JP3618297B2 - 自動血圧測定装置 - Google Patents
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Description
【発明の属する技術分野】
本発明は、いわゆるオシロメトリック方式により生体の血圧を自動的に測定する自動血圧測定装置に関するものである。
【0002】
【従来の技術】
オシロメトリック方式による血圧測定は、生体の上腕などに巻回されたカフの圧迫圧力すなわちカフ圧を徐速変化させ、その過程でカフに発生する振動成分(すなわちカフ脈波の振幅)のカフ圧に対する変化に基づいて血圧を測定する方式である。オシロメトリック方式を採用した自動血圧測定装置は、前頸部、指部或いは下肢などマイクロホン方式では測定が困難な部位でも血圧測定ができる上に、マイクロホン方式では正確に動脈の上にマイクロホンを置かなければならないが、オシロメトリック方式ではカフは巻くだけでよいため、測定が容易であり、測定者間の技術差がないという利点がある。また、雑音や騒音の多い場所でも測定でき、コロトコフ音の小さな小児やショック状態の血圧を測定できる利点もある。そのため、オシロメトリック方式を採用した自動血圧測定装置は広く普及している。
【0003】
【発明が解決しようとする課題】
オシロメトリック方式では、前述したように、カフ圧の徐速変化過程でカフに発生するカフ脈波振幅のカフ圧に対する変化に基づいて血圧を測定している。そのため、血圧測定時間中の血圧値は一定であり、図1(a)の血圧波形に示すように、各脈波の振幅Aおよび最低値(最低血圧)や最高値(最高血圧)等の所定点の血圧値が一定である状態において血圧測定していると仮定している。
【0004】
しかし、実際の測定では、測定時間中に心拍出量が変化して血圧波形の振幅Aが変化する場合(図1(b))や、血圧波形の振幅Aが変化しなくても血圧値が変化する場合(図1(c))がある。また、血圧波形の振幅Aおよび血圧値の双方が変化する場合もある。血圧測定期間中に心拍出量や血圧値の大きさが大きく変化する場合には、カフ圧に対するカフ脈波振幅のグラフにおいて振幅の頂点を結んで形成される包絡線が乱れてしまい、血圧値が測定できないか、不正確になってしまうという問題があった。
【0005】
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、高い測定精度で血圧測定できる自動血圧測定装置を提供することにある。
【0006】
【課題を解決するための手段】
本発明者は、上記目的を達成するために種々検討を重ね、以下の知見を見いだした。すなわち、カフによる圧迫圧力の徐速変化中の血圧波形の振幅或いは血圧値を一定にするための補正と同じ補正をカフ脈波にも行い、その補正後のカフ脈波に基づいて血圧値を決定すれば高い精度の血圧値が得られることを見いだした。また、血圧波形の振幅が変動する場合は容積脈波の振幅も変動する。従って、血圧測定中の容積脈波の振幅を一定にするための補正と同じ補正をカフ脈波の振幅に行ない、その補正後のカフ脈波の振幅に基づいて血圧値を決定すれば高い精度の血圧値が得られるとの知見を見いだした(請求項1)。また、血圧値が変動する場合は心拍周期が変動することから、心拍周期から血圧測定期間中の血圧値を推定し、その推定した血圧値を一定にするための補正と同じ補正をカフ脈波の圧力(カフ圧)に行い、その補正後のカフ圧に基づいて血圧値を決定すれば高い精度の血圧値が得られるとの知見を見いだした(請求項2)。さらに、それら2つの発明を同時に適用すれば、より高精度の血圧値が得られるとの知見を見いだした(請求項3)。また、連続する2つの心拍周期から脈圧(すなわち血圧波形の振幅)を推定するという公知の技術に基づいて、心拍周期から血圧測定中の脈圧を推定し、その推定した脈圧を一定にするための補正と同じ補正をカフ脈波の振幅に行い、その補正後のカフ脈波の振幅に基づいて血圧値を決定すれば高い精度の血圧値が得られるとの知見を見いだした(請求項4)。また、請求項4に係る発明と請求項2に係るとを同時に適用すれば、より高精度の血圧値が得られるとの知見を見いだした(請求項5)。
【0007】
すなわち、上記目的を達成するための請求項1記載の発明の要旨とするところは、生体の所定部位に巻回されるカフを備え、そのカフのカフ圧に対するそのカフ圧の徐速変化過程でそのカフに発生するカフ脈波の振幅の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定する形式の自動血圧測定装置であって、(a) 前記生体の所定部位に装着されてその部位の容積脈波を逐次検出する容積脈波検出装置と、(b) その容積脈波検出装置により逐次検出される容積脈波の振幅を一定振幅に補正するための補正係数をその容積脈波毎に算出する補正係数算出手段と、(c) その補正係数算出手段により前記容積脈波毎に算出された補正係数を、その容積脈波に対応するカフ脈波の振幅に乗じて補正カフ脈波振幅を算出する補正カフ脈波振幅算出手段と、(d) 前記カフ圧に対する前記補正カフ脈波振幅算出手段により算出された補正カフ脈波振幅の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定する血圧値決定手段とを、含むことにある。
【0008】
このようにすれば、補正係数算出手段により、容積脈波検出装置によって逐次検出される容積脈波の振幅を一定振幅に補正するための補正係数が容積脈波毎に算出され、補正カフ脈波振幅算出手段により、その容積脈波毎の補正係数が、各容積脈波に対応するカフ脈波の振幅に乗じられて補正カフ脈波振幅が算出される。この補正カフ脈波振幅は、カフ圧の徐速変化期間中の心拍出量の変化の影響が除去されたカフ脈波の振幅である。そして、血圧値決定手段により、カフ圧に対するその補正カフ脈波振幅の変化に基づいて生体の血圧値が決定されるので、高い測定精度の血圧値が得られる。
【0009】
また、請求項2に記載の発明の要旨とするところは、生体の所定部位に巻回されるカフを備え、そのカフのカフ圧に対するそのカフ圧の徐速変化過程でそのカフに発生するカフ脈波の振幅の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定する形式の自動血圧測定装置であって、(a)前記生体の心拍同期波を逐次検出する心拍同期波検出装置と、(b)前記カフ圧の徐速変化期間内にその心拍同期波検出装置により逐次検出される心拍同期波の周期的に繰り返す所定部位の間隔から、心拍周期を算出する心拍周期算出手段と、(c)心拍周期と推定血圧との予め定められた関係を用い、前記心拍周期算出手段により実際に算出された前記カフ圧の徐速変化期間内の各心拍周期に基づいて、血圧測定期間中の推定血圧値を決定する推定血圧値決定手段と、 (d)その推定血圧値決定手段により決定された血圧測定期間中の推定血圧値を一定値に補正するための血圧補正値を心拍周期毎に決定する血圧補正値決定手段と、(e)その血圧補正値決定手段により心拍周期毎に決定された血圧補正値を、その心拍周期に対応するカフ脈波の振幅が検出された時点のカフ圧から差し引いて補正カフ圧を算出する補正カフ圧算出手段と、(f)その補正カフ圧算出手段により算出された補正カフ圧に対する、前記カフ圧の徐速変化過程でそのカフに発生するカフ脈波の振幅の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定する血圧値決定手段とを、含むことにある。
【0010】
このようにすれば、推定血圧値決定手段により、心拍周期から血圧測定期間中の推定血圧値が決定され、血圧補正値決定手段により、血圧測定期間中の推定血圧値を一定値に補正するための血圧補正値が心拍周期毎に決定される。そして、補正カフ圧算出手段により、心拍周期毎に決定された各血圧補正値がその心拍周期に対応するカフ脈波の振幅が検出された時点のカフ圧から差し引かれて補正カフ圧が算出される。この補正カフ圧は、カフ圧の徐速変化期間中の血圧変動の影響を除去した状態における、カフ脈波の振幅が検出された時点のカフ圧である。そして、血圧値決定手段により、補正カフ圧算出手段によって算出された補正カフ圧に対するカフ脈波の振幅の変化に基づいて生体の血圧値が決定されるので、高い測定精度の血圧値が得られる。
【0011】
