JP3751114B2

JP3751114B2 - Blood pressure monitoring device

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Publication number: JP3751114B2
Application number: JP13527497A
Authority: JP
Inventors: 寛酒井; 英克犬飼
Original assignee: コーリンメディカルテクノロジー株式会社
Priority date: 1996-06-19
Filing date: 1997-05-26
Publication date: 2006-03-01
Anticipated expiration: 2017-05-26
Also published as: JPH1066680A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、生体の動脈内を伝播する脈波の伝播速度或いは伝播時間等の脈波伝播速度情報に基づいて、生体の血圧を監視する血圧監視装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
生体の動脈内を伝播する脈波の伝播速度情報である伝播速度Ｖ_M（m/s ）或いは伝播時間ＴＤ_RP（ｓｅｃ）は、生体の血圧値ＢＰ（mmHg）と比例或いは反比例の関係を有することが知られている。そこで、予め測定される生体の血圧値ＢＰと伝播速度Ｖ_Mから、たとえばＢＰ＝Ａ（Ｖ_M）＋Ｂで表されるような関係式における係数Ａ及びＢを予め決定し、その関係式から、逐次測定される伝播速度Ｖ_Mに基づいて、生体の血圧値ＢＰを監視する血圧監視装置が提案されている。ところで、上記伝播速度Ｖ_Mは、生体の心臓、動脈或いは末梢動脈上の２部位に装着される一対の脈拍同期波センサ等によりそれぞれ検出される一対の脈拍同期波の周期毎に発生する所定の部位間の時間差に基づいて所定の関係から算出される。一般には、時間差を大きくして伝播速度Ｖ_Mの測定精度を向上させるために、第１の脈波検出装置はより中枢側の心臓或いは動脈上に、また第２の脈波検出装置は末梢動脈上に装着される。
【０００３】
【発明が解決すべき課題】
しかしながら、たとえば、動脈のうちの特に末梢動脈は精神的な緊張等によって収縮することが知られており、末梢動脈が収縮すると伝播速度Ｖ_Mは増大することから、監視期間内に付与される物理的刺激や投与される薬剤などの影響によって自律神経の緊張度が変化することにより動脈壁の硬さが変化するので、脈波伝播速度情報と血圧値との対応関係が変化して、血圧監視期間内において必ずしも充分な血圧監視精度が得られない場合があった。
【０００４】
本発明は以上のような事情を背景として為されたものであり、その目的とするところは、生体の動脈内を伝播する脈波の伝播速度情報に基づいて生体の血圧値を監視する血圧監視装置において、高い血圧監視精度が得られるようにすることにある。
【０００５】
【課題を解決するための第１の手段】
本発明者は以上の事情を背景として種々検討を重ねた結果、心拍周期の変動成分のうち、生体の呼吸周波数と略等しい比較的高い周波数成分から成る心拍周期変動高周波成分と、生体の呼吸周波数よりも所定割合だけ低い比較的低い周波数成分から成る伝播速度情報変動低周波成分とが生体の自律神経の活動状態に密接に反映することを利用して、それら心拍周期変動高周波成分および伝播速度情報変動低周波成分に基づいて前記対応関係を修正すると、好適な血圧監視精度が得られることを見いだした。本発明はこのような知見に基づいて為されたものである。
【０００６】
すなわち、本第１発明の要旨とするところは、生体の血圧値とその生体の脈波伝播速度情報を表す値との予め求められた対応関係から、その生体の実際の脈波伝播速度情報を表す値に基づいてその生体の血圧を監視する血圧監視装置であって、（ａ）前記生体の心拍周期の変動からその生体の呼吸周波数と略等しい比較的高い周波数成分から成る心拍周期変動高周波成分を抽出する心拍周期変動高周波成分抽出手段と、（ｂ）前記脈波伝播速度情報を表す値の変動からその生体の呼吸周波数よりも所定割合だけ低い比較的低い周波数成分から成る伝播速度情報変動低周波成分を抽出する伝播速度情報変動低周波成分抽出手段と、（ｃ）前記心拍周期変動高周波成分抽出手段により抽出される心拍周期変動高周波成分および前記伝播速度情報変動低周波成分抽出手段により抽出される伝播速度情報変動低周波成分のそれぞれの信号強度に基づいて、前記対応関係を修正する対応関係修正手段とを、含むことにある。
【０００７】
【第１発明の効果】
このようにすれば、心拍周期変動高周波成分抽出手段により生体の心拍周期の変動から生体の呼吸周波数と略等しい周波数成分から成る心拍周期変動高周波成分が抽出され、伝播速度情報変動低周波成分抽出手段により生体の呼吸周波数よりも低い所定の周波数成分から成る伝播速度情報変動低周波成分が抽出されると、対応関係修正手段により、これら心拍周期変動高周波成分と伝播速度情報変動低周波成分とのそれぞれの信号強度に基づいて前記対応関係が修正される。したがって、心拍周期変動高周波成分と伝播速度情報変動低周波成分のそれぞれの信号強度が変化した場合、すなわち、被測定者の自律神経の状態が変化した場合には、その変化傾向に基づいて前記対応関係が修正されることから、被測定者の自律神経の状態に拘らず常に正確な血圧値を決定することが可能になる。
