしてもよい。
は、好適には、推定最高血圧値を表示することとなった
理由をも表示させる。例えば、治療者に対して、生体の
血圧が血圧測定中に低下もしくは上昇したことを報告さ
せたり、不整脈の発生、心拍数の変動、光電脈波パルス
から決定された収縮期駆出率（ejection fraction）等
の他の情報を表示させたりしてもよい。
図９は、本発明の血圧測定システム10のための好適な
制御ルーチンを示す。本ルーチンはステップSAで始ま
り、次いでステップSBに進み、フラグ、カウンタ、レジ
スタ（図示せず）がリセットされる。
制御ルーチンを示す。本ルーチンはステップSAで始ま
り、次いでステップSBに進み、フラグ、カウンタ、レジ
スタ（図示せず）がリセットされる。
次に、ステップSCにおいて、制御装置は脈波伝播時間
DTRPを決定し、決定された脈波伝播時間DTRPに基づいて
脈波伝播速度VMを決定する。次いで、制御はステップSD
に進み、制御装置が、切り換えバルブ20を昇圧状態に切
り換え、空気ポンプ22を作動させることによって、カフ
12内の空気圧を上昇させる。
DTRPを決定し、決定された脈波伝播時間DTRPに基づいて
脈波伝播速度VMを決定する。次いで、制御はステップSD
に進み、制御装置が、切り換えバルブ20を昇圧状態に切
り換え、空気ポンプ22を作動させることによって、カフ
12内の空気圧を上昇させる。
ステップSEにおいて、制御装置は、カフ12内の空気圧
PCが所定の最高カフ圧PCMに到達したか否かを判定す
る。空気圧PCが最高カフ圧PCMより低い場合には、制御
はステップSFに進む。そうでなければ、制御はステップ
SJに進む。
PCが所定の最高カフ圧PCMに到達したか否かを判定す
る。空気圧PCが最高カフ圧PCMより低い場合には、制御
はステップSFに進む。そうでなければ、制御はステップ
SJに進む。
ステップSFにおいて、制御装置は、カフ昇圧の開始か
らの経過時間TIが所定の最長昇圧時間TIMに到達したか
否かを判定する。経過時間TIが最長昇圧時間TIMより長
いかもしくは等しい場合には、制御はステップSGに進
む。そうでなければ、制御はステップSCに戻る。
らの経過時間TIが所定の最長昇圧時間TIMに到達したか
否かを判定する。経過時間TIが最長昇圧時間TIMより長
いかもしくは等しい場合には、制御はステップSGに進
む。そうでなければ、制御はステップSCに戻る。
ステップSGにおいて、制御装置は、空気ポンプ22を停
止させ、切り換えバルブ20を開放状態、即ち、急速排圧
状態に切り換える。次に、ステップSHにおいて、制御装
置は、表示装置44にエラーメッセージを表示させて、ユ
ーザに対して、カフ12を膨張させることができないこと
を報知する。制御装置はさらに警報音を発する。次いで
制御はステップSIに進む。
止させ、切り換えバルブ20を開放状態、即ち、急速排圧
状態に切り換える。次に、ステップSHにおいて、制御装
置は、表示装置44にエラーメッセージを表示させて、ユ
ーザに対して、カフ12を膨張させることができないこと
を報知する。制御装置はさらに警報音を発する。次いで
制御はステップSIに進む。
ステップSIにおいては、制御装置はスタンバイモード
に入り、ユーザによって再開が指示されるまで待機す
る。ユーザによって再開が指示されれば、制御はステッ
プSCに戻る。
に入り、ユーザによって再開が指示されるまで待機す
る。ユーザによって再開が指示されれば、制御はステッ
プSCに戻る。
ステップSJにおいて、制御装置は切り換えバルブ20を
徐速排圧状態に切り換える。さらに、制御装置は、血圧
測定アルゴリズムの実行を開始し、図9Aと図9Bに示す好
適な制御ルーチンに従って、血圧と脈波伝播情報の間の
関係を決定する。
徐速排圧状態に切り換える。さらに、制御装置は、血圧
測定アルゴリズムの実行を開始し、図9Aと図9Bに示す好
適な制御ルーチンに従って、血圧と脈波伝播情報の間の
関係を決定する。
次いで、制御装置は、決定された血圧／脈波伝播情報
関係に従ってビート毎に推定血圧値を決定することによ
り、生体の血圧を連続的に監視する作動を開始する。
関係に従ってビート毎に推定血圧値を決定することによ
り、生体の血圧を連続的に監視する作動を開始する。
この連続血圧監視作動はステップSKで開始する。ステ
ップSKにおいて、制御装置は、ユーザが、最後のオシロ
メトリック式血圧測定において制御装置によって表示さ
せられた最高血圧値のタイプの変更を要求したか否かを
判定する。ユーザは、ユーザ入力装置46を介して指示を
入力することにより、表示された最高血圧値の変更を要
求することができる。ユーザがオシロメトリック最高血
圧値の表示を要求した場合は、制御はステップSLに進
み、制御装置は最後のオシロメトリック式血圧測定にお
いて決定された実際のオシロメトリック最高血圧値を表
示する。そうでなければ、制御はステップSMに進み、制
御装置は、血圧脈波伝播情報関係に従って推定された最
高血圧値を表示させる。ステップSLとステップSMの何れ
の場合も、その後の制御は、ステップSNに進む。
ップSKにおいて、制御装置は、ユーザが、最後のオシロ
メトリック式血圧測定において制御装置によって表示さ
せられた最高血圧値のタイプの変更を要求したか否かを
判定する。ユーザは、ユーザ入力装置46を介して指示を
入力することにより、表示された最高血圧値の変更を要
求することができる。ユーザがオシロメトリック最高血
圧値の表示を要求した場合は、制御はステップSLに進
み、制御装置は最後のオシロメトリック式血圧測定にお
いて決定された実際のオシロメトリック最高血圧値を表
示する。そうでなければ、制御はステップSMに進み、制
御装置は、血圧脈波伝播情報関係に従って推定された最
高血圧値を表示させる。ステップSLとステップSMの何れ
の場合も、その後の制御は、ステップSNに進む。
ステップSNにおいて、制御装置は、図16に示す好適な
制御ルーチンに従って、各患者に応じてユーザによって
特定された患者状態評価チェックを実行する。次いで、
制御はステップSOに進む。
制御ルーチンに従って、各患者に応じてユーザによって
特定された患者状態評価チェックを実行する。次いで、
制御はステップSOに進む。
ステップSOにおいて、制御装置は、２つのプレチスモ
グラフパルスが光電脈波検出器56を介して検出されたか
否かを判定する。検出されていれば、制御はステップSP
に進む。そうでなければ、制御はステップSKに戻る。
グラフパルスが光電脈波検出器56を介して検出されたか
否かを判定する。検出されていれば、制御はステップSP
に進む。そうでなければ、制御はステップSKに戻る。
ステップSPにおいて、制御装置は、脈波伝播時間DTRP
と脈波伝播速度VMを決定する。次いで、制御はステップ
SQに進み、制御装置は推定最高血圧値EBPSYSを決定、表
示する。制御装置は、推定最高血圧値EBPSYSを、ステッ
プSJで決定された血圧／脈波速度関係に従い、ステップ
SPで決定された脈波速度VMに基づいて、決定する。次い
で、制御は、ステップSRに進む。
と脈波伝播速度VMを決定する。次いで、制御はステップ
SQに進み、制御装置は推定最高血圧値EBPSYSを決定、表
示する。制御装置は、推定最高血圧値EBPSYSを、ステッ
プSJで決定された血圧／脈波速度関係に従い、ステップ
SPで決定された脈波速度VMに基づいて、決定する。次い
で、制御は、ステップSRに進む。
ステップSRにおいて、制御装置は、最後の推定最高血
圧値をそれ以前の複数の推定最高血圧値と比較し、推定
最高血圧値が所定量だけ変化したか否かを決定する。推
定最高血圧値が所定量だけ変化していなければ、制御は
ステップSSに進む。そうでなければ、制御はステップST
に進む。
圧値をそれ以前の複数の推定最高血圧値と比較し、推定
最高血圧値が所定量だけ変化したか否かを決定する。推
定最高血圧値が所定量だけ変化していなければ、制御は
ステップSSに進む。そうでなければ、制御はステップST
に進む。
ステップSSにおいて、制御装置は、新たなオシロメト
リック式血圧測定を開始するための所定時間が経過した
か否かを判定する。オシロメトリック式血圧測定の所定
の間隔時間は、好適には、ユーザによってユーザ入力装
置46を介して設定される。所定の間隔時間が経過すれ