また、請求項3に記載の発明では、請求項1記載の発明および請求項2記載の発明の双方が適用されて血圧値が決定される。すなわち、その要旨とするところは、生体の所定部位に巻回されるカフを備え、そのカフのカフ圧に対するそのカフ圧の徐速変化過程でそのカフに発生するカフ脈波の振幅の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定する形式の自動血圧測定装置であって、(a)前記生体の所定部位に装着されてその部位の容積脈波を逐次検出する容積脈波検出装置と、(b)その容積脈波検出装置により逐次検出される容積脈波の振幅を一定振幅に補正するための補正係数をその容積脈波毎に算出する補正係数算出手段と、(c)その補正係数算出手段により前記容積脈波毎に算出された補正係数を、その容積脈波に対応するカフ脈波の振幅に乗じて補正カフ脈波振幅を算出する補正カフ脈波振幅算出手段と、(d)前記生体の心拍同期波を逐次検出する心拍同期波検出装置と、(e)前記カフ圧の徐速変化期間内にその心拍同期波検出装置により逐次検出される心拍同期波の周期的に繰り返す所定部位の間隔から、心拍周期を算出する心拍周期算出手段と、(f)心拍周期と推定血圧との予め定められた関係を用い、前記心拍周期算出手段により実際に算出された前記カフ圧の徐速変化期間内の各心拍周期に基づいて、血圧測定期間中の推定血圧値を決定する推定血圧値決定手段と、(g)その推定血圧値決定手段により決定された血圧測定期間中の推定血圧値を一定値に補正するための血圧補正値を心拍周期毎に決定する血圧補正値決定手段と、(h)その血圧補正値決定手段により心拍周期毎に決定された血圧補正値を、その心拍周期に対応するカフ脈波の振幅が検出された時点のカフ圧から差し引いて補正カフ圧を算出する補正カフ圧算出手段と、(i)その補正カフ圧算出手段により算出された補正カフ圧に対する、前記補正カフ脈波振幅算出手段により算出された補正カフ脈波振幅の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定する血圧値決定手段とを、含むことにある。
【0012】
このようにすれば、血圧値決定手段では、補正カフ圧に対する補正カフ脈波振幅の変化に基づいて血圧値が決定され、上記補正カフ圧は血圧測定期間中血圧変動の影響を除去した状態におけるカフ脈波の振幅が検出された時点のカフ圧であり、上記補正カフ脈波振幅は血圧測定期間中の心拍出量の変化の影響を除去した状態におけるカフ脈波の振幅であるので、より高い精度の血圧値が得られる。
【0013】
また、請求項4に記載の発明の要旨とするところは、生体の所定部位に巻回されるカフを備え、そのカフのカフ圧に対するそのカフ圧の徐速変化過程でそのカフに発生するカフ脈波の振幅の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定する形式の自動血圧測定装置であって、(a)前記生体の心拍同期波を逐次検出する心拍同期波検出装置と、(b)前記カフ圧の徐速変化期間内にその心拍同期波検出装置により逐次検出される心拍同期波の周期的に繰り返す所定部位の間隔から、心拍周期を算出する心拍周期算出手段と、(c)連続する2つの心拍周期と脈圧との予め定められた関係を用い、前記心拍周期算出手段により実際に算出された連続する2つの心拍周期に基づいて、前記カフ圧の徐速変化期間内の推定脈圧を心拍周期毎に決定する推定脈圧決定手段と、(d)その推定脈圧決定手段により心拍周期毎に決定された各推定脈圧を、一定脈圧値に補正するための補正係数をその推定脈圧毎に算出する補正係数算出手段と、(e)その補正係数算出手段により前記推定脈圧毎に算出された補正係数を、その推定脈圧に対応するカフ脈波の振幅に乗じて補正カフ脈波振幅を算出する補正カフ脈波振幅算出手段と、(f)前記カフ圧に対する前記補正カフ脈波振幅算出手段により算出された補正カフ脈波振幅の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定する血圧値決定手段とを、含むことにある。
【0014】
このようにすれば、補正係数算出手段により、推定脈圧決定手段によって心拍周期毎に算出された各推定脈圧を一定脈圧値に補正するための補正係数が算出され、補正カフ脈波振幅算出手段により、その推定脈圧毎の補正係数が、各推定脈圧に対応するカフ脈波の振幅に乗じられて補正カフ脈波振幅が算出される。この補正カフ脈波振幅は、カフ圧の徐速変化期間中の心拍出量の変化の影響が除去されたカフ脈波の振幅である。そして、血圧値決定手段により、カフ圧に対するその補正カフ脈波振幅の変化に基づいて生体の血圧値が決定されるので、高い測定精度の血圧値が得られる。
【0015】
また、請求項5に記載の発明の要旨とするところは、生体の所定部位に巻回されるカフを備え、そのカフのカフ圧に対するそのカフ圧の徐速変化過程でそのカフに発生するカフ脈波の振幅の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定する形式の自動血圧測定装置であって、(a)前記生体の心拍同期波を逐次検出する心拍同期波検出装置と、(b)前記カフ圧の徐速変化期間内にその心拍同期波検出装置により逐次検出される心拍同期波の周期的に繰り返す所定部位の間隔から、心拍周期を算出する心拍周期算出手段と、(c)連続する2つの心拍周期と脈圧との予め定められた関係を用い、前記心拍周期算出手段により実際に算出された連続する2つの心拍周期に基づいて、前記カフ圧の徐速変化期間内の推定脈圧を心拍周期毎に決定する推定脈圧決定手段と、(d)その推定脈圧決定手段により心拍周期毎に決定された各推定脈圧を、一定脈圧値に補正するための補正係数をその推定脈圧毎に算出する補正係数算出手段と、(e)その補正係数算出手段により前記推定脈圧毎に算出された補正係数を、その推定脈圧に対応するカフ脈波の振幅に乗じて補正カフ脈波振幅を算出する補正カフ脈波振幅算出手段と、(f)心拍周期と推定血圧との予め定められた関係を用い、前記心拍周期算出手段により実際に算出された前記カフ圧の徐速変化期間内の各心拍周期に基づいて、血圧測定期間中の推定血圧値を決定する推定血圧値決定手段と、(g)その推定血圧値決定手段により決定された血圧測定期間中の推定血圧値を一定値に補正するための血圧補正値を心拍周期毎に決定する血圧補正値決定手段と、(h)その血圧補正値決定手段により心拍周期毎に決定された血圧補正値を、その心拍周期に対応するカフ脈波の振幅が検出された時点のカフ圧から差し引いて補正カフ圧を算出する補正カフ圧算出手段と、(i)その補正カフ圧算出手段により算出された補正カフ圧に対する、前記補正カフ脈波振幅算出手段により算出された補正カフ脈波振幅の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定する血圧値決定手段とを、含むことにある。
【0016】
このようにすれば、血圧値決定手段では、補正カフ圧に対する補正カフ脈波振幅の変化に基づいて血圧値が決定され、上記補正カフ圧は血圧測定期間中血圧変動の影響を除去した状態におけるカフ脈波の振幅が検出された時点のカフ圧であり、上記補正カフ脈波振幅は血圧測定期間中の心拍出量の変化の影響を除去した状態におけるカフ脈波の振幅であるので、より高い精度の血圧値が得られる。
【0017】
【発明の好適な実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を図面に基づいて詳細に説明する。図2は本発明が適用された自動血圧測定装置8の構成を説明するブロック図である。
【0018】
図において、10はゴム製袋を布製帯状袋内に有するカフであって、たとえば患者の右腕の上腕部12に巻回された状態で装着される。カフ10には、圧力センサ14、排気制御弁16、および空気ポンプ18が配管20を介してそれぞれ接続されている。排気制御弁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。
【0019】
圧力センサ14は、カフ10内の圧力PKを検出してその圧力PKを表す圧力信号SPを静圧弁別回路22および脈波弁別回路24にそれぞれ供給する。静圧弁別回路22はローパスフィルタを備えており、圧力信号SPに含まれる定常的な圧力すなわちカフ10の圧迫圧力を表すカフ圧信号SCを弁別してそのカフ圧信号SCをA/D変換器26を介して演算制御装置28へ供給する。脈波弁別回路24はバンドパスフィルタを備えており、圧力信号SPの振動成分であるカフ脈波信号SM1を弁別してそのカフ脈波信号SM1をA/D変換器29を介して演算制御装置28へ供給する。このカフ脈波信号SM1はカフ脈波WKを表す。
【0020】
上記演算制御装置28は、CPU30,ROM32,RAM34,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、CPU30は、ROM32に予め記憶されたプログラムに従ってRAM34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図示しない駆動回路を介して排気制御弁16および空気ポンプ18を制御して、カフ10内の圧力を制御するとともに、カフ脈波信号SM1が表すカフ脈波WKの変化に基づいてオシロメトリック法により最高血圧値BPSYSおよび最低血圧値BPDIAなどの血圧値BPを決定し、その決定した血圧値BPを表示器36に表示させる。
【0021】