【０００８】
【発明の他の形態】
ここで、好適には、前記第１発明の血圧監視装置には、前記生体の一部を圧迫するカフを用いてその生体の血圧値を測定する血圧測定手段と、前記生体の血圧値とその生体の脈波伝播速度情報を表す値との予め求められた対応関係から、その生体の実際の脈波伝播速度情報を表す値に基づいて監視血圧値を逐次決定する監視血圧値決定手段と、その監視血圧値決定手段により逐次決定された監視血圧値が予め設定された判断基準値を越える異常値であるか否かを判定し、異常値を判定した場合には前記血圧測定手段により血圧測定を起動させる監視血圧値異常判定手段とが、さらに備えられる。このようにすれば、監視血圧値異常判定手段により監視血圧値が異常であると判定されると、前記血圧測定手段によるカフを用いた血圧測定が起動されることから、監視血圧異常時において自動的にカフを用いた血圧測定値が得られるので、血圧監視の信頼性が一層高められる。
【０００９】
また、好適には、前記監視血圧値決定手段により逐次決定される監視血圧値を表示する表示器が備えられる。このようにすれば、表示器に表示される監視血圧値を見ることにより、上記血圧測定手段による血圧測定が行われない期間において、カフの圧迫による負担を与えない状態で生体の血圧値を連続的に監視できる。
【００１０】
【課題を解決するための第２の手段】
また、前記課題を達成するための本第２発明の要旨とするところは、所定の周期で生体に装着されたカフの圧迫圧力を変化させ、その圧迫圧力の変化過程において発生する脈波の大きさの変化に基づいてその生体の血圧値を測定する血圧測定手段と、前記生体の２部位に装着した第１脈波検出装置および第２脈波検出装置によりそれぞれ検出される脈波検出の時間差に基づいて、その生体の動脈を伝播する脈波伝播速度情報を表す値を逐次算出する脈波伝播速度情報算出手段と、その脈波伝播速度情報算出手段により算出された脈波伝播速度情報を表す値の変化値が、予め設定された判断基準値を越えたことに基づいて前記血圧測定手段による血圧測定を起動させる監視血圧値変化判定手段とを備えた血圧監視装置であって、（ａ）前記生体の心拍周期の変動からその生体の呼吸周波数と略等しい比較的高周波の周波数成分から成る心拍周期変動高周波成分を抽出する心拍周期変動高周波成分抽出手段と、（ｂ）前記脈波伝播速度情報を表す値の変動からその生体の呼吸周波数よりも所定割合だけ低い比較的低周波の周波数成分から成る伝播速度情報変動低周波成分を抽出する伝播速度情報変動低周波成分抽出手段と、（ｃ）前記心拍周期変動高周波成分抽出手段により抽出される心拍周期変動高周波成分と前記伝播速度情報変動低周波成分抽出手段により抽出される伝播速度情報変動低周波成分とのそれぞれの信号強度に基づいて、前記監視血圧値変化判定手段による判定のための判断基準値を修正する判定修正手段とを、含むことにある。
【００１１】
【第２発明の効果】
このようにすれば、監視血圧値変化判定手段により、脈波伝播速度情報算出手段により逐次算出された脈波伝播速度情報を表す値の変化値が予め設定された判断基準値を超えたことに基づいて前記血圧測定手段による血圧測定が起動させられる。このとき、心拍周期変動高周波成分抽出手段により生体の心拍周期の変動から生体の呼吸周波数と略等しい周波数成分から成る心拍周期変動高周波成分が抽出され、伝播速度情報変動低周波成分抽出手段により生体の呼吸周波数よりも低い所定の周波数成分から成る伝播速度情報変動低周波成分が抽出されると、判定修正手段により、これら心拍周期変動高周波成分と伝播速度情報変動低周波成分とのそれぞれの信号強度に基づいて前記監視血圧値変化判定手段による判定のための判断基準値が修正される。したがって、心拍周期変動高周波成分と伝播速度情報変動低周波成分のそれぞれの信号強度が変化した場合、すなわち、被測定者の自律神経の状態が変化した場合には、その変化傾向に基づいて監視血圧値変化判定手段による判定のための判断基準値が修正されることから、被測定者の自律神経の状態に拘らず常に正確な血圧値を監視することが可能になる。
【００１２】
【発明の好適な実施の形態】
以下、本発明の一実施例を図面に基づいて詳細に説明する。図１は、本発明が適用された血圧監視装置８の回路構成を説明するブロック線図である。
【００１３】
図１において、血圧監視装置８は、ゴム製袋を布製帯状袋内に有して、たとえば患者の上腕部１２に巻回されるカフ１０と、このカフ１０に配管２０を介してそれぞれ接続された圧力センサ１４、切換弁１６、および空気ポンプ１８とを備えている。この切換弁１６は、カフ１０内への圧力の供給を許容する圧力供給状態、カフ１０内を徐々に排圧する徐速排圧状態、およびカフ１０内を急速に排圧する急速排圧状態の３つの状態に切り換えられるように構成されている。
【００１４】