ば、制御はステップSCに戻り、新たなオシロメトリック
式血圧測定が開始される。そうでなければ、制御はステ
ップSKに戻る。
リック式血圧測定を開始するための所定時間が経過した
か否かを判定する。オシロメトリック式血圧測定の所定
の間隔時間は、好適には、ユーザによってユーザ入力装
置46を介して設定される。所定の間隔時間が経過すれ
ば、制御はステップSCに戻り、新たなオシロメトリック
式血圧測定が開始される。そうでなければ、制御はステ
ップSKに戻る。
ステップSTにおいて、制御装置は、ユーザに対して、
推定最高血圧値が変化したことを説明するメッセージを
表示する。制御装置は、さらに、心拍数の変化等の生体
の状態の評価に役に立ち得る他の情報をユーザに対して
表示することができる。次いで、制御はステップSCに戻
り、新たなオシロメトリック式血圧測定が開始される。
推定最高血圧値が変化したことを説明するメッセージを
表示する。制御装置は、さらに、心拍数の変化等の生体
の状態の評価に役に立ち得る他の情報をユーザに対して
表示することができる。次いで、制御はステップSCに戻
り、新たなオシロメトリック式血圧測定が開始される。
図10Aと図10Bは、ステップSJにおける生体の血圧を測
定するための好適な制御ルーチンを示す。本ルーチンは
ステップSJ1で開始し、ステップSJ2に進む。ステップSJ
2において、制御装置は、脈波フィルタ回路26から供給
された信号中に１個のオシロメトリックパルスを捜す。
制御装置が１個のオシロメトリックパルスを検出したな
らば、その振幅を測定する。さらに、制御装置は、その
オシロメトリックパルスが検出された時間におけるカフ
12内の空気圧を決定する。制御装置は、カフ12内の空気
圧を、静圧フィルタ回路24の出力信号から決定する。制
御装置は、得られたオシロメトリックパルスの振幅とカ
フ圧に対して索引番号を付し、後で利用するために、そ
れらの値を保持する。次いで、制御はステップSJ3に進
む。
定するための好適な制御ルーチンを示す。本ルーチンは
ステップSJ1で開始し、ステップSJ2に進む。ステップSJ
2において、制御装置は、脈波フィルタ回路26から供給
された信号中に１個のオシロメトリックパルスを捜す。
制御装置が１個のオシロメトリックパルスを検出したな
らば、その振幅を測定する。さらに、制御装置は、その
オシロメトリックパルスが検出された時間におけるカフ
12内の空気圧を決定する。制御装置は、カフ12内の空気
圧を、静圧フィルタ回路24の出力信号から決定する。制
御装置は、得られたオシロメトリックパルスの振幅とカ
フ圧に対して索引番号を付し、後で利用するために、そ
れらの値を保持する。次いで、制御はステップSJ3に進
む。
ステップSJ3において、制御装置は、図11に示す好適
な制御ルーチンに従って、１個のオシロメトリックパル
スを検出し、そのパルスが不整脈によるものであるなら
ば、そのパルスの振幅を補正する。
な制御ルーチンに従って、１個のオシロメトリックパル
スを検出し、そのパルスが不整脈によるものであるなら
ば、そのパルスの振幅を補正する。
次に、ステップSJ4において、制御装置は、ステップS
J3で検出されたパルスに対応する脈波伝播時間DTRPを決
定する。さらに、その脈波伝播時間DTRPに対して、ステ
ップSJ2でオシロメトリックパルスとそれに対応するカ
フ圧に付したと同一の索引番号を付する。
J3で検出されたパルスに対応する脈波伝播時間DTRPを決
定する。さらに、その脈波伝播時間DTRPに対して、ステ
ップSJ2でオシロメトリックパルスとそれに対応するカ
フ圧に付したと同一の索引番号を付する。
ステップSJ5において、制御装置は、良く知られたオ
シロメトリック式血圧測定法に従って、オシロメトリッ
クパルス振幅とカフ圧のデータを処理する。次いで、制
御は、ステップSJ6に進み、制御装置は、生体の最高、
最低、平均血圧値とオシロメトリック心拍数とが既に決
定されたか否かを判定する。既に決定されたならば、制
御はステップSJ7に進む。そうでなければ、制御はステ
ップSJ8に進む。ステップSJ7において、制御装置は、中
止フラグを“偽”に設定する。次いで、制御はステップ
SJ14に進む。
シロメトリック式血圧測定法に従って、オシロメトリッ
クパルス振幅とカフ圧のデータを処理する。次いで、制
御は、ステップSJ6に進み、制御装置は、生体の最高、
最低、平均血圧値とオシロメトリック心拍数とが既に決
定されたか否かを判定する。既に決定されたならば、制
御はステップSJ7に進む。そうでなければ、制御はステ
ップSJ8に進む。ステップSJ7において、制御装置は、中
止フラグを“偽”に設定する。次いで、制御はステップ
SJ14に進む。
ステップSJ8において、制御装置は、オシロメトリッ
ク式血圧測定が中止させられたか否かを判定する。血圧
測定が中止させられたならば、制御はステップSJ9に進
む。そうでなければ、制御はステップSJ10に進む。ステ
ップSJ9において、制御装置は、中止フラグを“真”に
設定する。次いで、制御はステップSJ14に進む。
ク式血圧測定が中止させられたか否かを判定する。血圧
測定が中止させられたならば、制御はステップSJ9に進
む。そうでなければ、制御はステップSJ10に進む。ステ
ップSJ9において、制御装置は、中止フラグを“真”に
設定する。次いで、制御はステップSJ14に進む。
ステップSJ10において、制御装置は、カフ12の排圧速
度をチェックし、排圧速度が高過ぎるかもしくは低過ぎ
る場合には、それを調整する。次いで、ステップSJ11に
おいて、制御装置は、カフ12の排圧速度が高過ぎしかも
それ以上低下させることができるか否かを判定する。高
すぎる排圧速度を低下させることができない場合には、
制御はステップSJ12に進む。できない場合は、制御はス
テップSJ13に進む。
度をチェックし、排圧速度が高過ぎるかもしくは低過ぎ
る場合には、それを調整する。次いで、ステップSJ11に
おいて、制御装置は、カフ12の排圧速度が高過ぎしかも
それ以上低下させることができるか否かを判定する。高
すぎる排圧速度を低下させることができない場合には、
制御はステップSJ12に進む。できない場合は、制御はス
テップSJ13に進む。
ステップSJ12において、制御装置は、中止フラグを
“真”に設定する。次いで、制御はステップSJ14に進
む。
“真”に設定する。次いで、制御はステップSJ14に進
む。
ステップSJ13において、制御装置は、カフ内の圧力PC
が所定の最低圧力値Pminより低いか否かを決定する。カ
フ圧PCが最低値Pminより低い場合には、制御はステップ
SJ14に進む。そうでなければ、制御はステップSJ2に戻
り、オシロメトリックパルス検出処理を続行する。
が所定の最低圧力値Pminより低いか否かを決定する。カ
フ圧PCが最低値Pminより低い場合には、制御はステップ
SJ14に進む。そうでなければ、制御はステップSJ2に戻
り、オシロメトリックパルス検出処理を続行する。
ステップSJ14において、制御装置は、切り換えバルブ
20を急速排圧状態に切り換えて、今回のオシロメトリッ
ク式血圧測定を終了する。次に、ステップSJ15におい
て、制御装置は、中止フラグの状態を確認する。中止フ
ラグが“真”に設定されていれば、制御はステップSJ16
に進む。そうでなければ、制御はステップSJ17に進む。
20を急速排圧状態に切り換えて、今回のオシロメトリッ
ク式血圧測定を終了する。次に、ステップSJ15におい
て、制御装置は、中止フラグの状態を確認する。中止フ
ラグが“真”に設定されていれば、制御はステップSJ16
に進む。そうでなければ、制御はステップSJ17に進む。
ステップSJ16において、制御装置は、図12に示す好適
な制御ルーチンに従って、血圧測定が中止させられた原
因を特定するための評価処理を実行する。次に、ステッ
プSJ17において、制御装置は、図13Aと図13Bに示す好適
な制御ルーチンに従って、オシロメトリック式血圧測定
の精度を判定するための評価処理を実行する。次いで、
制御はステップSJ18に進む。
な制御ルーチンに従って、血圧測定が中止させられた原
因を特定するための評価処理を実行する。次に、ステッ
プSJ17において、制御装置は、図13Aと図13Bに示す好適