容積脈波検出装置として機能する光電脈波センサ40は、生体の末梢血管の容積脈波(プレシスモグラフ)を検出するものであり、たとえば、カフ10が巻回されていない側の腕の指尖部に装着される。この光電脈波センサ40は、脈拍検出などに用いるものと同様に構成され、指尖部などの生体の一部を収容可能なハウジング42内に、ヘモグロビンによって反射可能な波長帯の赤色光或いは赤外光、好ましくは酸素飽和度によって影響を受けない800nm程度の波長、を生体の表皮に向かって照射する光源である発光素子44と、ハウジング42の発光素子44に対向する側に設けられ、上記生体の一部を透過してきた光を検出する受光素子46とを備え、毛細血管内の血液容積に対応する光電脈波信号SM2を出力し、A/D変換器48を介して電子制御装置28へ供給する。
【0022】
心電信号検出装置50は、生体の所定の部位に貼り着けられる複数の電極52を備え、その電極52を介して心筋の活動電位を示す心電波WHn(nは自然数)、所謂心電図を連続的に検出し、その心電波WHnを示す心電誘導信号SEをA/D変換器54を介して前記電子制御装置28へ供給する。上記心電波WHnは、心拍に同期して発生する心拍同期波であることから、心電信号検出装置50は心拍同期波検出装置として機能する。図3は、光電脈波センサ40により検出される光電脈波WLnおよび心電信号検出装置50により検出される心電波WHnを例示する図である。図3に示すように、各心電波WHnには、P波、Q波、R波、S波などが含まれる。
【0023】
図4は、上記演算制御装置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。図において、カフ圧制御手段60は、静圧弁別回路22から供給されるカフ圧信号SCに基づいて空気ポンプ18および排気制御弁16を制御して、カフ10の圧迫圧力すなわちカフ圧PCを最高血圧値BPSYSよりも高い値に設定された第1目標圧力値PCM1(たとえば180mmHg)まで急速昇圧させた後、そのカフ圧PCを最低血圧値BPDIAよりも低い値に予め設定された第2目標圧力値PCM2(たとえば60mmHg)まで2〜3mmHg/sec程度の一定速度で徐速降圧させる。
【0024】
平均振幅算出手段62は、カフ圧制御手段60によるカフ圧PCの徐速降圧期間内に光電脈波センサ40により逐次検出される各光電脈波WLnについて、それぞれ振幅ALnを決定し、その振幅ALnの平均値すなわち平均振幅ALperを算出する。
【0025】
補正係数算出手段64は、平均振幅算出手段62により算出された平均振幅ALperの、光電脈波センサ40により検出された各光電脈波WLnの振幅ALnに対する比を算出することにより、各光電脈波WLn毎に補正係数Knを算出する。すなわち式1により各光電脈波WLn毎に補正係数Knを算出する。この補正係数Knに各光電脈波WLnの振幅ALnを乗じると平均振幅ALperになるので、補正係数Knは、各光電脈波WLnの振幅ALnを一定値(平均振幅ALper)にするための係数である。
(式1) Kn = ALper / ALn
【0026】
補正カフ脈波振幅算出手段66は、補正係数算出手段64により各光電脈波WLn毎に算出された補正係数Knを、その光電脈波WLnに対応するカフ脈波WKnの振幅AKnに乗じることにより、補正カフ脈波振幅AKn’を算出する。すなわち、式2により各カフ脈波WKn毎に補正カフ脈波振幅AKn’を算出する。ここで、上記光電脈波WLnに対応するカフ脈波WKnとは、同じ心拍に基づくカフ脈波を意味し、カフ10が巻回されている部位が光電脈波センサ40が装着されている部位よりも心臓側である場合には、一つのカフ脈波WKnには、そのカフ脈波WKnが検出された直後に検出される光電脈波WLnが対応する。
(式2) AKn’= AKn × Kn
【0027】
補正係数算出手段64により算出された補正係数Knは、各光電脈波WLnの振幅ALnを一定値にするための係数である。すなわち、補正係数Knはカフ圧PCの徐速降圧期間中の光電脈波WLnの振幅ALnの変動を除去する係数であり、振幅の変動は光電脈波センサ40が装着された部位でもカフ10が巻回された部位でも同様であると考えられることから、各カフ脈波WKnの振幅AKnに補正係数Knが乗じられた補正カフ脈波振幅AKn’は、カフ圧Pcの徐速降圧期間中の心拍出量の変動の影響が除去されたカフ脈波WKnの振幅を意味する。
【0028】
心拍周期算出手段68は、カフ圧制御手段60によりカフ圧PCが徐速降圧させられている間に、心電信号検出装置50により検出される心電波WHnを用い、その心電波WHnの周期的に繰り返す所定部位の間隔から心拍周期Tn(秒)を算出する。たとえば、その所定部位としてR波を用い、心電波WHnのR波が検出されてから次の心電波WHn+1のR波が検出されるまでのR−R間隔を心拍周期Tnとして算出する。
【0029】
推定脈圧決定手段70は、図5に示す関係、すなわち連続する2つの心拍周期Tと推定脈圧EPMとの予め決定された関係を用い、心拍周期算出手段68により実際に算出された連続する2つの心拍周期Tn−1,Tnに基づいて、カフ圧Pcの徐速降圧期間中の脈圧PMを推定した推定脈圧EPMを心拍周期Tn毎に決定する。
【0030】
図5に示す関係は、予め実験に基づいて決定されるものであり、連続する2つの心拍周期Tn−1,Tnのうちの前の心拍周期Tn−1(以下、単に前の心拍周期Tn−1という)に基づいて、連続する2つの心拍周期Tn−1,Tnのうちの後の心拍周期Tn(以下、単に後の心拍周期Tnという)と推定脈圧EPMとの関係を表す複数の曲線fm(m=1,2,3…)から一つの曲線fmを選択し、その選択した曲線fmおよび後の心拍周期Tnから推定脈圧EPMを決定することができる。この図5の関係から決定される推定脈圧EPMは、後の心拍周期Tnの算出に用いられた2つの心電波WHn,WHn+1のうち後の心電波WHn+1が発生している時点における推定脈圧EPMn+1である。
【0031】
心拍周期Tと推定脈圧EPMとの関係が図5のようになるのは、以下の理由によると考えられる。拡張期が長くなるとその間に心臓に多くの血液が蓄えられるので、その拡張期に続く収縮期には多くの血液が駆出される。また、血液の駆出量は脈圧PMと一対一の関係にある。そのため、各曲線fmから決定される推定脈圧EPMは、心拍周期Tが短いうちは、心拍周期Tが長くなるにつれて大きくなる。しかし、心臓に蓄えることができる血液の量には限界があるので、心臓から駆出される血液の量にも限界がある。そのため、各曲線fmから決定される推定脈圧EPMは、心拍周期Tがある程度長くなると一定になる。また、不整脈などにより前の心拍周期Tn−1が短い場合、心臓の収縮が不十分なまま心臓の拡張が開始されるので、後の心拍周期Tnにおける拡張期に心臓が拡張できる量が少なくなり、その拡張期に続く収縮期に駆出される血液の量は少なくなる。そのため、複数の曲線fm間の推定脈圧EPMを同じ心拍周期Tで比較すると、前の心拍周期Tn−1が短いほど推定脈圧EPMは小さくなるのである。なお、上記曲線fmの数mは有限であり、所定の「前の心拍周期Tn−1」毎に各曲線fmが設定されているので、実際に測定された前の心拍周期Tn−1に基づいて複数の曲線fmから一つの曲線fmを選択するに際しては、実際に測定された前の心拍周期Tn−1に最も近い前の心拍周期Tn−1に対して設けられた曲線fmが選択される。
【0032】
推定血圧値決定手段71は、心拍周期Tと推定血圧EBPとの予め定められた関係を用い、心拍周期算出手段68により実際に算出された各心拍周期Tnに基づいて、または、その心拍周期Tnに加えて、上記推定脈圧決定手段70により決定された推定脈圧EPMに基づいて、カフ圧Pcが徐速降圧させられている間の推定血圧値EBP(推定平均血圧EBPMEAN、推定最高血圧EBPSYS、推定最低血圧EBPDIA、または推定最低血圧EBPDIAと推定最高血圧EBPSYSとの差の平均である推定中間血圧EBPMID)を決定する。
【0033】
ここで、心拍周期Tと血圧BPとの関係について説明する。血圧BPは静圧成分と脈圧PMとに分けることができ、静圧成分に脈圧PMを加えた値が血圧値BPとなる。最低血圧値BPDIAは心臓からの血液の駆出がないとき、すなわち脈圧PMがなくなり静圧成分のみとなったときの血圧値BPである。図6は、心拍周期Tと推定最低血圧値EBPDIAとの予め設定された関係を示す図であり、この関係は実験に基づいて予め決定される。心拍周期Tと推定血圧値EBPDIAとの関係が図6のようになるのは、以下の理由による。不整脈などにより心拍周期Tが長くなると心臓の拡張期も長くなる。また、拡張期には心臓から血液が駆出されないので、拡張期の間は血圧BPが低下する。従って、心拍周期Tが長くなるほど、その心拍周期Tの期間における最低血圧値BPDIAは低下するのである。
【0034】