圧力センサ１４は、カフ１０内の圧力を検出して、その圧力を表す圧力信号ＳＰを静圧弁別回路２２および脈波弁別回路２４にそれぞれ供給する。静圧弁別回路２２はローパスフィルタを備え、圧力信号ＳＰに含まれる定常的な圧力すなわちカフ圧を表すカフ圧信号ＳＫを弁別してそのカフ圧信号ＳＫをＡ／Ｄ変換器２６を介して電子制御装置２８へ供給する。脈波弁別回路２４はバンドパスフィルタを備え、圧力信号ＳＰの振動成分である脈波信号ＳＭ₁ を周波数的に弁別してその脈波信号ＳＭ₁ をＡ／Ｄ変換器３０を介して電子制御装置２８へ供給する。この脈波信号ＳＭ₁ が表すカフ脈波は、患者の心拍に同期して図示しない上腕動脈から発生してカフ１０に伝達される圧力振動波である。
【００１５】
上記電子制御装置２８は、ＣＰＵ２９、ＲＯＭ３１、ＲＡＭ３３、および図示しないＩ／Ｏポート等を備えた所謂マイクロコンピュータにて構成されており、ＣＰＵ２９は、ＲＯＭ３１に予め記憶されたプログラムに従ってＲＡＭ３３の記憶機能を利用しつつ信号処理を実行することにより、Ｉ／Ｏポートから駆動信号を出力して切換弁１６および空気ポンプ１８を制御する。
【００１６】
心電誘導装置３４は、生体の所定の部位に貼り着けられる複数の電極３６を介して心筋の活動電位を示す心電誘導波、所謂心電図を連続的に検出するものであり、その心電誘導波を示す信号ＳＭ₂ を前記電子制御装置２８へ供給する。なお、この心電誘導装置３４は、心臓内の血液を大動脈へ向かって拍出開始する時期すなわち大動脈内圧の脈波起始部に対応する心電誘導波のうちのＱ波或いはＲ波を検出するためのものであることから、第１脈波検出装置として機能している。
【００１７】
パルスオキシメータ用光電脈波検出プローブ３８（以下、単にプローブという）は、毛細血管を含む末梢動脈へ伝播した脈波を検出する第２脈波検出装置として機能するものであり、例えば、被測定者のたとえば指尖部などの体表面４０に図示しない装着バンド等により密着した状態で装着されている。プローブ３８は、一方向において開口する容器状のハウジング４２と、そのハウジング４２の底部内面の外周側に位置する部分に設けられ、ＬＥＤ等から成る複数の第１発光素子４４_aおよび第２発光素子４４_b（以下、特に区別しない場合は単に発光素子４４という）と、ハウジング４２の底部内面の中央部分に設けられ、フォトダイオードやフォトトランジスタ等から成る受光素子４６と、ハウジング４２内に一体的に設けられて発光素子４４及び受光素子４６を覆う透明な樹脂４８と、ハウジング４２内において発光素子４４と受光素子４６との間に設けられ、発光素子４４から前記体表面４０に向かって照射された光のその体表面４０から受光素子４６に向かう反射光を遮光する環状の遮蔽部材５０とを備えて構成されている。
【００１８】
上記第１発光素子４４_aは、例えば６６０ｎｍ程度の波長の赤色光を発光し、第２発光素子４４_bは、例えば８００ｎｍ程度の波長の赤外光を発光するものである。これら第１発光素子４４_a及び第２発光素子４４_bは、一定時間づつ順番に所定周波数で発光させられると共に、それら発光素子４４から前記体表面４０に向かって照射された光の体内の毛細血管が密集している部位からの反射光は共通の受光素子４６によりそれぞれ受光される。なお、発光素子４４の発光する光の波長は上記の値に限られず、第１発光素子４４_aは酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの吸光係数が大きく異なる波長の光を、第２発光素子４４_bはそれらの吸光係数が略同じとなる波長の光をそれぞれ発光するものであればよい。
【００１９】
受光素子４６は、その受光量に対応した大きさの光電脈波信号ＳＭ₃ をローパスフィルタ５２を介して出力する。受光素子４６とローパスフィルタ５２との間には増幅器等が適宜設けられる。ローパスフィルタ５２は、入力された光電脈波信号ＳＭ₃ から脈波の周波数よりも高い周波数を有するノイズを除去し、そのノイズが除去された信号ＳＭ₃ をデマルチプレクサ５４に出力する。この光電脈波信号ＳＭ₃ が表す光電脈波は、患者の脈拍に同期して発生する容積脈波である。なお、この光電脈波は前記脈拍同期波に対応している。
【００２０】
デマルチプレクサ５４は、電子制御装置２８からの信号に従って第１発光素子４４_a及び第２発光素子４４_bの発光に同期して切り換えられることにより、赤色光による電気信号ＳＭ_Rをサンプルホールド回路５６及びＡ／Ｄ変換器５８を介して、赤外光による電気信号ＳＭ_IRをサンプルホールド回路６０及びＡ／Ｄ変換器６２を介して、それぞれ電子制御装置２８の図示しないＩ／Ｏポートに逐次供給する。サンプルホールド回路５６、６０は、入力された電気信号ＳＭ_R、ＳＭ_IRをＡ／Ｄ変換器５８、６２へ出力する際に、前回出力した電気信号ＳＭ_R、ＳＭ_IRについてのＡ／Ｄ変換器５８、６２における変換作動が終了するまでに、次に出力する電気信号ＳＭ_R、ＳＭ_IRをそれぞれ保持するためのものである。
【００２１】