な制御ルーチンに従って、オシロメトリック式血圧測定
の精度を判定するための評価処理を実行する。次いで、
制御はステップSJ18に進む。
ステップSJ18において、制御装置は、ステップSJ17の
“精度評価”処理に基づいて、信頼性の高いオシロメト
リック式血圧測定がなされたか否かを判定する。信頼性
の高いオシロメトリック式血圧測定がなされたならば、
制御はステップSJ19に進む。そうでなければ、制御はス
テップSJ23に進む。
“精度評価”処理に基づいて、信頼性の高いオシロメト
リック式血圧測定がなされたか否かを判定する。信頼性
の高いオシロメトリック式血圧測定がなされたならば、
制御はステップSJ19に進む。そうでなければ、制御はス
テップSJ23に進む。
ステップSJ19において、制御装置は、測定されたオシ
ロメトリック血圧値を利用して血圧／脈波速度関係を較
正する。次いで、制御はステップSJ20に進み、制御装置
は、図14に示す好適な制御ルーチンに従って、オシロメ
トリック式血圧測定中の生体血圧の安定度を評価する。
ロメトリック血圧値を利用して血圧／脈波速度関係を較
正する。次いで、制御はステップSJ20に進み、制御装置
は、図14に示す好適な制御ルーチンに従って、オシロメ
トリック式血圧測定中の生体血圧の安定度を評価する。
次いで、ステップSJ21において、制御装置は、ステップ
SJ20で設定された傾きフラグの状態を確認することによ
って、オシロメトリック式血圧測定の間、推定血圧値が
一定であったか否かを判定する。推定血圧値が一定でな
かったならば、制御はステップSJ22に進む。そうでなけ
れば、制御はステップSJ26を経由して主制御ルーチンの
スッテプSKに戻る。
SJ20で設定された傾きフラグの状態を確認することによ
って、オシロメトリック式血圧測定の間、推定血圧値が
一定であったか否かを判定する。推定血圧値が一定でな
かったならば、制御はステップSJ22に進む。そうでなけ
れば、制御はステップSJ26を経由して主制御ルーチンの
スッテプSKに戻る。
ステップSJ22において、制御装置は、図15に示す好適
な制御ルーチンに従って、得られたオシロメトリック最
低血圧値に対応するパルスの最高血圧値を推定する。次
いで、制御はステップSJ26に進む。
な制御ルーチンに従って、得られたオシロメトリック最
低血圧値に対応するパルスの最高血圧値を推定する。次
いで、制御はステップSJ26に進む。
ステップSJ23において、制御装置は、前回の血圧／脈
波速度関係が利用可能か否かを判定する。前回の関係が
利用可能ならば、制御はステップSJ24に進む。そうでな
ければ、制御はステップSJ25に進む。
波速度関係が利用可能か否かを判定する。前回の関係が
利用可能ならば、制御はステップSJ24に進む。そうでな
ければ、制御はステップSJ25に進む。
ステップSJ24において、制御装置は、前回の血圧／脈
波速度関係を、生体血圧の監視に利用するために保持す
る。次いで、制御はステップSJ26に進む。
波速度関係を、生体血圧の監視に利用するために保持す
る。次いで、制御はステップSJ26に進む。
ステップSJ25において、制御装置は、生体の血圧が変
化するとその脈波速度が変化することを利用して、生体
の血圧を間接的に監視するためにその脈波速度を監視す
る。次いで、制御はステップSJ26に進む。
化するとその脈波速度が変化することを利用して、生体
の血圧を間接的に監視するためにその脈波速度を監視す
る。次いで、制御はステップSJ26に進む。
図11は、ステップSJ3において、不整脈によって生じ
たオシロメトリックパルスを検出、補正する方法を示
す。本制御ルーチンはステップSJ3Aで開始し、ステップ
SJ3Bに進み、最後に検出されたオシロメトリックパルス
からの時間間隔T0を測定する。
たオシロメトリックパルスを検出、補正する方法を示
す。本制御ルーチンはステップSJ3Aで開始し、ステップ
SJ3Bに進み、最後に検出されたオシロメトリックパルス
からの時間間隔T0を測定する。
次に、ステップSJ3Cにおいて、制御装置は、脈波周期
測定回路98から、最後の２つの心電波形パルスの間の時
間であるビート間隔時間を取得する。さらに、制御装置
は、脈波面積異常判定回路108から、最後のパルスにつ
いてそのパルスのタイプ、即ち、正常か異常かに関する
情報を取得する。次いで、制御はステップSJ3Dに進み、
制御装置は、ステップSJ3Cで取得したデータを所定の基
準と比較することによって、今回の心拍が正常なビート
であるか不整脈であるかを判定する。制御装置が今回の
心拍を異常と判定した場合には、制御はステップSJ3Eに
進む。そうでなければ、制御はステップSJ3Lに進む。
測定回路98から、最後の２つの心電波形パルスの間の時
間であるビート間隔時間を取得する。さらに、制御装置
は、脈波面積異常判定回路108から、最後のパルスにつ
いてそのパルスのタイプ、即ち、正常か異常かに関する
情報を取得する。次いで、制御はステップSJ3Dに進み、
制御装置は、ステップSJ3Cで取得したデータを所定の基
準と比較することによって、今回の心拍が正常なビート
であるか不整脈であるかを判定する。制御装置が今回の
心拍を異常と判定した場合には、制御はステップSJ3Eに
進む。そうでなければ、制御はステップSJ3Lに進む。
ステップSJ3Eにおいて、制御装置は、良く知られた方
法に従って、その異常パルスが不整脈によるパルスか体
動によるパルスかをそれに対応する心電波形に基づいて
判定する。制御装置がその異常パルスを不整脈パルスと
判定した場合には、制御はステップSJ3Fに進む。そうで
なければ、制御はステップSJ3Hに進む。
法に従って、その異常パルスが不整脈によるパルスか体
動によるパルスかをそれに対応する心電波形に基づいて
判定する。制御装置がその異常パルスを不整脈パルスと
判定した場合には、制御はステップSJ3Fに進む。そうで
なければ、制御はステップSJ3Hに進む。
ステップSJ3Fにおいて、制御装置は、光電脈波検出器
56によって検出された脈波波形から最後の正常パルスの
振幅と今回のプレチスモグラフパルスの振幅とを取得す
る。次に、ステップSJ3Gにおいて、制御装置は、式（2
1）の関係に従って、今回のオシロメトリックパルスの
振幅を補正する。
56によって検出された脈波波形から最後の正常パルスの
振幅と今回のプレチスモグラフパルスの振幅とを取得す
る。次に、ステップSJ3Gにおいて、制御装置は、式（2
1）の関係に従って、今回のオシロメトリックパルスの
振幅を補正する。
SM1（ｃ）＝SM1（ａ）［ΔVf（ｎ）／ΔVf（ａ）］
式（21）
但し、SM1（ｃ）は補正されたオシロメトリックパル
ス振幅信号であり、SM1（ａ）は測定されたオシロメト
リックパルス振幅信号であり、ΔVf（ｎ）は最後の正常
なプレチスモグラフパルスの振幅であり、ΔVf（ａ）は
今回のプレチスモグラフパルスの振幅である。
ス振幅信号であり、SM1（ａ）は測定されたオシロメト
リックパルス振幅信号であり、ΔVf（ｎ）は最後の正常
なプレチスモグラフパルスの振幅であり、ΔVf（ａ）は
今回のプレチスモグラフパルスの振幅である。
次いで、制御はステップSJ3Mを経由してステップSJ4
に戻る。
に戻る。
ステップSJ3Hにおいて、制御装置は、最後のオシロメ
トリックパルスと体動パルスの間の時間間隔T0を今回の
心電波形パルス間隔TECGと比較する。前者が後者の75％
未満であれば、制御はステップSJ3Iに進む。そうでなけ
れば、制御はステップSJ3Kに進む。
トリックパルスと体動パルスの間の時間間隔T0を今回の
心電波形パルス間隔TECGと比較する。前者が後者の75％
未満であれば、制御はステップSJ3Iに進む。そうでなけ
れば、制御はステップSJ3Kに進む。
ステップSJ3Iにおいて、制御装置は、そのパルスを
“早期体動パルス”と判定して、採用を拒否する。次い
で、制御はステップSJ3Jを経由してステップSJ2に戻
る。
“早期体動パルス”と判定して、採用を拒否する。次い
で、制御はステップSJ3Jを経由してステップSJ2に戻
る。
ステップSJ3Kにおいて、制御装置は、そのパルスを
“体動パルス”と判定して、採用を拒否する。次いで、
制御はステップSJ3Mに進む。