また、最高血圧値BPSYS、平均血圧値BPMEAN、中間血圧値BPMIDは、最低血圧値BPDIA(静圧成分)に、脈圧PMに基づいて決定される脈圧加算分αを加算した値である。すなわち、最高血圧値BPSYSは最低血圧値BPDIAに脈圧加算分αとして脈圧PMそのものを加えた値であり、平均血圧値BPMEANは最低血圧値BPDIAに脈圧加算分αとして脈圧波形の面積重心点における値を加えた値であるが、脈圧波形の面積重心点における値は一般的に脈圧PMの1/3の値で代用されることから、平均血圧値BPMEANは最低血圧値BPDIAに脈圧加算分αとして脈圧PMの1/3を加えた値であり、中間血圧値BPMIDは最低血圧値BPDIAに脈圧加算分αとして脈圧PMの1/2を加えた値である。従って、脈圧PMの代わりに推定脈圧決定手段70によって決定された推定脈圧EPMを用いることにより、推定最高血圧値EBPSYS、推定平均血圧値EBPMEAN、推定中間血圧値EBPMIDを決定することができる。
【0035】
なお、図6の関係から決定される推定最低血圧EBPDIAは、前記「後の心拍周期Tn」に基づいて決定される場合には、その「後の心拍周期Tn」の算出に用いられた2つの心電波WHn,WHn+1のうち前の心電波WHnが発生している時点における推定最低血圧EBPDIAである。一方、前記推定脈圧決定手段70により決定される推定脈圧
EPMは、「後の心拍周期Tn」の算出に用いられた2つの心電波WHn,WHn+1のうち後の心電波WHn+1が発生している時点における推定脈圧EPMn+1であることから、推定最低血圧EBPDIAを「後の心拍周期Tn」に基づいて決定したとしても、推定最低血圧BPDIAと推定脈圧EPMとでは一拍分のずれがある。従って、各心拍周期Tn毎の推定最高血圧値EBPSYS(n)、推定平均血圧値EBPMEAN(n)、推定中間血圧値EBPMID(n)を決定する場合は、その心拍周期Tnよりも一拍前の心拍周期Tn−1とさらにその一拍前の心拍周期Tn−2の2つの連続する心拍周期Tn−2,Tn−1から決定した推定脈圧EPMnと、上記心拍周期Tnに基づいて決定した推定最低血圧EBPDIA(n)とを用いる。また、このようにして決定した推定最高血圧値EBPSYS(n)等は、心拍周期Tnの算出に用いられた2つの心電波WHn,WHn+1のうち前の心電波WHnが発生している時点の血圧BPを推定したものである。
【0036】
血圧補正値決定手段72は、推定血圧値決定手段71により決定された各推定血圧値EBPnを一定値に補正するための血圧補正値ΔPnを、心拍周期Tn毎に決定する。推定血圧値EBPとして推定中間血圧EBPMIDを決定する場合を例にして説明すると、たとえば、推定血圧値決定手段71によって決定した各推定中間血圧値EBPMID(n)を平均して、推定中間血圧EBPMIDの平均値すなわち平均推定中間血圧値MIDperを算出し、各推定中間血圧値EBPMID(n)から上記平均推定中間血圧値MIDperを差し引いた値(EBPMID(n)−MIDper)を、心拍周期Tn毎の血圧補正値ΔPnに決定する。前述のように、各推定中間血圧値EBPMID(n)は、心拍周期Tnの算出に用いられた2つの心電波WHn,WHn+1のうち前の心電波WHnが発生している時点の血圧BPを推定したものであるので、上記血圧補正値ΔPnも上記「前の心電波WHn」が発生している時点の血圧BPに関連する。
従って、上記血圧補正値ΔPnは、カフ圧Pcの徐速変化期間内の平均の血圧BPに対する、各心拍周期Tnの算出の基準となった2つの心電波WHn,WHn+1のうち前の心電波WHnが発生した時点における血圧BPの変動量を意味する。
【0037】
補正カフ圧算出手段74は、まず、上記血圧補正値決定手段72によって心拍周期Tn毎に決定された血圧補正値ΔPnについてその心拍周期Tnに対応するカフ脈波WKnを決定し、そのカフ脈波WKnの振幅(すなわちピーク)AKnが検出された時点のカフ圧Pc(以下、このカフ圧PcをPRSnとする)から、血圧補正値ΔPnを差し引いて補正カフ圧PRSn’を算出する。ここで、心拍周期Tnに対応するカフ脈波WHnとは、前述のようにして血圧補正値ΔPnが決定される場合には、心拍周期Tnの算出の基準となった2つの心電波WHn,WHn+1のうち前の心電波WHnに対応するカフ脈波WHnである。なお、心電波WHnに対応するカフ脈波WKnとは、補正カフ脈波振幅算出手段66の場合と同様であり、心電波WKnと同じ拍動に基づくカフ脈波WKnという意味である。
【0038】
ここで、上記補正カフ圧PRSn’の意味をさらに説明する。カフ脈波WKnの振幅AKnが検出された時点のカフ圧Pcすなわちカフ圧PRSnと、そのカフ脈波WKnに対応する推定血圧EBP(ここでは推定中間血圧EBPMID(n)とする)との差(PRSn−EBPMID(n))は、平均推定中間血圧MIDperを用いて式3の右辺のように書ける。なお、カフ脈波WKnに対応する推定血圧EBPとは、カフ脈波WKnに対応する心拍周期Tn(すなわちそのカフ脈波WKnと同じ拍動に基づく心電波WHnの所定部位を後の基準点として算出された心拍周期Tn)に基づいて、心拍周期Tnと推定血圧EBPとの予め定められた関係から決定される推定血圧EBPである。
(式3)PRSn −EBPMID(n)=PRSn − EBPMID(n) + MIDper −MIDper
式3の右辺は式4または式5のように書き替えることができる。
(式4) (PRSn −(EBPMID(n) − MIDper ))−MIDper
(式5) (PRSn −ΔPn )− MIDper
【0039】
式3の左辺と式4または式5を比較すると、推定中間血圧EBPMID(n)と平均推定中間血圧MIDperとが対応し、カフ圧PRSnとカフ圧(PRSn−ΔPn)とが対応する。従って、血圧EBPMID(n)、カフ圧PRSnにおいて観測されたカフ脈波振幅AKnを血圧MIDperで観測したとすると、そのときのカフ圧は(PRSn−ΔPn)となる。すなわち、補正カフ圧PRSn’は、カフ脈波WKnの振幅AKnが検出された時点のカフ圧PRSnを、カフ圧Pcの徐速降圧期間中の血圧変動(脈圧変動)の影響を除去した状態におけるカフ圧に補正するものでる。
【0040】
血圧値決定手段76は、補正カフ圧算出手段74により算出された補正カフ圧PRSn’に対する補正カフ脈波振幅算出手段66により算出された補正カフ脈波振幅AKn’の変化に基づいて、オシロメトリック方式の血圧値決定アルゴリズムにより、最高血圧値BPSYS、平均血圧値BPMEAN、最低血圧値BPDIAを決定する。たとえば、補正カフ脈波振幅AKn’から作られる包絡線の立ち上がり点を最高血圧値BPSYSに決定し、その包絡線のピークを平均血圧値BPMEANに決定する。
【0041】
図7および図8は、前記演算制御装置28の制御機能の要部をさらに具体的にして説明するフローチャートであって、図7は、血圧値BPを決定するための信号を測定する信号測定ルーチンであり、図8は、図7の信号測定ルーチンにより測定された信号を演算処理することにより血圧値を決定する信号演算ルーチンである。
【0042】
図7の信号測定ルーチンでは、まず、ステップSA1(以下、ステップを省略する)において、排気制御弁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。続くSA2では、カフ圧Pcが180mmHg程度に予め設定された第1目標圧迫圧PCM1以上となったか否かが判断される。このSA2の判断が否定された場合は、SA2の判断が繰り返し実行されるとともに、カフ圧Pcの上昇が継続される。
【0043】
しかし、カフ圧Pcの上昇により上記SA2の判断が肯定されると、続くSA3において、空気ポンプ18が停止させられ且つ排気制御弁16が徐速排圧状態に切り換えられることにより、カフ10内の圧力が予め定められた3mmHg/sec程度の緩やかな速度で下降させられる。
【0044】
続くSA4では、カフ圧Pcの徐速降圧過程で、脈波弁別回路24から供給されるカフ脈波信号SM1、光電脈波センサ40から供給される光電脈波信号SM2、および心電信号検出装置50から供給される心電誘導信号SEが読み込まれる。そして、続くSA5では、カフ圧Pcが60mmHg程度に予め設定された第2目標圧迫圧PCM2以下となったか否かが判断される。この判断が否定された場合には、上記SA4以下が繰り返し実行されることにより、カフ圧Pcの徐速降圧過程においてカフ脈波信号SM1、光電脈波信号SM2および心電誘導信号SEの読み込みが継続される。
【0045】
しかし、上記SA5の判断が肯定された場合には、続くSA6において、排気制御弁16が急速排圧状態に切り換えられ、カフ10内が急速に排圧されて、信号測定ルーチンは終了する。なお、前記SA1乃至SA3およびSA5乃至SA6がカフ圧制御手段60に対応する。
【0046】
信号測定ルーチンが終了すると、続いて、図8の信号演算ルーチンが実行される。図8の信号演算ルーチンでは、まず、平均振幅算出手段62に対応するSB1乃至SB2が実行される。SB1では、図7のSA4乃至SA5の繰り返しにおいてカフ圧Pcの徐速降圧期間内に読み込まれた各光電脈波WLnについて、その振幅ALnが決定される。そして、続くSB2では、上記SB1で算出された振幅ALnの平均すなわち平均振幅ALperが算出される。