電子制御装置２８のＣＰＵ２９は、ＲＡＭ３３の記憶機能を利用しつつＲＯＭ３１に予め記憶されたプログラムに従って測定動作を実行し、駆動回路６４に制御信号ＳＬＶを出力して発光素子４４_a、４４_bを順次所定の周波数で一定時間づつ発光させる一方、それら発光素子４４_a、４４_bの発光に同期して切換信号ＳＣを出力してデマルチプレクサ５４を切り換えることにより、前記電気信号ＳＭ_Rをサンプルホールド回路５６に、電気信号ＳＭ_IRをサンプルホールド回路６０にそれぞれ振り分ける。上記ＣＰＵ２９は、血中酸素飽和度を算出するために予め記憶された演算式から上記電気信号ＳＭ_R、ＳＭ_IRの振幅値に基づいて生体の血中酸素飽和度を算出する。なお、この酸素飽和度の決定方法としては、例えば、本出願人が先に出願して公開された特開平３−１５４４０号公報に記載された決定方法が利用される。
【００２２】
図２は、上記血圧監視装置８における電子制御装置２８の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図である。図２において、血圧測定手段７０は、カフ圧制御手段７２によってたとえばカフ１０の圧迫圧力が所定の目標圧力値Ｐ_CM（たとえば、１８０mmHg程度の圧力値）まで急速昇圧させた後に３mmHg/sec程度の速度で徐速降圧させられる徐速降圧期間内において、順次採取される脈波信号ＳＭ₁ が表す脈波の振幅の変化に基づきよく知られたオシロメトリック法を用いて最高血圧値ＢＰ_SYSおよび最低血圧値ＢＰ_DIAなどを決定する。
【００２３】
脈波伝播速度情報算出手段として機能する脈波伝播速度算出手段７４は、図３に示すように心電誘導装置３４により逐次検出される心電誘導波の周期毎に発生する所定の部位たとえばＲ波から、プローブ３８により逐次検出される光電脈波の周期毎に発生する所定の部位たとえば立ち上がり点或いは下ピーク点までの時間差（伝播時間）ＴＤ_RPを逐次算出する時間差算出手段を備え、その時間差算出手段により逐次算出される時間差ＴＤ_RPに基づいて、予め記憶される数式１から、被測定者の動脈内を伝播する脈波の伝播速度Ｖ_M（m/sec ）を逐次算出する。この逐次算出される伝播速度Ｖ_Mには、図４に示されるような変動が存在する。尚、数式１において、Ｌ（ｍ）は左心室から大動脈を経て前記プローブ３８が装着される部位までの距離であり、Ｔ_PEP（ｓec）は心電誘導波形のＲ波から大動脈起始部脈波の下ピーク点までの前駆出期間である。これらの距離Ｌおよび前駆出期間Ｔ_PEPは定数であり、予め実験的に求められた値が用いられる。
【００２４】
【数１】
Ｖ_M＝Ｌ／（ＴＤ_RP−Ｔ_PEP）
【００２５】
伝播速度情報血圧対応関係決定手段として機能する伝播速度血圧対応関係決定手段７６は、血圧測定手段７０により測定された最高血圧値ＢＰ_SYSとそれぞれの血圧測定期間内における伝播速度Ｖ_M、たとえばその期間内における伝播速度Ｖ_Mの平均値に基づいて、数式２で表される伝播速度Ｖ_Mと最高血圧値ＢＰ_SYSとの関係式における係数Ａ及びＢを、また同じく血圧測定手段７０により測定された最低血圧値ＢＰ_DIAと血圧測定期間内における伝播速度Ｖ_Mに基づいて、数式３で表される伝播速度Ｖ_Mと最低血圧値ＢＰ_DIAとの関係式における係数Ｃ及びＤを予め決定する。
【００２６】
【数２】
ＢＰ_SYS＝Ａ（Ｖ_M）α＋Ｂ
【００２７】
【数３】
ＢＰ_DIA＝Ｃ（Ｖ_M）α＋Ｄ
【００２８】
監視血圧値決定手段７８は、生体の血圧値とその生体の脈波伝播速度との間の上記対応関係（数式２および数式３）から、脈波伝播速度算出手段７４により逐次算出される生体の実際の脈波伝播速度Ｖ_Mに基づいて監視血圧値ＭＢＰ_SYSおよびＭＢＰ_DIAを逐次決定し、それを表示器３２にそれぞれ表示させる。監視血圧値異常判定手段８０は、上記監視血圧値決定手段７８により逐次決定された監視血圧値ＭＢＰ_SYSが予め設定された判断基準値を越える異常値であるか否かを判定し、異常値を判定した場合には前記血圧測定手段７０によるカフ１０を用いた血圧測定作動を起動させる。
【００２９】
心拍周期変動高周波成分抽出手段８２は、心電誘導装置３４により逐次検出される生体の心電誘導波の時間間隔たとえばＲ波間の時間間隔から生体の心拍周期Ｔ_RRを１拍毎に連続的に算出する心拍周期算出手段を備えている。この心拍周期Ｔ_RRは、図４に示されるような変動が存在する。心拍周期Ｔ_RRの変動から、図５に示されるように、生体の呼吸周波数と略等しい周波数成分から成る心拍周期変動高周波成分ＨＦＣ₁ を逐次抽出する。また、伝播速度情報変動低周波成分抽出手段として機能する伝播速度変動低周波成分抽出手段８４は、上記脈波伝播速度算出手段７４により連続的に算出された生体の伝播速度Ｖ_Mの変動から、図５に示されるように、生体の呼吸周波数よりも所定割合だけ低い伝播速度変動低周波成分ＬＦＣ₂ を逐次抽出する。上記心拍周期変動高周波成分抽出手段８２および伝播速度変動低周波成分抽出手段８４は、たとえば高速フーリエ変換（ＦＦＴ）法或いは自己回帰（ＡＲ）法などを用いて心拍周期Ｔ_RRおよび伝播速度Ｖ_Mを周波数解析する。なお、連続的に測定される血圧値の変動から抽出される低周波数成分、すなわち伝播速度Ｖ_Mの変動は連続的に測定された監視血圧値の変動と略等しいという既知の事実から、上記伝播速度Ｖ_Mの変動から抽出される低周波数成分ＬＦＣ₂ は、生体の交感神経の活動度を定量的に表し、また、心拍周期Ｔ_RRの変動から抽出される高周波数成分ＨＦＣ₁ は、生体の副交感神経の活動度を定量的に表している。