“体動パルス”と判定して、採用を拒否する。次いで、
制御はステップSJ3Mに進む。
ステップSJ3Lにおいて、制御装置は、前回の心拍が正
常な心拍であったか否かを判定する。前回の心拍が正常
であったならば、制御はステップSJ3Mに進む。そうでな
ければ、制御はステップSJ3Nに進む。
常な心拍であったか否かを判定する。前回の心拍が正常
であったならば、制御はステップSJ3Mに進む。そうでな
ければ、制御はステップSJ3Nに進む。
ステップSJ3Nにおいて、制御装置は、前回の心拍が体
動と不整脈の何れであったかを判定する。前回の心拍が
体動であったならば、今回のオシロメトリックパルスは
保持され、制御はステップSJ3Mに進む。そうでなけれ
ば、制御装置は、前回の心拍が不整脈であったと判定
し、制御はステップSJ3Gに進む。
動と不整脈の何れであったかを判定する。前回の心拍が
体動であったならば、今回のオシロメトリックパルスは
保持され、制御はステップSJ3Mに進む。そうでなけれ
ば、制御装置は、前回の心拍が不整脈であったと判定
し、制御はステップSJ3Gに進む。
図12は、ステップSJ16における、中止された血圧測定
評価処理のための好適な制御ルーチンを示す。本制御ル
ーチンはステップSJ15Aで開始し、ステップSJ15Bに進
み、すべてのデータ質フラグを“偽”とする。
評価処理のための好適な制御ルーチンを示す。本制御ル
ーチンはステップSJ15Aで開始し、ステップSJ15Bに進
み、すべてのデータ質フラグを“偽”とする。
次に、ステップSJ15Cにおいて、制御装置は、血圧測
定処理が中止されたのはカフの排圧速度が高過ぎたため
であったか否かを判定する。カフの高過ぎる排圧速度
は、カフ12、配管16または圧力調節装置の空気漏れによ
って生じ得る。制御装置が、カフの排圧速度が高過ぎた
と判定すれば、制御はステップSJ15Dに進む。そうでな
ければ、制御はステップSJ15Gに進む。
定処理が中止されたのはカフの排圧速度が高過ぎたため
であったか否かを判定する。カフの高過ぎる排圧速度
は、カフ12、配管16または圧力調節装置の空気漏れによ
って生じ得る。制御装置が、カフの排圧速度が高過ぎた
と判定すれば、制御はステップSJ15Dに進む。そうでな
ければ、制御はステップSJ15Gに進む。
ステップSJ15Dにおいて、制御装置は、アラームを作
動させた上で、表示装置44上に、カフ12等に空気漏れそ
の他の問題がないかどうかをユーザにチェックするよう
に求めるメッセージを表示する。次いで、制御はステッ
プSJ15Eに進み、制御装置は、較正フラグを“偽”に設
定する。次に、制御は、ステップSJ15Fを経由してステ
ップSJ17に戻る。
動させた上で、表示装置44上に、カフ12等に空気漏れそ
の他の問題がないかどうかをユーザにチェックするよう
に求めるメッセージを表示する。次いで、制御はステッ
プSJ15Eに進み、制御装置は、較正フラグを“偽”に設
定する。次に、制御は、ステップSJ15Fを経由してステ
ップSJ17に戻る。
ステップSJ15Gにおいて、制御装置は、血圧測定処理
が中止されたのは体動ノイズのためであったか否かを判
定する。体動ノイズは、生体の過度の体動によって生じ
得る。血圧測定処理が体動ノイズのために中止された場
合には、制御はステップSJ15Hに進む。そうでなけれ
ば、制御はステップSJ15Lに進む。
が中止されたのは体動ノイズのためであったか否かを判
定する。体動ノイズは、生体の過度の体動によって生じ
得る。血圧測定処理が体動ノイズのために中止された場
合には、制御はステップSJ15Hに進む。そうでなけれ
ば、制御はステップSJ15Lに進む。
ステップSJ15Hにおいて、制御装置は、体動中止フラ
グの値を１だけ増加させる。次いで、制御はステップSJ
15Iに進み、制御装置は、体動中止フラグの値を確認す
る。体動中止フラグの値が、３回目の体動中止を示す３
であれば、制御はステップSJ15Jに進む。そうでなけれ
ば、制御はステップSJ15Kを経由してステップSJ2に戻
る。
グの値を１だけ増加させる。次いで、制御はステップSJ
15Iに進み、制御装置は、体動中止フラグの値を確認す
る。体動中止フラグの値が、３回目の体動中止を示す３
であれば、制御はステップSJ15Jに進む。そうでなけれ
ば、制御はステップSJ15Kを経由してステップSJ2に戻
る。
ステップSJ15Jにおいて、制御装置は、アラームを作
動させると共に、表示器44上に、ユーザに患者をチェッ
クする必要があることを知らせるメッセージを表示す
る。次いで、制御はステップSJ15Eに進む。
動させると共に、表示器44上に、ユーザに患者をチェッ
クする必要があることを知らせるメッセージを表示す
る。次いで、制御はステップSJ15Eに進む。
ステップSJ15Lにおいて、制御装置は、血圧測定処理
が中止されたのはパルスの振幅が小さかったためである
か否かを判定する。オシロメトリックパルスの振幅は、
カフ12が極めてゆるかったり、空気の流路が障害されて
いるといった装置状態によって、小さくなり得る。オシ
ロメトリックパルスの振幅は、また、ショックによる低
血圧等の生理学的状態によっても、小さくなり得る。オ
シロメトリックパルスの振幅が生理学的状態によって小
さくなった場合には、ユーザにとって、パルス振幅の小
さい理由が心拍数が低いためであるのか否か、あるい
は、心臓血管系が心拍数を増加させることによって補償
しようとしているか否かを知ることが重要である。
が中止されたのはパルスの振幅が小さかったためである
か否かを判定する。オシロメトリックパルスの振幅は、
カフ12が極めてゆるかったり、空気の流路が障害されて
いるといった装置状態によって、小さくなり得る。オシ
ロメトリックパルスの振幅は、また、ショックによる低
血圧等の生理学的状態によっても、小さくなり得る。オ
シロメトリックパルスの振幅が生理学的状態によって小
さくなった場合には、ユーザにとって、パルス振幅の小
さい理由が心拍数が低いためであるのか否か、あるい
は、心臓血管系が心拍数を増加させることによって補償
しようとしているか否かを知ることが重要である。
血圧測定処理の中止がオシロメトリックパルス振幅の
小ささによるものであった場合は、制御はステップSJ15
Mに進む。そうでなければ、制御はステップSJ15Fを経由
してステップSJ17に戻る。
小ささによるものであった場合は、制御はステップSJ15
Mに進む。そうでなければ、制御はステップSJ15Fを経由
してステップSJ17に戻る。
ステップSJ15Mにおいて、制御装置は、推定血圧値決
定回路96から得られる推定血圧が低下しているか否かを
判定する。制御装置が推定血圧が低下していると判定す
れば、制御はステップSJ15Nに進む。そうでなければ、
制御はステップSJ15Oに進む。
定回路96から得られる推定血圧が低下しているか否かを
判定する。制御装置が推定血圧が低下していると判定す
れば、制御はステップSJ15Nに進む。そうでなければ、
制御はステップSJ15Oに進む。
ステップSJ15Nにおいて、制御装置は、アラームを作
動させると共に、表示器44上に、生体の血圧が低下して
いるかもしれないことをユーザに知らせるメッセージを
表示する。次に、ステップSJ15Oにおいて、制御装置
は、生体の心拍数が上昇もしくは低下しているか否かを
判定する。生体の心拍数が上昇もしくは低下していれ
ば、制御はステップSJ15Pに進む。そうでなければ、制
御はステップSJ15Qに進む。
動させると共に、表示器44上に、生体の血圧が低下して
いるかもしれないことをユーザに知らせるメッセージを
表示する。次に、ステップSJ15Oにおいて、制御装置
は、生体の心拍数が上昇もしくは低下しているか否かを
判定する。生体の心拍数が上昇もしくは低下していれ
ば、制御はステップSJ15Pに進む。そうでなければ、制
御はステップSJ15Qに進む。
ステップSJ15Pにおいて、制御装置は、アラームを作
動させると共に、表示器44上に、生体の心拍数が上昇し
ているかもしくは低下していることをユーザに知らせる
メッセージを表示する。
動させると共に、表示器44上に、生体の心拍数が上昇し
ているかもしくは低下していることをユーザに知らせる
メッセージを表示する。