【0047】
続いて、補正係数算出手段64に対応するSB3では、上記SB2で算出された平均振幅ALperが、前記SB1で算出された各振幅ALnで割られることにより、すなわち前記式1により、各光電脈波WLn毎に補正係数Knが算出される。
【0048】
続く補正カフ脈波振幅算出手段66に対応するSB4では、上記SB3で各光電脈波WLn毎に算出された補正係数Knが、各光電脈波WLnに対応するカフ脈波WKnの振幅AKnに乗じられて、補正カフ脈波振幅AKn’が算出される。
【0049】
続く心拍周期算出手段68に対応するSB5では、図7のSA4乃至SA5の繰り返しにおいてカフ圧Pcの徐速降圧期間内に読み込まれた各心電波WHnについてR波が決定され、さらに、そのR波の間隔から、血圧測定期間中の各心拍周期Tnが算出される。そして、続く推定脈圧決定手段70に対応するSB6では、上記SB5で算出された各心拍周期Tnに対応する推定脈圧EPMが決定される。すなわち、各心拍周期Tnの一拍前の心拍周期Tn−1に基づいて、図5に示す複数の曲線fmから一つの曲線fmが選択され、その選択された曲線fmが上記心拍周期Tnにおいて示す推定脈圧EPMが、各心拍周期Tnに対応する推定脈圧EPMに決定される。
【0050】
続いて推定血圧値決定手段71に対応するSB7乃至SB8が実行される。まず、SB7では、図6に示す、心拍周期Tと推定最低血圧EBPDIAとの予め設定された関係を用い、前記SB5で算出された各心拍周期Tnに基づいて推定最低血圧EBPDIA(n)が決定される。そして、続くSB8では、上記SB7で心拍周期Tn毎に決定された推定最低血圧値EBPDIA(n)に、脈圧加算分αとして前記SB6で心拍周期Tn毎に決定された推定脈圧EPMnの1/2が加算されて、心拍周期Tn毎に推定中間血圧EBPMID(n)が算出される。
【0051】
続いて、血圧補正値決定手段72に対応するSB9乃至SB10が実行される。まず、SB9では、上記SB8で心拍周期Tn毎に算出された推定中間血圧EBPMID(n)が平均されて、カフ圧Pcの徐速降圧期間内の推定中間血圧EBPMID(n)の平均を表す平均推定中間血圧MIDperが算出される。そして、続くSB10では、前記SB8で算出された各推定中間血圧値EBPMID(n)から上記SB9で算出された平均推定中間血圧MIDperが差し引かれて、血圧補正値ΔPnが各心拍周期Tn毎に算出される。
【0052】
続くSB11では、上記SB10で算出された血圧補正値ΔPnに対応するカフ脈波WKnが決定される。すなわち、SB10で各心拍周期Tn毎に決定された血圧補正値ΔPnにおいて、その心拍周期Tnの算出に用いられた2つの心電波WHn,WHn+1のうち前の心電波WHnと対応するカフ脈波WKnが各血圧補正値ΔPnに対応するカフ脈波WKnに決定される。
【0053】
続くSB12では、上記SB11において各血圧補正値ΔPnに対応するものとして決定されたカフ脈波WKnについて、その振幅AKnが検出された時点のカフ圧PcすなわちPRSnが決定される。そして、続く補正カフ圧算出手段74に対応するSB13では、上記SB12で決定されたカフ圧PRSnから、前記SB10で算出され、且つ上記カフ圧PRSnに対応する血圧補正値ΔPnが差し引かれることにより、補正カフ圧PRSn’が算出される。
【0054】
続く血圧値決定手段76に対応するSB14では、上記SB13で算出された補正カフ圧PRSn’に対する、前記SB4で算出された補正カフ脈波振幅AKn’の変化から、よく知られたオシロメトリックアルゴリズムにより、最高血圧値BPSYS 、平均血圧値BPMEAn、最低血圧値BPDIA が決定される。そして、続くSB15において、上記SB14で決定された最高血圧値BPSYS等が表示器32に表示させられた後、本ルーチンは終了させられる。
【0055】
上述のように、本実施例によれば、補正係数算出手段64(SB3)により、光電脈波センサ40により逐次検出される光電脈波WLnの振幅ALnを平均振幅ALperに補正するための補正係数Knが光電脈波WLn毎に算出され、補正カフ脈波振幅算出手段66(SB4)により、その光電脈波WLn毎の補正係数Knが、各光電脈波WLnに対応するカフ脈波WKnの振幅AKnに乗じられて、カフ圧Pcの徐速変化期間中の心拍出量の変化の影響が除去された補正カフ脈波振幅AKn’が算出される。
【0056】
さらに、本実施例によれば、推定血圧値決定手段71(SB7乃至SB8)により、心拍周期Tnから血圧測定期間中の推定中間血圧値EBPMID(n)が決定され、血圧補正値決定手段72(SB9乃至SB10)により、血圧測定期間中の推定中間血圧値EBPMID(n)を平均推定中間血圧MIDperに補正するための血圧補正値ΔPnが心拍周期Tn毎に決定される。そして、補正カフ圧算出手段74(SB13)により、心拍周期Tn毎に決定された各血圧補正値ΔPnがその心拍周期Tnに対応するカフ脈波WKnの振幅AKnが検出された時点のカフ圧PRSnから差し引かれて補正カフ圧PRSn’が算出される。この補正カフ圧PRSn’は、カフ圧Pcの徐速変化期間中の血圧変動の影響を除去した状態における、カフ脈波WKnの振幅AKnが検出された時点のカフ圧である。そして、血圧値決定手段76(SB14)により、補正カフ圧算出手段74(SB13)によって算出された補正カフ圧PRSn’に対するカフ脈波WKnの振幅AKnの変化に基づいて生体の血圧値BPが決定されるので、高い測定精度の血圧値BPが得られる。
【0057】
次に、本発明の他の実施例を説明する。なお、以下の説明において、前述の実施例と同一の構成を有する部分には同一の符号を付して説明を省略する。
【0058】
図9は、前述の実施例とは別の自動血圧測定装置80の構成を説明するブロック図である。この自動血圧測定装置80は、光電脈波センサ40およびA/D変換器48が備えられていないこと、および演算制御装置28の制御作動が図2の自動血圧測定装置8と異なる。
【0059】
図10は、本実施例の自動血圧測定装置80における演算制御装置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。図において、補正係数算出手段82は、推定脈圧決定手段70により心拍周期Tn毎に決定された各推定脈圧EPMnを、一定値に補正するための補正係数Cnを算出する。たとえば、一定値を血圧測定期間中の推定脈圧EPMnを平均した平均推定脈圧EPMperとし、各推定脈圧EPMnをその平均推定脈圧EPMperにするためには、平均推定脈圧EPMperを、各推定脈圧EPMnで割ることにより、すなわち、式6により各推定脈圧EPMn毎に算出する。
(式6) Cn = EPMper / EPMn
【0060】
補正カフ脈波振幅算出手段84は、補正係数算出手段82により各推定脈圧EPMn毎に算出された補正係数Cnを、その推定脈圧EPMnに対応するカフ脈波WKnの振幅AKnに乗じることにより、補正カフ脈波振幅AKn’を算出する。すなわち、式7により各カフ脈波WKn毎に補正カフ脈波振幅AKn’を算出する。ここで、上記推定脈圧EPMnに対応するカフ脈波WKnとは、同じ心拍に基づくカフ脈波を意味する。
(式7) AKn’= AKn × Cn
【0061】
補正係数算出手段82により算出された補正係数Cnは、各推定脈圧EPMnを一定値にするための係数である。すなわち、補正係数Cnはカフ圧PCの徐速降圧期間中の推定脈圧EPMnの変動を除去する係数であることから、各カフ脈波WKnの振幅AKnに補正係数Cnが乗じられた補正カフ脈波振幅AKn’は、カフ圧Pcの徐速降圧期間中の心拍出量の変動の影響が除去されたカフ脈波WKnの振幅を意味する。
【0062】
血圧値決定手段86は、補正カフ圧算出手段74により算出された補正カフ圧PRSn’に対する補正カフ脈波振幅算出手段84により算出された補正カフ脈波振幅AKn’の変化に基づいて、オシロメトリック方式の血圧値決定アルゴリズムにより、最高血圧値BPSYS、平均血圧値BPMEAN、最低血圧値BPDIAを決定する。
【0063】
図11および図12は、図10に示した演算制御装置28の制御機能の要部をさらに具体的に説明するフローチャートであって、図11は、血圧値BPを決定するための信号を測定する信号測定ルーチンであり、図12は、図11の信号測定ルーチンにより測定された信号を演算処理することにより血圧値を決定する信号演算ルーチンである。
【0064】
図11の信号測定ルーチンは、SC1乃至SC3、およびSC5乃至SC6は、前述の実施例の図7のフローチャートのSA1乃至SA3、およびSA5乃至SA6と同じ処理が実行される。
【0065】