【００３０】
対応関係修正手段８６は、上記心拍周期変動高周波成分抽出手段８２および伝播速度変動低周波成分抽出手段８４によりそれぞれ逐次抽出される、生体の副交感神経の活動度を定量的に表す指標である心拍周期変動高周波成分ＨＦＣ₁ および生体の交感神経の活動度を定量的に表す指標である伝播速度変動低周波成分ＬＦＣ₂ との比較値、たとえばそれらの信号強度比ＳＲ〔＝ＬＦＣ₂ ／ＨＦＣ₁ 〕或いは信号強度差ＳＤ〔＝ＬＦＣ₂ −ＨＦＣ₁ 〕を逐次算出し、その比較値のうち一周期前に算出された比較値と今回算出された比較値との変化量ΔＳＲ〔ＳＲ_n−ＳＲ_n-1 〕、或いはΔＳＤ〔＝ＳＤ_n−ＳＤ_n-1 〕に基づいて、たとえば図６に示されるような表から、数式２で表される伝播速度Ｖ_Mと最高血圧値ＢＰ_SYSとの関係式の修正係数α、或いは数式３で表される伝播速度Ｖ_Mと最低血圧値ＢＰ_DIAとの関係式の修正係数αをそれぞれ決定する。尚、図６に表される関係は予め実験的に求められるものであり、ΔＳＲとαとの関係は実線で、ΔＳＤとαとの関係は破線で示されている。
【００３１】
図７は、上記血圧監視装置８の電子制御装置２８における制御作動の要部を説明するフローチャートである。図７において、ステップＳＡ１（以下、ステップを省略する。）において図示しないカウンタやレジスタをクリアする初期処理が実行された後、脈波伝播速度算出手段７４に対応するＳＡ２では、カフ昇圧期間において、心電波形のＲ波からプローブ３８により逐次検出される光電脈波の立ち上がり点までの時間差すなわち伝播時間ＴＰ（＝ＴＤ_RP−Ｔ_PEP）が決定され、前記数式１からその伝播時間ＴＰに基づいて脈波伝播速度Ｖ_M（m/sec ）がカフ昇圧の直前において算出される。
【００３２】
次いで、前記カフ圧制御手段７２に対応するＳＡ３では、切換弁１６が圧力供給状態に切り換えられ且つ空気ポンプ１８が駆動されることにより、血圧測定のためにカフ１０の急速昇圧が開始される。
【００３３】
続くカフ圧制御手段７２に対応するＳＡ４では、カフ圧Ｐ_Cが１８０mmHg程度に予め設定された目標圧迫圧Ｐ_CM以上となったか否かが判断される。このＳＡ４の判断が否定された場合は、上記ＳＡ２以下が繰り返し実行されることによりカフ圧Ｐ_Cの上昇が継続される。しかし、カフ圧Ｐ_Cの上昇により上記ＳＡ４の判断が肯定されると、前記血圧測定手段７０に対応するＳＡ５において、血圧測定アルゴリズムが実行される。すなわち、空気ポンプ１８を停止させ且つ切換弁１６を徐速排圧状態に切り換えてカフ１０内の圧力を予め定められた３mmHg/sec程度の緩やかな速度で下降させることにより、この徐速降圧過程で逐次得られる脈波信号ＳＭ₁ が表す脈波の振幅の変化に基づいて、良く知られたオシロメトリック方式の血圧値決定アルゴリズムに従って最高血圧値ＢＰ_SYS、平均血圧値ＢＰ_MEAN、および最低血圧値ＢＰ_DIAが測定されるとともに、脈波間隔に基づいて脈拍数などが決定されるのである。そして、その測定された血圧値および脈拍数などが表示器３２に表示されるとともに、切換弁１６が急速排圧状態に切り換えられてカフ１０内が急速に排圧される。
【００３４】
次に、前記伝播速度血圧対応関係決定手段７６に対応するＳＡ６では、ＳＡ２において求められた脈波伝播速度Ｖ_Mと、ＳＡ５において測定されたカフ１０による血圧値ＢＰ_SYS、ＢＰ_MEAN、またはＢＰ_DIAとの間の対応関係が求められる。すなわち、ＳＡ５において血圧値ＢＰ_SYS、ＢＰ_MEAN、およびＢＰ_DIAが測定されると、それら血圧値ＢＰ_SYS、ＢＰ_MEAN、またはＢＰ_DIAのうちの１つと、脈波伝播速度Ｖ_Mとに基づいて、脈波伝播速度Ｖ_Mと監視血圧値ＭＢＰとの間の対応関係（数式２、数式３）が決定されるのである。
【００３５】
上記のようにして伝播速度血圧対応関係が決定されると、ＳＡ７において、心電誘導波形のＲ波および光電脈波が入力されたか否かが判断される。このＳＡ７の判断が否定された場合はＳＡ７が繰り返し実行されるが、肯定された場合は、前記脈波伝播速度算出手段７４に対応するＳＡ８において、新たに入力された心電誘導波形のＲ波および光電脈波についての脈波伝播速度Ｖ_MがＳＡ２と同様にして算出される。
【００３６】
そして、監視血圧値決定手段７８に対応するＳＡ９において、上記ＳＡ６において求められた伝播速度血圧対応関係から、上記ＳＡ８において求められた脈波伝播速度Ｖ_Mに基づいて、監視血圧値ＭＢＰ（最高血圧値および／または最低血圧値）が決定され、且つ一拍毎の監視血圧値ＭＢＰをトレンド表示させるために表示器３２に出力される。
【００３７】
次いで、前記監視血圧値異常判定手段８０に対応するＳＡ１０では、ＳＡ９において決定された監視血圧値ＭＢＰが予め設定された判断基準範囲を越えたか否かが判断される。このＳＡ１０の判断が否定された場合はＳＡ１１が実行されるが、肯定された場合は、ＳＡ１２において表示器３２に血圧異常表示が行われた後、伝播速度血圧対応関係を再決定させるためにＳＡ２以下が再び実行される。
【００３８】