ステップSJ15Qにおいて、制御装置は、生体の血圧を
測定しようとする今回の試みが３回目であるか否かを判
定する。３回目であるならば、制御はステップSJ15Rに
進む。そうでなければ、制御はステップSJ15Kに進む。
測定しようとする今回の試みが３回目であるか否かを判
定する。３回目であるならば、制御はステップSJ15Rに
進む。そうでなければ、制御はステップSJ15Kに進む。
ステップSJ15Rにおいて、制御装置は、アラームを作
動させると共に、表示器44上に、生体とカフ12とをチェ
ックする必要があることをユーザに知らせるメッセージ
を表示する。次いで、制御はステップSJ15Sに進み、較
正フラグを“偽”にセットする。次いで、制御はステッ
プSJ15Fを経由してステップSJ17に戻る。
動させると共に、表示器44上に、生体とカフ12とをチェ
ックする必要があることをユーザに知らせるメッセージ
を表示する。次いで、制御はステップSJ15Sに進み、較
正フラグを“偽”にセットする。次いで、制御はステッ
プSJ15Fを経由してステップSJ17に戻る。
ステップSJ17においてオシロメトリック式血圧測定の
精度を評価するための好適な制御ルーチンを図13Aと図1
3Bに示す。本ルーチンはステップSJ16Aで開始し、ステ
ップSJ16Bに進み、制御装置は、最高、最低、平均血圧
値を決定するために使用したオシロメトリックパルスの
前後のパルスの何れかが体動パルスであるか否かを判定
する。さらに、制御装置は、オシロメトリック式血圧測
定中に実際に検出されたパルスの数がどれくらいであっ
たかを、血圧測定中の心拍数の合計に対するその百分率
で決定する。制御装置は、決定された血圧に対する体動
パルスの効果を、連続する体動パルスの数や、血圧の決
定に使用されたオシロメトリックパルス間のカフ圧変化
の大きさ等の所定の基準に従って評価する。制御装置が
体動パルスによる誤差が大き過ぎると判定した場合に
は、制御はステップSJ16Cに進む。そうでなければ、制
御はステップSJ16Dに進む。
精度を評価するための好適な制御ルーチンを図13Aと図1
3Bに示す。本ルーチンはステップSJ16Aで開始し、ステ
ップSJ16Bに進み、制御装置は、最高、最低、平均血圧
値を決定するために使用したオシロメトリックパルスの
前後のパルスの何れかが体動パルスであるか否かを判定
する。さらに、制御装置は、オシロメトリック式血圧測
定中に実際に検出されたパルスの数がどれくらいであっ
たかを、血圧測定中の心拍数の合計に対するその百分率
で決定する。制御装置は、決定された血圧に対する体動
パルスの効果を、連続する体動パルスの数や、血圧の決
定に使用されたオシロメトリックパルス間のカフ圧変化
の大きさ等の所定の基準に従って評価する。制御装置が
体動パルスによる誤差が大き過ぎると判定した場合に
は、制御はステップSJ16Cに進む。そうでなければ、制
御はステップSJ16Dに進む。
ステップSJ16Cにおいて、制御装置は、表示器44上
に、血圧の精度が体動パルスのために低すぎることと、
血圧測定を繰り返すであろうこととをユーザに知らせる
メッセージを表示する。次いで、制御はステップSJ16I
に進む。
に、血圧の精度が体動パルスのために低すぎることと、
血圧測定を繰り返すであろうこととをユーザに知らせる
メッセージを表示する。次いで、制御はステップSJ16I
に進む。
ステップSJ16Dにおいて、制御装置は、オシロメトリ
ック式血圧測定中に最高、最低、平均血圧を決定するた
めに使用したパルスの前後で発生した不整脈パルスの数
を測定する。不整脈パルスの数が、所定数よりも大きい
場合には、制御はステップSJ16Eに進む。そうでなけれ
ば、制御はステップSJ16Fに進む。
ック式血圧測定中に最高、最低、平均血圧を決定するた
めに使用したパルスの前後で発生した不整脈パルスの数
を測定する。不整脈パルスの数が、所定数よりも大きい
場合には、制御はステップSJ16Eに進む。そうでなけれ
ば、制御はステップSJ16Fに進む。
ステップSJ16Eにおいて、制御装置は、アラームを作
動させると共に、表示器44上に、血圧の精度が不整脈パ
ルスの数が多過ぎるために低すぎることと血圧測定を繰
り返すであろうこととをユーザに知らせるメッセージを
表示する。次いで、制御はステップSJ16Iに進む。
動させると共に、表示器44上に、血圧の精度が不整脈パ
ルスの数が多過ぎるために低すぎることと血圧測定を繰
り返すであろうこととをユーザに知らせるメッセージを
表示する。次いで、制御はステップSJ16Iに進む。
ステップSJ16Fにおいて、制御装置は、オシロメトリ
ック式血圧測定中における心拍間のカフ圧変化の平均値
を決定する。次に、ステップSJ16Gにおいて、制御装置
は、決定された平均カフ圧変化値が所定値を越えるもの
であるか否を判定する。越える場合には、制御はステッ
プSJ16Hに進む。そうでなければ、制御はステップSJ16O
に進む。
ック式血圧測定中における心拍間のカフ圧変化の平均値
を決定する。次に、ステップSJ16Gにおいて、制御装置
は、決定された平均カフ圧変化値が所定値を越えるもの
であるか否を判定する。越える場合には、制御はステッ
プSJ16Hに進む。そうでなければ、制御はステップSJ16O
に進む。
ステップSJ16Hにおいて、制御装置は、アラームを作
動させると共に、表示器44上に、心拍数が低過ぎるため
に血圧の精度が低すぎることをユーザに知らせるメッセ
ージを表示する。次いで、制御はステップSJ16Iに進
む。
動させると共に、表示器44上に、心拍数が低過ぎるため
に血圧の精度が低すぎることをユーザに知らせるメッセ
ージを表示する。次いで、制御はステップSJ16Iに進
む。
次に、ステップSJ16Iにおいて、制御装置は、血圧の
精度が低すぎるとの判定が今回で連続３回目になるか否
かを判定する。答えが否であれば、制御はステップSJ16
Jを経由してステップSJ2に進む。３回目であれば、制御
はステップSJ16Kに進む。
精度が低すぎるとの判定が今回で連続３回目になるか否
かを判定する。答えが否であれば、制御はステップSJ16
Jを経由してステップSJ2に進む。３回目であれば、制御
はステップSJ16Kに進む。
ステップSJ16Kにおいて、制御装置は、上記３回の血
圧測定の結果を分析する。次に、ステップSJ16Lにおい
て、制御装置は、誤差のない最高、最低、平均血圧値を
その３回の血圧測定の結果の組み合わせから取得するこ
とが可能か否かを判定する。答えが否であれば、制御は
ステップSJ16Mに進む。可能であれば、制御はステップS
J16Oに進む。
圧測定の結果を分析する。次に、ステップSJ16Lにおい
て、制御装置は、誤差のない最高、最低、平均血圧値を
その３回の血圧測定の結果の組み合わせから取得するこ
とが可能か否かを判定する。答えが否であれば、制御は
ステップSJ16Mに進む。可能であれば、制御はステップS
J16Oに進む。
ステップSJ16Mにおいて、制御装置は、アラームを作
動させると共に、表示器44上に、血圧測定の精度が低す
ぎるために血圧／脈波速度関係を較正することができな
いことと、ユーザが生体をチェックする必要があること
とをユーザに知らせるメッセージを表示する。次に、ス
テップSJ16Nにおいて、制御装置は較正フラグを“偽”
にセットする。次いで、制御装置はステップSJ16Yを経
由してステップSJ18に戻る。
動させると共に、表示器44上に、血圧測定の精度が低す
ぎるために血圧／脈波速度関係を較正することができな
いことと、ユーザが生体をチェックする必要があること
とをユーザに知らせるメッセージを表示する。次に、ス
テップSJ16Nにおいて、制御装置は較正フラグを“偽”
にセットする。次いで、制御装置はステップSJ16Yを経
由してステップSJ18に戻る。
ステップSJ16Oにおいて、制御装置は、較正フラグを
“真”にセットする。次に、ステップSJ16Pにおいて、
制御装置は、最高血圧値が測定された時のパルスが体動
パルスであったか否かを判定する。体動パルスであった
場合には、制御はステップSJ16Qに進み、制御装置は最
高血圧値フラグを“真”にセットする。そうでなけれ
ば、制御はステップSJ16Rに進む。
“真”にセットする。次に、ステップSJ16Pにおいて、