図11のSC4は、光電脈波センサ40からの光電脈波信号SM2が読み込まれないことが図7のSA4と異なる。すなわち、SC4では、カフ圧Pcの徐速降圧過程で、脈波弁別回路24から供給されるカフ脈波信号SM1および心電信号検出装置50から供給される心電誘導信号SEが読み込まれる。
【0066】
図11の信号測定ルーチンが終了すると、続いて、図12の信号演算ルーチンが実行される。心拍周期算出手段68に対応するSD1では、図11のSC4乃至SC5の繰り返しにおいてカフ圧Pcの徐速降圧期間内に読み込まれた各心電波WHnについてR波が決定され、さらに、そのR波の間隔からカフ圧Pcの徐速降圧期間中の各心拍周期Tnが決定される。
【0067】
続く推定脈圧決定手段70に対応するSD2では、上記SD1で算出された各心拍周期Tnに基づいて、図8のSB6と同様にして、各心拍周期Tnに対応する推定脈圧EPMnが決定される。続くSD3では、上記SD2で決定された推定脈圧EPMnの平均すなわち平均推定脈圧EPMperが算出される。
【0068】
続く補正係数算出手段82に対応するSD4では、上記SD3で算出された平均推定脈圧EPMperが、前記SD2で算出された各推定脈圧EPMnで割られることにより、すなわち前記式6により、各推定脈圧EPMn毎に補正係数Cnが算出される。
【0069】
続く補正カフ脈波振幅算出手段84に対応するSD5では、上記SD4で各推定脈圧EPMn毎に算出された補正係数Cnが、各推定脈圧EPMnに対応するカフ脈波WKnの振幅AKnに乗じられて、補正カフ脈波振幅AKn’が算出される。
【0070】
以降、SD6からSD14では、図8のSB7からSB15と同様の処理が実行されることにより、血圧値BPが決定され(SD13)、かつその決定された血圧値BPが表示器32に表示される(SD15)。
【0071】
上述のように、補正係数算出手段82(SD4)により、推定脈圧決定手段71(SD6乃至SD7)によって心拍周期Tn毎に算出された各推定脈圧EPMnを推定平均脈圧EPMperに補正するための補正係数Cnが算出され、補正カフ脈波振幅算出手段84(SD5)により、その推定脈圧EPMn毎の補正係数Cnが、各推定脈圧EPMnに対応するカフ脈波WKnの振幅AKnに乗じられて補正カフ脈波振幅AKn’が算出される。この補正カフ脈波振幅AKn’は、カフ圧Pcの徐速変化期間中の心拍出量の変化の影響が除去されたカフ脈波の振幅である。また、心拍周期算出手段68(SD1)により、心電信号検出装置50によって逐次検出される心電波WHnから心拍周期Tnが算出され、血圧補正値決定手段72(SD8乃至SD9)により、心拍周期Tnから決定されたカフ圧Pcの徐速変化期間内の推定血圧値EBPnを一定値に補正するための血圧補正値ΔPnが心拍周期Tn毎に決定され、補正カフ圧算出手段74(SD12)により、各血圧補正値ΔPnがその血圧補正値ΔPnに対応するカフ脈波WKnの振幅AKnが検出された時点のカフ圧Pcから差し引かれて補正カフ圧PRSn’が算出される。この補正カフ圧PRSn’は、カフ圧Pcの徐速変化期間中の血圧変動の影響を除去した状態における、カフ脈波WKnの振幅AKnが検出された時点のカフ圧である。そして、血圧値決定手段86(SD13)により、上記補正カフ圧PRSn’に対する上記補正カフ脈波振幅AKn’の変化に基づいて生体の血圧値BPが決定されるので、高い測定精度の血圧値BPが得られる。
【0072】
以上、本発明の一実施形態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。
【0073】
たとえば、前述の実施例では、平均振幅算出手段62により、カフ圧Pcの徐速降圧期間内に検出される光電脈波WLnの振幅ALnを平均した平均振幅ALperを算出し、補正係数算出手段64により、その平均振幅ALperを各振幅ALnで割ることにより、すなわち式1により、各光電脈波WLnの振幅ALnを平均振幅ALper(一定値)にするための補正係数Knを算出していたが、補正係数Knは各光電脈波WLnの振幅ALnを一定値に補正するものであればよいので、式1において、平均振幅にALperに代えて、たとえば、予め設定された標準値や、徐速降圧期間の最初に検出される光電脈波WL1の振幅AL1などが用いられてもよい。
【0074】
また、前述の実施例では、カフ圧制御手段60(SA3、SA5)は、予め設定された第2目標圧力値PCM2までカフ圧Pcを徐速降圧させていたが、徐速降圧期間中に、それまでに読み込まれたカフ脈波信号SM1、光電脈波信号SM2について、逐次、平均振幅算出手段62(SB1乃至SB2)、補正係数算出手段64(SB3)、補正カフ脈波振幅算出手段66(SB4)、心拍周期算出手段68(SB5)、平均心拍周期算出手段70(SB6)、血圧補正値決定手段72(SB7乃至SB9)、補正カフ圧算出手段74(SB12)、血圧値決定手段76(SB13)が実行され、最小血圧値BPDIAが決定された時点で、徐速降圧が終了させられてもよい。
【0075】
また、前述の実施例では、カフ圧PRSnおよびカフ脈波の振幅AKnの双方が補正されて、その補正された補正カフ圧PRSn’および補正カフ脈波振幅AKn’に基づいて血圧値BPが決定されていたが、いずれか一方のみが補正されることによっても、血圧測定期間中の血圧変動の影響はある程度除去できるので、カフ圧PRSnおよびカフ脈波の振幅AKnのいずれか一方のみが補正されるものであってもよい。
【0076】
また、前述の実施例では、心拍同期波検出装置として心電信号検出装置50が用いられていたが、光電脈波も心拍同期波であることから、光電脈波センサ40が心拍同期波検出装置として用いられてもよい。この場合には、光電脈波センサ40が容積脈波検出装置および心拍同期波検出装置として機能することから、装置が安価となる利点がある。
【0077】
また、前述の実施例では、容積脈波検出装置として、血液容積の変化を光の透過光量に基づいて検出する透過型の光電脈波センサ40が用いられていたが、光の反射光量に基づいて血液容積を検出する反射型の光電脈波センサ、生体の所定部位間のインピーダンス変化に基づいて血液容積の変化を検出する形式のインピーダンス脈波検出装置、指尖部等を覆いその部位全体の容積変化から血液容積を検出する形式の容積変化検出装置を容積脈波検出装置として用いてもよい。
【0078】
なお、本発明はその主旨を逸脱しない範囲においてその他種々の変更が加えられ得るものである。
【図面の簡単な説明】
【図1】血圧波形の概略図であって、(a)は血圧波形が一定な場合、(b)は血圧波形の振幅Aが変化する場合、(c)は血圧値が変化する場合である。
【図2】本発明が適用された自動血圧測定装置の構成を説明するブロック図である。
【図3】光電脈波センサにより検出される光電脈波および心電信号検出装置により検出される心電波形を例示する図である。
【図4】図2の自動血圧測定装置における演算制御装置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5】連続する2つの心拍周期Tと推定脈圧EPMとの関係を示す図である。
【図6】心拍周期Tと推定最低血圧値EBPDIAとの予め設定された関係を示す図である。
【図7】図2の演算制御装置の制御機能の要部を説明するフローチャートであって、血圧値BPを決定するための信号を測定する信号測定ルーチンである。
【図8】図2の演算制御装置の制御機能の要部を説明するフローチャートであって、図7の信号測定ルーチンにより測定された信号を演算処理することにより血圧値を決定する信号演算ルーチンである。
【図9】本発明の他の実施例の自動血圧測定装置の構成を説明するブロック図である。
【図10】図9の自動血圧測定装置における演算制御装置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11】図9の演算制御装置の制御機能の要部を説明するフローチャートであって、血圧値BPを決定するための信号を測定する信号測定ルーチンである。
【図12】図9の演算制御装置の制御機能の要部を説明するフローチャートであって、図11の信号測定ルーチンにより測定された信号を演算処理することにより血圧値を決定する信号演算ルーチンである。
【符号の説明】
8:自動血圧測定装置
10:カフ
40:容積脈波センサ(容積脈波検出装置)
50:心電信号検出装置(心拍同期波検出装置)
64:補正係数算出手段
66:補正カフ脈波振幅算出手段
68:心拍周期算出手段
70:推定脈圧決定手段
71:推定血圧値決定手段
72:血圧補正値決定手段
74:補正カフ圧算出手段
76:血圧値決定手段
80:自動血圧測定装置
82:補正係数算出手段
84:補正カフ脈波振幅算出手段
86:血圧値決定手段
Claims (5)
- 生体の所定部位に巻回されるカフを備え、該カフのカフ圧に対する該カフ圧の徐速変化過程で該カフに発生するカフ脈波の振幅の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定する形式の自動血圧測定装置であって、