上記ＳＡ１１では、ＳＡ５においてカフ１０による血圧測定が行われてからの経過時間が予め設定された１５乃至２０分程度の設定周期すなわちキャリブレーション周期を経過したか否かが判断される。このＳＡ１１の判断が否定された場合には、前記ＳＡ７以下の血圧監視ルーチンが繰り返し実行され、監視血圧値ＭＢＰが１拍毎に連続的に決定され、且つその決定された監視血圧値ＭＢＰが表示器３２において時系列的にトレンド表示される。しかし、このＳＡ１１の判断が肯定された場合には、前記対応関係を再決定するために前記ＳＡ２以下のカフキャリブレーションルーチンが再び実行される。
【００３９】
図８は、図７と並列的に実行される関係修正ルーチンを示している。図８のＳＢ１では、心電誘導装置３４から逐次検出される心電誘導波のＲ波が検出されたか否かが判断される。この判断が否定された場合は、ＳＢ４以下が実行される。しかし、そのＳＢ１の判断が肯定された場合には、前記心拍周期変動高周波成分抽出手段８２に対応するＳＢ２およびＳＢ３において、心電誘導装置３４により逐次検出される生体の心電誘導波の時間間隔たとえばＲ波間の時間間隔から生体の心拍周期Ｔ_RRが逐次算出されるとともに、それまでに求められた所定区間内の心拍周期Ｔ_RRの変動から、生体の呼吸周波数と略等しい周波数成分から成る心拍周期変動高周波成分ＨＦＣ₁ が、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）法或いは自己回帰（ＡＲ）法により逐次抽出される。
【００４０】
次いで、ＳＢ４では、プローブ３８から光電脈波が１拍検出されたか否かが判断される。このＳＢ４の判断が否定された場合には本ルーチンが終了させられる。しかし、このＳＢ４の判断が肯定された場合には、前記伝播速度変動低周波成分抽出手段８４に対応するＳＢ５およびＳＢ６において、Ｒ波と光電脈波の立ち上がり点との時間差ＴＤ_RPに基づいて、予め記憶された数式１から生体の動脈内を伝播する脈波の伝播速度Ｖ_Mが算出されるとともに、たとえば高速フーリエ変換（ＦＦＴ）法或いは自己回帰（ＡＲ）法などが用いられることにより、それまで求められた所定区間の伝播速度Ｖ_Mの変動が周波数解析されることにより、生体の呼吸周波数よりも低い所定の周波数成分から成る伝播速度変動低周波成分ＬＦＣ₂ が抽出される。
【００４１】
次いで、対応関係修正手段８６に対応するＳＢ７において、上記心拍周期変動高周波成分ＨＦＣ₁ と伝播速度変動低周波成分ＬＦＣ₂ との比較値すなわちそれぞれの信号強度の比ＳＲ〔＝ＬＦＣ₂ ／ＨＦＣ₁ 〕、或いは差ＳＤ〔＝ＬＦＣ₂ −ＨＦＣ₁ 〕が算出されると共に、前回算出された比較値と今回算出された比較値の変化量ΔＳＲ〔＝ＳＲ_n−ＳＲ_n-1 〕或いはΔＳＤ〔＝ＳＤ_n−ＳＤ_n-1 〕に基づいて、たとえば図６に表されるような関係から予め記憶される数式２および数式３における係数αが決定される。
【００４２】
上述のように本実施例によれば、心拍周期変動高周波成分抽出手段８２に対応するＳＢ２、ＳＢ３において、生体の心拍周期ＴＤ_RPの変動から生体の呼吸周波数と略等しい周波数成分から成る心拍周期変動高周波成分ＨＦＣ₁ が抽出され、伝播速度変動低周波成分抽出手段８４に対応するＳＢ５、ＳＢ６において、生体の伝播速度Ｖ_Mの変動から生体の呼吸周波数よりも所定割合だけ低い伝播速度変動低周波成分ＬＦＣ₂ が抽出されると、対応関係修正手段８６に対応するＳＢ７により、これら心拍周期変動高周波成分ＨＦＣ₁ および伝播速度変動低周波成分ＬＦＣ₂ のそれぞれの信号強度の比或いは差の変化に基づいて前記伝播速度血圧対応関係決定手段７６に対応するＳＡ６により決定された血圧値ＭＢＰと伝播速度Ｖ_Mとの対応関係が修正される。したがって、心拍周期変動高周波成分ＨＦＣ₁ および伝播速度変動低周波成分ＬＦＣ₂ のそれぞれの信号強度の比或いは差が変化した場合、すなわち、被測定者の自律神経の状態が変化した場合には、その変化値に基づいて前記対応関係が修正されることから、被測定者の自律神経の状態に拘らず常に正確な血圧値を決定することが可能になる。
【００４３】
また、本実施例によれば、監視血圧値異常判定手段８０（ＳＡ１０）により、監視血圧値決定手段７８により逐次決定される監視血圧値が異常であると判定されると、血圧測定手段７０によるカフ１０を用いた血圧測定が起動されることから、監視血圧異常時において自動的にカフを用いた血圧測定値が得られるので、血圧監視の信頼性が一層高められる。
【００４４】
また、本実施例によれば、監視血圧値決定手段７８により逐次決定される監視血圧値を表示する表示器３２が備えられているので、表示器３２に表示される監視血圧値を見ることにより、上記血圧測定手段７０による血圧測定が行われない期間において、カフ１０の圧迫による負担を与えない状態で生体の血圧値を連続的に監視できる。
【００４５】
次に、本発明の他の実施例について図面に基づいて詳細に説明する。尚、上記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。
【００４６】