制御装置は、最高血圧値が測定された時のパルスが体動
パルスであったか否かを判定する。体動パルスであった
場合には、制御はステップSJ16Qに進み、制御装置は最
高血圧値フラグを“真”にセットする。そうでなけれ
ば、制御はステップSJ16Rに進む。
ステップSJ16Rにおいて、制御装置は、平均血圧値が
測定された時のパルスが体動パルスであったか否かを判
定する。体動パルスであった場合には、制御はステップ
SJ16Sに進み、制御装置は平均血圧値フラグを“真”に
セットする。そうでなければ、制御はステップSJ16Tに
進む。
測定された時のパルスが体動パルスであったか否かを判
定する。体動パルスであった場合には、制御はステップ
SJ16Sに進み、制御装置は平均血圧値フラグを“真”に
セットする。そうでなければ、制御はステップSJ16Tに
進む。
ステップSJ16Tにおいて、制御装置は、最低血圧値が
測定された時のパルスが体動パルスであったか否かを判
定する。体動パルスであった場合には、制御はステップ
SJ16Uに進み、制御装置は最低血圧値フラグを“真”に
セットする。そうでなければ、制御はステップSJ16Vに
進む。
測定された時のパルスが体動パルスであったか否かを判
定する。体動パルスであった場合には、制御はステップ
SJ16Uに進み、制御装置は最低血圧値フラグを“真”に
セットする。そうでなければ、制御はステップSJ16Vに
進む。
ステップSJ16Vにおいて、制御装置は、最高、最低、
平均血圧フラグのいずれかが“真”にセットされている
か否かを判定する。いずれかのフラグが“真”にセット
されていれば、制御はステップSJ16Wに進む。そうでな
ければ、制御はステップSJ16Yに進む。
平均血圧フラグのいずれかが“真”にセットされている
か否かを判定する。いずれかのフラグが“真”にセット
されていれば、制御はステップSJ16Wに進む。そうでな
ければ、制御はステップSJ16Yに進む。
ステップSJ16Wにおいて、制御装置は、オシロメトリ
ック式血圧測定の精度を推定する。制御装置は、好適に
は、この推定を、オシロメトリック式血圧測定の既知の
誤差の平方を、消去された体動パルスによって生じた心
拍間のカフ圧変化の増加による誤差の平方に加えること
によって行う。上記の誤差の和の平方根は、消去された
体動パルスによって導入された誤差を表す。次に、ステ
ップSJ16Xにおいて、制御装置は、ステップSJ16Wで決定
された精度に基づいて、新たな血圧測定を行う必要があ
るか否かを判定するために使用される基準を補正する。
次いで、制御はステップSJ16Yを経由してステップSJ18
に戻る。
ック式血圧測定の精度を推定する。制御装置は、好適に
は、この推定を、オシロメトリック式血圧測定の既知の
誤差の平方を、消去された体動パルスによって生じた心
拍間のカフ圧変化の増加による誤差の平方に加えること
によって行う。上記の誤差の和の平方根は、消去された
体動パルスによって導入された誤差を表す。次に、ステ
ップSJ16Xにおいて、制御装置は、ステップSJ16Wで決定
された精度に基づいて、新たな血圧測定を行う必要があ
るか否かを判定するために使用される基準を補正する。
次いで、制御はステップSJ16Yを経由してステップSJ18
に戻る。
ステップSJ20においてオシロメトリック式血圧測定中
の生体血圧の変化を評価するための好適な制御ルーチン
を図14に示す。本ルーチンはステップSJ19Aで開始し、
ステップSJ19Bに進み、制御装置は、血圧／脈波速度関
係に従って、オシロメトリック式血圧測定中に生じた各
心拍に対応する推定最高血圧値を決定する。
の生体血圧の変化を評価するための好適な制御ルーチン
を図14に示す。本ルーチンはステップSJ19Aで開始し、
ステップSJ19Bに進み、制御装置は、血圧／脈波速度関
係に従って、オシロメトリック式血圧測定中に生じた各
心拍に対応する推定最高血圧値を決定する。
次に、ステップSJ19Cにおいて、制御装置は、推定血
圧値のプロットの時間に対する傾きを決定する。次に、
ステップSJ19Dにおいて、制御装置は、ステップSJ19Cで
決定された傾きが０に等しいか否かを判定する。傾きが
０に等しいならば、制御はステップSJ19Eに進む。そう
でなければ、制御はステップSJ19Fに進む。ステップSJ1
9Eにおいて、制御装置は、傾きフラグを“真”にセット
する。次いで、制御はステップSJ19Gを経由してステッ
プSJ21に戻る。
圧値のプロットの時間に対する傾きを決定する。次に、
ステップSJ19Dにおいて、制御装置は、ステップSJ19Cで
決定された傾きが０に等しいか否かを判定する。傾きが
０に等しいならば、制御はステップSJ19Eに進む。そう
でなければ、制御はステップSJ19Fに進む。ステップSJ1
9Eにおいて、制御装置は、傾きフラグを“真”にセット
する。次いで、制御はステップSJ19Gを経由してステッ
プSJ21に戻る。
ステップSJ19Fにおいて、制御装置は、傾きフラグを
“偽”にセットする。次いで、制御はステップSJ19Gに
進む。
“偽”にセットする。次いで、制御はステップSJ19Gに
進む。
ステップSJ22においてオシロメトリック式血圧測定の
終了時に最高血圧値を推定するための好適な制御ルーチ
ンを図15に示す。本ルーチンはステップSJ22Aで開始
し、ステップSJ22Bに進み、制御装置は、血圧測定回路9
0から、決定されたオシロメトリック最低血圧値に対応
するパルスの索引番号を取得する。次に、ステップSJ22
Cにおいて、制御装置は、そのパルスに対応する推定最
高血圧値を取得する。次いで、制御はステップSJ22Dに
進む。
終了時に最高血圧値を推定するための好適な制御ルーチ
ンを図15に示す。本ルーチンはステップSJ22Aで開始
し、ステップSJ22Bに進み、制御装置は、血圧測定回路9
0から、決定されたオシロメトリック最低血圧値に対応
するパルスの索引番号を取得する。次に、ステップSJ22
Cにおいて、制御装置は、そのパルスに対応する推定最
高血圧値を取得する。次いで、制御はステップSJ22Dに
進む。
ステップSJ22Dにおいて、制御装置は、表示器44上
に、推定最高血圧値とオシロメトリック最低血圧値とを
表示する。次に、ステップSJ22Eにおいて、制御装置
は、表示器44上で、生体の血圧がオシロメトリック式血
圧測定中に変化したことと、表示された最高血圧値が推
定値であることとを、ユーザにインジケータで知らせる
か、または、そのようなメッセージを表示する。次に、
制御はステップSJ22Fを経由してステップSJ26に戻る。
に、推定最高血圧値とオシロメトリック最低血圧値とを
表示する。次に、ステップSJ22Eにおいて、制御装置
は、表示器44上で、生体の血圧がオシロメトリック式血
圧測定中に変化したことと、表示された最高血圧値が推
定値であることとを、ユーザにインジケータで知らせる
か、または、そのようなメッセージを表示する。次に、
制御はステップSJ22Fを経由してステップSJ26に戻る。
ステップSNにおいて、ユーザによって特定された生体
状態評価チェックを実行するための好適な制御ルーチン
を図16に示す。本ルーチンはステップSN1で開始し、ス
テップSN2に進み、制御装置は、ユーザが患者データチ
ェックを要求したか否かを判定する。ユーザが何らかの
患者データチェックを要求した場合には、制御はステッ
プSN3に進む。そうでなければ、制御はステップSN8に進
む。
状態評価チェックを実行するための好適な制御ルーチン
を図16に示す。本ルーチンはステップSN1で開始し、ス
テップSN2に進み、制御装置は、ユーザが患者データチ
ェックを要求したか否かを判定する。ユーザが何らかの
患者データチェックを要求した場合には、制御はステッ
プSN3に進む。そうでなければ、制御はステップSN8に進
む。
ステップSN3において、制御装置は、ユーザによって
要求されたチェックを一回に一つずつ質問記憶領域122
から処理のために取り出す。各ユーザチェックは、『今
回の最高血圧値は前回の最高血圧値よりも高いですか』
等の論理文として構成されている。
要求されたチェックを一回に一つずつ質問記憶領域122
から処理のために取り出す。各ユーザチェックは、『今
回の最高血圧値は前回の最高血圧値よりも高いですか』