前記生体の所定部位に装着されて該部位の容積脈波を逐次検出する容積脈波検出装置と、
該容積脈波検出装置により逐次検出される容積脈波の振幅を一定振幅に補正するための補正係数を該容積脈波毎に算出する補正係数算出手段と、
該補正係数算出手段により前記容積脈波毎に算出された補正係数を、該容積脈波に対応するカフ脈波の振幅に乗じて補正カフ脈波振幅を算出する補正カフ脈波振幅算出手段と、
前記カフ圧に対する前記補正カフ脈波振幅算出手段により算出された補正カフ脈波振幅の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定する血圧値決定手段と
を、含むことを特徴とする自動血圧測定装置。 - 生体の所定部位に巻回されるカフを備え、該カフのカフ圧に対する該カフ圧の徐速変化過程で該カフに発生するカフ脈波の振幅の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定する形式の自動血圧測定装置であって、
前記生体の心拍同期波を逐次検出する心拍同期波検出装置と、
前記カフ圧の徐速変化期間内に該心拍同期波検出装置により逐次検出される心拍同期波の周期的に繰り返す所定部位の間隔から、心拍周期を算出する心拍周期算出手段と、
心拍周期と推定血圧との予め定められた関係を用い、前記心拍周期算出手段により実際に算出された前記カフ圧の徐速変化期間内の各心拍周期に基づいて、血圧測定期間中の推定血圧値を決定する推定血圧値決定手段と、
該推定血圧値決定手段により決定された血圧測定期間中の推定血圧値を一定値に補正するための血圧補正値を心拍周期毎に決定する血圧補正値決定手段と、
該血圧補正値決定手段により心拍周期毎に決定された血圧補正値を、該心拍周期に対応するカフ脈波の振幅が検出された時点のカフ圧から差し引いて補正カフ圧を算出する補正カフ圧算出手段と、
該補正カフ圧算出手段により算出された補正カフ圧に対する、前記カフ圧の徐速変化過程で該カフに発生するカフ脈波の振幅の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定する血圧値決定手段と
を、含むことを特徴とする自動血圧測定装置。 - 生体の所定部位に巻回されるカフを備え、該カフのカフ圧に対する該カフ圧の徐速変化過程で該カフに発生するカフ脈波の振幅の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定する形式の自動血圧測定装置であって、
前記生体の所定部位に装着されて該部位の容積脈波を逐次検出する容積脈波検出装置と、
該容積脈波検出装置により逐次検出される容積脈波の振幅を一定振幅に補正するための補正係数を該容積脈波毎に算出する補正係数算出手段と、
該補正係数算出手段により前記容積脈波毎に算出された補正係数を、該容積脈波に対応するカフ脈波の振幅に乗じて補正カフ脈波振幅を算出する補正カフ脈波振幅算出手段と、
前記生体の心拍同期波を逐次検出する心拍同期波検出装置と、
前記カフ圧の徐速変化期間内に該心拍同期波検出装置により逐次検出される心拍同期波の周期的に繰り返す所定部位の間隔から、心拍周期を算出する心拍周期算出手段と、
心拍周期と推定血圧との予め定められた関係を用い、前記心拍周期算出手段により実際に算出された前記カフ圧の徐速変化期間内の各心拍周期に基づいて、血圧測定期間中の推定血圧値を決定する推定血圧値決定手段と、
該推定血圧値決定手段により決定された血圧測定期間中の推定血圧値を一定値に補正するための血圧補正値を心拍周期毎に決定する血圧補正値決定手段と、
該血圧補正値決定手段により心拍周期毎に決定された血圧補正値を、該心拍周期に対応するカフ脈波の振幅が検出された時点のカフ圧から差し引いて補正カフ圧を算出する補正カフ圧算出手段と、
該補正カフ圧算出手段により算出された補正カフ圧に対する、前記補正カフ脈波振幅算出手段により算出された補正カフ脈波振幅の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定する血圧値決定手段と
を、含むことを特徴とする自動血圧測定装置。 - 生体の所定部位に巻回されるカフを備え、該カフのカフ圧に対する該カフ圧の徐速変化過程で該カフに発生するカフ脈波の振幅の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定する形式の自動血圧測定装置であって、
前記生体の心拍同期波を逐次検出する心拍同期波検出装置と、
前記カフ圧の徐速変化期間内に該心拍同期波検出装置により逐次検出される心拍同期波の周期的に繰り返す所定部位の間隔から、心拍周期を算出する心拍周期算出手段と、
連続する2つの心拍周期と脈圧との予め定められた関係を用い、前記心拍周期算出手段により実際に算出された連続する2つの心拍周期に基づいて、前記カフ圧の徐速変化期間内の推定脈圧を心拍周期毎に決定する推定脈圧決定手段と、
該推定脈圧決定手段により心拍周期毎に決定された各推定脈圧を、一定脈圧値に補正するための補正係数を該推定脈圧毎に算出する補正係数算出手段と、
該補正係数算出手段により前記推定脈圧毎に算出された補正係数を、該推定脈圧に対応するカフ脈波の振幅に乗じて補正カフ脈波振幅を算出する補正カフ脈波振幅算出手段と、
前記カフ圧に対する前記補正カフ脈波振幅算出手段により算出された補正カフ脈波振幅の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定する血圧値決定手段と
を、含むことを特徴とする自動血圧測定装置。 - 生体の所定部位に巻回されるカフを備え、該カフのカフ圧に対する該カフ圧の徐速変化過程で該カフに発生するカフ脈波の振幅の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定する形式の自動血圧測定装置であって、
前記生体の心拍同期波を逐次検出する心拍同期波検出装置と、
前記カフ圧の徐速変化期間内に該心拍同期波検出装置により逐次検出される心拍同期波の周期的に繰り返す所定部位の間隔から、心拍周期を算出する心拍周期算出手段と、
連続する2つの心拍周期と脈圧との予め定められた関係を用い、前記心拍周期算出手段により実際に算出された連続する2つの心拍周期に基づいて、前記カフ圧の徐速変化期間内の推定脈圧を心拍周期毎に決定する推定脈圧決定手段と、
該推定脈圧決定手段により心拍周期毎に決定された各推定脈圧を、一定脈圧値に補正するための補正係数を該推定脈圧毎に算出する補正係数算出手段と、
該補正係数算出手段により前記推定脈圧毎に算出された補正係数を、該推定脈圧に対応するカフ脈波の振幅に乗じて補正カフ脈波振幅を算出する補正カフ脈波振幅算出手段と、
心拍周期と推定血圧との予め定められた関係を用い、前記心拍周期算出手段により実際に算出された前記カフ圧の徐速変化期間内の各心拍周期に基づいて、血圧測定期間中の推定血圧値を決定する推定血圧値決定手段と、
該推定血圧値決定手段により決定された血圧測定期間中の推定血圧値を一定値に補正するための血圧補正値を心拍周期毎に決定する血圧補正値決定手段と、
該血圧補正値決定手段により心拍周期毎に決定された血圧補正値を、該心拍周期に対応するカフ脈波の振幅が検出された時点のカフ圧から差し引いて補正カフ圧を算出する補正カフ圧算出手段と、
該補正カフ圧算出手段により算出された補正カフ圧に対する、前記補正カフ脈波振幅算出手段により算出された補正カフ脈波振幅の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定する血圧値決定手段と
を、含むことを特徴とする自動血圧測定装置。
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Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
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Families Citing this family (23)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP3774396B2 (ja) * | 2001-11-19 | 2006-05-10 | コーリンメディカルテクノロジー株式会社 | オシロメトリック式自動血圧測定装置 |
JP2003250770A (ja) * | 2002-02-28 | 2003-09-09 | Omron Corp | 電子血圧計 |
JP3623493B2 (ja) * | 2002-09-19 | 2005-02-23 | コーリンメディカルテクノロジー株式会社 | 脈波検出機能付き血圧測定装置 |