図９、図１０および図１１は、第２発明に対応する実施例である血圧監視装置の要部を説明する機能ブロック線図およびフローチャートである。本実施例の血圧監視装置では、装置の機構および回路構成は前述の図１の実施例と共通するが、電子制御装置２８による血圧監視方法が相違する。すなわち、本実施例の血圧監視装置では、予め設定された血圧測定周期Ｔ_B毎にカフ１０による血圧測定が行われる一方、血圧測定が行われない測定休止期間において、脈波伝播速度Ｖ_Mの変化値ΔＶ_Mが所定の判断基準値γを越えたか否かに基づいて血圧変動を監視し、変化値ΔＶ_Mが所定の判断基準値γを越えたと判定された場合には、カフ１０による血圧測定を実行させて最新の血圧測定値が得られるようになっている。
【００４７】
図９は、本実施例の血圧監視装置における電子制御装置２８の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図である。図において、血圧測定手段７０は、予め設定された血圧測定周期Ｔ_B毎に血圧測定が起動されることによりカフ１０を用いる血圧測定作動を実行し、表示器３２に表示される血圧値を更新する。伝播速度情報変化値算出手段として機能する伝播速度変化値算出手段８８は、脈波伝播速度算出手段７４により一拍毎に算出された脈波伝播速度Ｖ_Mの変化値ΔＶ_Mを算出する。この変化値ΔＶ_Mは、たとえば脈波伝播速度算出手段７４により逐次求められる脈波伝播速度Ｖ_Mの移動平均値Ｖ_{M AV}或いは血圧測定手段７０により前回血圧測定が実行されたときの脈波伝播速度Ｖ_Mに対する変化率或いは変化量である。監視血圧値変化判定手段９０は、上記伝播速度変化値算出手段８８により算出された脈波伝播速度Ｖ_Mの変化値ΔＶ_Mが予め設定された判断基準値γを超えたことに基づいて生体の血圧変化を判定し、その生体の血圧変化を表示器３２に表示させるとともに、カフ１０を用いた血圧測定値を得るために血圧測定手段７０の血圧測定動作を起動させる。すなわち、上記監視血圧値変化判定手段９０は、脈波伝播速度Ｖ_Mの変化値ΔＶ_Mが予め設定された判断基準値γを超えたときに血圧測定手段７０の血圧測定動作を起動させる起動手段としても機能しているのである。
【００４８】
判定修正手段９２は、心拍周期変動高周波成分抽出手段８２により抽出される心拍周期変動高周波成分ＨＦＣ₁ と前記伝播速度変動低周波成分抽出手段８４により抽出される伝播速度変動低周波成分ＬＦＣ₂ とのそれぞれの信号強度に基づいて、上記監視血圧値変化判定手段９０による判定を修正する。判定修正手段９２は、たとえば心拍周期変動高周波成分ＨＦＣ₁ と伝播速度変動低周波成分ＬＦＣ₂ との比較値すなわちそれぞれの信号強度の比ＳＲ〔＝ＬＦＣ₂ ／ＨＦＣ₁ 〕、或いは差ＳＤ〔＝ＬＦＣ₂ −ＨＦＣ₁ 〕を算出すると共に、前回算出された比較値と今回算出された比較値の変化量ΔＳＲ〔＝ＳＲ_n−ＳＲ_n-1 〕或いはΔＳＤ〔＝ＳＤ_n−ＳＤ_n-1 〕に基づいて、前記判断基準値γを修正する。
【００４９】
図１０は、本実施例の電子制御装置２８の制御作動の要部を説明するフローチャートである。図において、ＳＣ１ではＳＡ１と同様の初期処理が実行された後、ＳＣ２では、心電誘導波形のＲ波および光電脈波が発生したか否かが判断される。このＳＣ２の判断が否定された場合は、ＳＣ３において、ＳＣ８によるカフを用いた前回の血圧測定から予め設定された血圧測定周期Ｔ_Bが経過したか否かが判断される。この血圧測定周期Ｔ_Bは、たとえば十数分乃至数十分というように比較的長時間に設定される。このＳＣ３の判断が否定された場合は本ルーチンが終了させられて、ＳＣ１以下が繰り返し実行されるが、肯定された場合は、周期的に到来する血圧測定期間であるので、前記血圧測定手段７０に対応するＳＣ８において、カフ１０を用いてオシロメトリック法により血圧測定が実行されることにより、最高血圧値ＢＰ_SYSおよび最低血圧値ＢＰ_DIAが決定され且つ表示されてから、本ルーチンが終了させられる。
【００５０】
上記ＳＣ２の判断が肯定された場合は、ＳＣ４において、心電誘導波形のＲ波および光電脈波がそれぞれ読み込まれるとともに、脈波伝播速度算出手段７４に対応するＳＣ５において、ＳＡ８と同様にして脈波伝播速度Ｖ_Mが算出される。次いで、伝播速度変化値算出手段８８に対応するＳＣ６において、上記脈波伝播速度Ｖ_Mの変化値ΔＶ_Mが算出される。この変化値ΔＶ_Mとしては、移動平均値ＰＷＶ_AV〔＝Ｖ_{M i-n}＋・・・＋Ｖ_{M i-1} ＋Ｖ_{M i}／（ｎ＋１）〕に対する変化量（＝Ｖ_{M i}−Ｖ_{M AV}）、或いは変化率〔＝（Ｖ_{M i}−Ｖ_{M AV}）／Ｖ_{M AV}〕、または、前回カフによる血圧測定が実行されたときの脈波伝播速度Ｖ_{M m}に対する変化量（＝Ｖ_{M i}−Ｖ_{M m}）、或いは変化率〔＝（Ｖ_{M i}−Ｖ_{M m}）／Ｖ_{M m}〕などが用いられる。
【００５１】
そして、前記監視血圧値変化判定手段９０に対応するＳＣ７では、上記脈波伝播速度Ｖ_Mの変化値ΔＶ_Mが予め設定された判断基準値γ以上であるか否かが判断される。この判断基準値γは、患者の血圧値が生体の容体監視の上で問題となる程に変化したか否かを判断するために予め実験的に求められたものである。
【００５２】