等の論理文として構成されている。
次に、ステップSN4において、制御装置は、ステップS
N3で取り出したユーザチェックが正しいか否かを判定す
る。ユーザチェックが正しければ、制御はステップSN5
に進む。そうでなければ、制御はステップSN7に進む。
N3で取り出したユーザチェックが正しいか否かを判定す
る。ユーザチェックが正しければ、制御はステップSN5
に進む。そうでなければ、制御はステップSN7に進む。
ステップSN5において、制御装置は、ユーザメッセー
ジを、好適には、変数を論理記号の言語的記述（『より
大きい』等）と連結することによって構成する。あるい
は、制御装置は、単に論理記号のみを表示することも可
能である。例えば、ユーザチェックである『今回の最高
血圧値は前回の最高血圧値よりも高いですか』の質問が
正しければ、制御装置は、『今回の最高血圧値は前回の
最高血圧値よりも高い』というメッセージか、もしく
は、『今回の最高血圧値＞前回の最高血圧値』というよ
り簡単なメッセージを作成する。
ジを、好適には、変数を論理記号の言語的記述（『より
大きい』等）と連結することによって構成する。あるい
は、制御装置は、単に論理記号のみを表示することも可
能である。例えば、ユーザチェックである『今回の最高
血圧値は前回の最高血圧値よりも高いですか』の質問が
正しければ、制御装置は、『今回の最高血圧値は前回の
最高血圧値よりも高い』というメッセージか、もしく
は、『今回の最高血圧値＞前回の最高血圧値』というよ
り簡単なメッセージを作成する。
次に、ステップSN6において、制御装置は、ステップS
N5で構成されたユーザチェックメッセージを表示する。
ユーザが設定していれば、制御装置は、メッセージを表
示する際に警報音も併せて発生させる。次に、ステップ
SN7において、制御装置は、ユーザによって入力された
患者データチェックがすべて終了したか否かを判定す
る。患者データチェックがすべて終了した場合には、制
御はステップSN8を経由してステップSOに戻る。そうで
なければ、制御はステップSN3に戻る。
N5で構成されたユーザチェックメッセージを表示する。
ユーザが設定していれば、制御装置は、メッセージを表
示する際に警報音も併せて発生させる。次に、ステップ
SN7において、制御装置は、ユーザによって入力された
患者データチェックがすべて終了したか否かを判定す
る。患者データチェックがすべて終了した場合には、制
御はステップSN8を経由してステップSOに戻る。そうで
なければ、制御はステップSN3に戻る。
カフ圧調節回路88と、脈波フィルタ回路26と、静圧フ
ィルタ回路24と、血圧測定回路90と、不整脈補正回路11
4と、オシロメトリック最高血圧値補正回路116と、質保
証データチェック回路118と、血圧／脈波伝播情報関係
決定回路94と、推定血圧値決定回路96と、推定血圧値異
常判定回路108と、脈波面積異常判定回路110と、脈波周
期異常判定回路112と、脈波伝播情報取得回路92と、脈
波面積決定回路104と、関係補正回路102と、心拍数測定
回路110と、脈波周期測定回路98とを含む電子制御装置2
8は、好適には、プログラムされた汎用コンピュータを
用いて実施される。もっとも、電子制御装置28は、専用
のコンピュータ、プログラムされたマイクロプロセッサ
もしくはマイクロコントローラと周辺集積回路素子、AS
IC他の集積回路、ディスクリートエレメント回路等のハ
ード的に連結された電子もしくは論理回路、FPGA,PLD,P
LA,PAL等のプログラム可能な論理装置等を用いて実施す
ることも可能である。一般に、図９〜16に示すフローチ
ャートの実行が可能で図２〜４に示す周辺装置の制御が
可能な有限状態機械を含む如何なる装置も、本発明の電
子制御装置28として採用することができる。
ィルタ回路24と、血圧測定回路90と、不整脈補正回路11
4と、オシロメトリック最高血圧値補正回路116と、質保
証データチェック回路118と、血圧／脈波伝播情報関係
決定回路94と、推定血圧値決定回路96と、推定血圧値異
常判定回路108と、脈波面積異常判定回路110と、脈波周
期異常判定回路112と、脈波伝播情報取得回路92と、脈
波面積決定回路104と、関係補正回路102と、心拍数測定
回路110と、脈波周期測定回路98とを含む電子制御装置2
8は、好適には、プログラムされた汎用コンピュータを
用いて実施される。もっとも、電子制御装置28は、専用
のコンピュータ、プログラムされたマイクロプロセッサ
もしくはマイクロコントローラと周辺集積回路素子、AS
IC他の集積回路、ディスクリートエレメント回路等のハ
ード的に連結された電子もしくは論理回路、FPGA,PLD,P
LA,PAL等のプログラム可能な論理装置等を用いて実施す
ることも可能である。一般に、図９〜16に示すフローチ
ャートの実行が可能で図２〜４に示す周辺装置の制御が
可能な有限状態機械を含む如何なる装置も、本発明の電
子制御装置28として採用することができる。
以上、本発明の好適な実施例を説明したが、本発明は
多くの選択、修正、変更を伴って実施することが可能で
あることは当業者に自明である。例えば、上記実施例で
は、脈波伝播情報取得回路92は、心電波形上のＲ点と光
電検出器56によって検出された生体脈波の最低点の間で
時間差DTRPを決定した。しかし、この時間差は、心電波
形のＱ点もしくはＳ点から生体脈波上の最高点もしくは
最低点までの時間差として求めてもよい。一般に、この
時間差は、心電波形の任意の所定の周期的点から生体の
脈波上の任意の所定の周期的点までの時間差として求め
ることが可能である。
多くの選択、修正、変更を伴って実施することが可能で
あることは当業者に自明である。例えば、上記実施例で
は、脈波伝播情報取得回路92は、心電波形上のＲ点と光
電検出器56によって検出された生体脈波の最低点の間で
時間差DTRPを決定した。しかし、この時間差は、心電波
形のＱ点もしくはＳ点から生体脈波上の最高点もしくは
最低点までの時間差として求めてもよい。一般に、この
時間差は、心電波形の任意の所定の周期的点から生体の
脈波上の任意の所定の周期的点までの時間差として求め
ることが可能である。
このように、本発明の実施例に関する上記の記載は発
明の説明のためのものに過ぎず、何ら限定的なものでは
ない。従って、下記の請求の範囲に記載された発明の精
神および範囲を逸脱しない限りにおいて、本発明には種
々の変更が加えられ得る。
明の説明のためのものに過ぎず、何ら限定的なものでは
ない。従って、下記の請求の範囲に記載された発明の精
神および範囲を逸脱しない限りにおいて、本発明には種
々の変更が加えられ得る。
フロントページの続き
(56)参考文献 特開 平７−308295（ＪＰ，Ａ)
特開 平５−184547（ＪＰ，Ａ)
特開 平５−207980（ＪＰ，Ａ)
特開 平９−140680（ＪＰ，Ａ)
特開 平９−122087（ＪＰ，Ａ)
特開 平６−47010（ＪＰ，Ａ)
特開 平９−294728（ＪＰ，Ａ)
特開 平10−43147（ＪＰ，Ａ)
特表2001−506166（ＪＰ，Ａ)
米国特許5931790（ＵＳ，Ａ)
欧州特許出願公開986324（ＥＰ，Ａ
１)
(58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名)
A61B 5/02 - 5/03
Claims (9)
- 【請求項１】オシロメトリック式の血圧測定中に生体の
心筋によって発生させられて生体の動脈を伝播するオシ
ロメトリック圧脈波を検出するオシロメトリック脈波検
出装置と、 前記オシロメトリック圧脈波に対応する容積脈波を検出
する容積脈波検出器と、 異常なオシロメトリック圧脈波を前記容積脈波に基づい
て識別し、その異常なオシロメトリック圧脈波が不整脈
によるものかどうかを判定し、不整脈によって生じたと
判定された異常なオシロメトリック圧脈波の振幅を、そ
れに対応する前記容積脈波の振幅に基づいて補正する不
整脈パルス補正回路と、 前記オシロメトリック脈波検出装置によって検出された
オシロメトリック圧脈波の各々の振幅と、不整脈による
オシロメトリック圧脈波の補正された振幅とに基づいて
生態の血圧値を測定する血圧測定回路と を、含む血圧測定システム。 - 【請求項２】前記不整脈パルス補正回路は、前記生体の