US7698909B2 (en) | 2002-10-01 | 2010-04-20 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Headband with tension indicator |
CA2500651C (en) | 2002-10-01 | 2011-07-12 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Headband with tension indicator |
US7047056B2 (en) | 2003-06-25 | 2006-05-16 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Hat-based oximeter sensor |
US8412297B2 (en) | 2003-10-01 | 2013-04-02 | Covidien Lp | Forehead sensor placement |
US7300404B1 (en) * | 2006-09-07 | 2007-11-27 | The General Electric Company | Method and system utilizing SpO2 plethysmograph signal to qualify NIBP pulses |
US7462152B2 (en) * | 2006-09-07 | 2008-12-09 | The General Electric Company | Method and system utilizing SpO2 plethysmograph signal to reduce NIBP determination time |
US8409105B2 (en) * | 2007-10-19 | 2013-04-02 | Smithmarks, Inc. | Device for non-invasive measurement of blood pressure and ankle-brachial index |
US7887491B2 (en) * | 2007-10-19 | 2011-02-15 | Smithmarks, Inc. | Impedance based device for non-invasive measurement of blood pressure and ankle-brachial index |
US8083683B2 (en) * | 2007-10-19 | 2011-12-27 | Welch Allyn, Inc. | Dual lumen interchangeable monitor system |
US8257274B2 (en) | 2008-09-25 | 2012-09-04 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor and technique for using the same |
US8364220B2 (en) | 2008-09-25 | 2013-01-29 | Covidien Lp | Medical sensor and technique for using the same |
US8515515B2 (en) | 2009-03-25 | 2013-08-20 | Covidien Lp | Medical sensor with compressible light barrier and technique for using the same |
US8781548B2 (en) | 2009-03-31 | 2014-07-15 | Covidien Lp | Medical sensor with flexible components and technique for using the same |
US9204857B2 (en) * | 2009-06-05 | 2015-12-08 | General Electric Company | System and method for monitoring hemodynamic state |
JP5919879B2 (ja) | 2012-02-24 | 2016-05-18 | オムロンヘルスケア株式会社 | 血圧測定装置、血圧測定方法、血圧測定プログラム |
US9848782B2 (en) * | 2014-02-13 | 2017-12-26 | Nec Corporation | Blood pressure estimation device, blood pressure estimation method, blood pressure measurement device, and recording medium |
KR102486700B1 (ko) | 2015-08-11 | 2023-01-11 | 삼성전자주식회사 | 혈압 추정 방법 및 장치 |
US10349840B2 (en) * | 2015-09-10 | 2019-07-16 | Opsens Inc. | Method for pressure guidewire equalization |
US20180338694A1 (en) * | 2017-05-23 | 2018-11-29 | Edwards Lifesciences Corporation | Method for correcting cuff pressure in a non-invasive blood pressure measurement |
KR102356200B1 (ko) * | 2019-03-06 | 2022-01-27 | (주)참케어 | 혈압 측정 시스템 및 이를 이용한 혈압 측정 방법 |
Family Cites Families (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5522395A (en) * | 1991-05-01 | 1996-06-04 | Omron Corporation | Electronic sphygmomanometer and method of controlling operation of same |
JPH04367648A (ja) | 1991-06-14 | 1992-12-18 | Colleen Denshi Kk | 血圧監視装置 |
JPH0624525B2 (ja) * | 1991-07-04 | 1994-04-06 | 日本光電工業株式会社 | 連続型非観血血圧測定装置 |
US5682898A (en) * | 1995-04-19 | 1997-11-04 | Colin Corporation | Respiration rate measuring apparatus |
US5931790A (en) | 1997-06-06 | 1999-08-03 | Southwest Research Institute | System and method for accurately monitoring the cardiovascular state of a living subject |
US6036652A (en) * | 1998-05-12 | 2000-03-14 | Colin Corporation | Blood pressure estimating apparatus and method |
JP2001346769A (ja) * | 2000-06-09 | 2001-12-18 | Nippon Colin Co Ltd | 循環状態監視装置 |
JP3426577B2 (ja) | 2000-10-30 | 2003-07-14 | 日本コーリン株式会社 | 自動血圧測定装置 |
-
2001
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Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US12053306B2 (en) | 2018-10-12 | 2024-08-06 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Apparatus and method for estimating blood pressure |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
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US6582374B2 (en) | 2003-06-24 |
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