脈波周期と前記容積脈波の脈波面積に基づいて異常なオ
シロメトリック圧脈波を識別するものであることを特徴
とする請求項１の血圧測定システム。 - 【請求項３】前記オシロメトリック圧脈波に対応する心
電波形を検出する心電波形検出装置をさらに備え、 前記不整脈パルス補正回路は、 前記心電波形検出装置によって検出された心電波形の連
続する２つの波形上の所定の周期点の間の時間差に基づ
いて前記脈波周期を決定する脈波周期測定回路と、 前記容積脈波検出装置によって検出された各容積脈波の
前記脈波面積を決定する脈波面積決定回路と を、含むことを特徴とする請求項２の血圧測定システ
ム。 - 【請求項４】前記不整脈パルス補正回路は、 前記脈波周期測定回路によって決定された脈波周期が異
常かどうかを判定する脈波周期異常判定回路と、前記脈
波面積決定回路によって決定された脈波面積が異常かど
うかを判定する脈波面積異常判定回路とを備え、前記脈
波周期異常判定回路による異常判定と前記脈波面積異常
判定回路による異常判定とに基づいて、前記異常なオシ
ロメトリック圧脈波を識別するものである請求項３の血
圧測定システム。 - 【請求項５】前記不整脈パルス補正回路は、異常なオシ
ロメトリック圧脈波が不整脈によって生じたものである
か否かを、前記心電波形検出装置によって検出された心
電波形に基づいて判定するものである請求項４の血圧測
定システム。 - 【請求項６】前記容積脈波検出装置は光電脈波検出器を
含む請求項４の血圧測定システム。 - 【請求項７】生体の第１部分からオシロメトリック式の
血圧測定中に生体の心筋によって発生させられて生体の
動脈を伝播するオシロメトリック圧脈波を検出するオシ
ロメトリック脈波検出装置と、 生体の第２部分から、前記第１部分から検出された前記
オシロメトリック圧脈波に対応する容積脈波を検出する
容積脈波検出装置と、 異常なオシロメトリック圧脈波を前記容積脈波に基づい
て識別し、その異常なオシロメトリック圧脈波が不整脈
によるものかどうかを判定し、不整脈によって生じたと
判定された異常なオシロメトリック圧脈波の振幅を、そ
れに対応する前記容積脈波の容積変化に基づいて補正す
る不整脈パルス補正回路と、 前記オシロメトリック脈波検出装置によって検出された
オシロメトリック圧脈波の各々の振幅と、不整脈によっ
て生じたオシロメトリック圧脈波の補正された振幅とに
基づいて、生体の少なくとも最高血圧値と最低血圧値を
測定する血圧測定回路と、 生体から心電波形を検出する心電波形検出装置と、 該心電波形検出装置によって検出された心電波形上の所
定の周期的点と前記容積脈波検出装置によって検出され
た対応する容積脈波の波形上の所定の周期的点の間の時
間差を決定する脈波伝播情報回路と、 前記脈波伝播情報取得回路によって決定された時間差と
前記生体の血圧の間の関係を決定する血圧／脈波伝播情
報関係決定回路と、 前記血圧／脈波伝播情報関係決定回路によって決定され
た関係に従って推定血圧値を連続的に決定する推定血圧
値決定回路と、 オシロメトリック式の血圧測定中に生体の血圧が変化し
た場合には、前記生体の最低血圧値を決定するために前
記血圧測定回路に使用された脈波から前記推定血圧値決
定回路によって決定された最高血圧値となるように、前
記血圧測定回路によって測定された最高血圧値を補正す
るオシロメトリック最高血圧値補正回路と を、含む血圧測定システム。 - 【請求項８】前記推定血圧決定回路によって決定される
推定血圧値と前記容積脈波の脈波面積と前記心電波形の
周期の各々が正常か異常かを判定し、それら推定血圧値
と脈波周期と脈波面積の中の少なくとも１つが異常と判
定された場合に、新たなオシロメトリック式血圧測定を
開始する血圧測定開始回路を含む請求項７の血圧測定シ
ステム。 - 【請求項９】所定の質保証規則および基準に基づいて血
圧測定データの質を判定し、血圧測定データの質が所定
の閾を下回る場合に新たなオシロメトリック式血圧測定
を開始させる質保証データチェック回路を含む請求項７
または８の血圧測定システム。
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/870,460 | 1997-06-06 | ||
| US08/870,460 US5931790A (en) | 1997-06-06 | 1997-06-06 | System and method for accurately monitoring the cardiovascular state of a living subject |
| PCT/US1998/011688 WO1998055021A1 (en) | 1997-06-06 | 1998-06-08 | System and method for accurately monitoring the cardiovascular state of a living subject |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2001506167A JP2001506167A (ja) | 2001-05-15 |
| JP3496940B2 true JP3496940B2 (ja) | 2004-02-16 |
Family
ID=25355424
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP50296099A Expired - Lifetime JP3496940B2 (ja) | 1997-06-06 | 1998-06-08 | 生体の心臓血管状態を精度よく監視するシステムと方法 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5931790A (ja) |
| EP (1) | EP0986324B1 (ja) |
| JP (1) | JP3496940B2 (ja) |
| DE (1) | DE69821931D1 (ja) |
| WO (1) | WO1998055021A1 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009125531A (ja) * | 2007-11-28 | 2009-06-11 | Nippon Koden Corp | 血圧測定装置 |
| JP2010234109A (ja) * | 2004-05-11 | 2010-10-21 | Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh | 血液の体外循環処理中での置換液の供給よるフィステル再循環に関して判定できる方法および装置 |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| US9468378B2 (en) | 1997-01-27 | 2016-10-18 | Lawrence A. Lynn | Airway instability detection system and method |
| US8932227B2 (en) | 2000-07-28 | 2015-01-13 | Lawrence A. Lynn | System and method for CO2 and oximetry integration |
| US20080287756A1 (en) * | 1997-07-14 | 2008-11-20 | Lynn Lawrence A | Pulse oximetry relational alarm system for early recognition of instability and catastrophic occurrences |
| US20070191697A1 (en) | 2006-02-10 | 2007-08-16 | Lynn Lawrence A | System and method for SPO2 instability detection and quantification |
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