上記ＳＣ７の判断が否定された場合は、患者の血圧値が安定している状態であるので、ＳＣ８のカフ１０を用いた血圧測定を実行させないで、ＳＣ３以下が実行される。しかし、上記ＳＣ７の判断が肯定された場合は、患者の血圧値が比較的大きく変化した状態であるので、ＳＣ８のカフ１０を用いた血圧測定が直ちに開始され、監視血圧値の変化を示す文字或いは記号とカフ１０を用いて測定された血圧値とが表示器３６に表示される。
【００５３】
図１１は、上記図１０のルーチンと並列的に実行される判定修正ルーチンである。図１１のＳＤ１乃至ＳＤ６は、図８のＳＢ１乃至ＳＢ６と同様に実行される。判定修正手段９２に対応するＳＤ７では、心拍周期変動高周波成分抽出手段８２に対応するＳＤ３により抽出された心拍周期変動高周波成分ＨＦＣ₁ と前記伝播速度変動低周波成分抽出手段８４に対応するＳＤ６により抽出された伝播速度変動低周波成分ＬＦＣ₂ とのそれぞれの信号強度に基づいて、上記監視血圧値変化判定手段９０による判定を修正する。たとえば心拍周期変動高周波成分ＨＦＣ₁ と伝播速度変動低周波成分ＬＦＣ₂ との比較値すなわちそれぞれの信号強度の比ＳＲ〔＝ＬＦＣ₂ ／ＨＦＣ₁ 〕、或いは差ＳＤ〔＝ＬＦＣ₂ −ＨＦＣ₁ 〕の、前回算出された値と今回算出された値との間の変化量ΔＳＲ〔＝ＳＲ_n−ＳＲ_n-1 〕或いはΔＳＤ〔＝ＳＤ_n−ＳＤ_n-1 〕に基づいて、たとえば図６と同様の関係から前記判断基準値γが修正される。
【００５４】
本実施例によれば、伝播速度変化値算出手段８８（ＳＣ６）により、脈波伝播速度算出手段７４（ＳＣ５）により算出された脈波伝播速度Ｖ_Mの変化値ΔＶ_Mが算出されると、監視血圧値変化判定手段９０（ＳＣ７）により、その伝播速度変化値算出手段８８により算出された脈波伝播速度Ｖ_Mの変化値ΔＶ_Mが予め設定された判断基準値γを超えたことに基づいて生体の血圧変化が判定され、血圧測定手段７０に対応するＳＣ８においてカフ１０を用いた血圧測定が直ちに実行され、測定された血圧値が表示器３２に表示される。このとき、心拍周期変動高周波成分抽出手段８２（ＳＤ２、ＳＤ３）により生体の心拍周期ＴＤ_RPの変動から生体の呼吸周波数と略等しい周波数成分から成る心拍周期変動高周波成分ＨＦＣ₁ が抽出され、伝播速度変動低周波成分抽出手段８４（ＳＤ５、ＳＤ６）により生体の伝播速度情報である伝播速度Ｖ_Mの変動から生体の呼吸周波数よりも所定割合だけ低い伝播速度変動低周波成分ＬＦＣ₂ が抽出されると、判定修正手段手段９２（ＳＤ７）により、監視血圧値変化判定手段９０による判定が修正されることから、心拍周期変動高周波成分ＨＦＣ₁ と伝播速度変動低周波成分ＬＦＣ₂ のそれぞれの信号強度が変化した場合、すなわち、被測定者の自律神経の状態が変化した場合には、その変化傾向に基づいて監視血圧値変化判定手段９０による判定が修正されることから、被測定者の自律神経の状態に拘らず常に正確な血圧値を監視することが可能になる。
【００５５】
以上、本発明の一実施例を図面に基づいて詳細に説明したが、本発明はその他の態様においても適用される。
【００５６】
たとえば、前述の実施例では、脈波伝播速度Ｖ_Mが脈波伝播速度情報として用いられ、血圧値との対応関係、監視血圧値等が決定されていたが、脈波伝播速度と一対一に対応する心電誘導波形のＲ波から光電脈波の周期毎に発生する所定の部位までの時間差（脈波伝播時間）ＴＤ_RPを脈波伝播速度情報として用いても差し支えない。この場合、たとえば図２の脈波伝播速度算出手段７４に代えて脈波伝播時間算出手段（時間差算出手段）により時間差ＴＤ_RPが算出される。また、伝播速度血圧対応関係決定手段７６の代わりに、伝播時間血圧対応関係決定手段が用いられ、数式４、数式５に基づいて伝播時間ＴＤ_RPと最高血圧値ＢＰ_SYS或いは最低血圧値ＢＰ_DIAとの対応関係を決定し、その対応関係から、伝播時間ＴＤ_RPに基づいて監視血圧値決定手段７８において監視血圧値を決定する。また、伝播速度変動低周波成分抽出手段８４の代わりに、伝播時間変動低周波成分抽出手段が用いられることにより伝播速度情報変動低周波成分として伝播時間変動低周波成分ＬＦＣ₂ ’が抽出され、対応関係修正手段８６では上記伝播時間ＴＤ_RPと血圧値との対応関係が修正される。なお、ここで抽出される伝播時間変動低周波成分ＬＦＣ₂ ’は、伝播速度と伝播時間が一対一に対応するため、前記伝播速度変動低周波成分ＬＦＣ₂ と実質的に同一である。
【００５７】
【数４】
ＢＰ_SYS＝Ａ（（Ｌ／（ＴＤ_RP−Ｔ_PEP））α＋Ｂ
【００５８】
【数５】
ＢＰ_DIA＝Ｃ（（Ｌ／（ＴＤ_RP−Ｔ_PEP））α＋Ｄ
【００５９】
また、この場合、他の実施例についても、たとえば図９における脈波伝播速度算出手段７４に代えて脈波伝播時間算出手段（時間差算出手段）により時間差ＴＤ_RPが算出される。また、伝播速度変化値算出手段８８に代えて伝播時間変化値算出手段が用いられ、伝播時間ＴＤ_RPの変化値ΔＴＤ_RPが算出され、監視血圧値変化判定手段９０において伝播時間ＴＤ_RPの変化値ΔＴＤ_RPが、判断基準値γ’を超えたかどうかが判断される。また、伝播速度変動低周波成分抽出手段８４の代わりに、伝播時間変動低周波成分抽出手段が用いられ、伝播時間変動低周波成分ＬＦＣ₂ ’が抽出され、判定修正手段９２において前記判断基準値γ’が修正される。
【００６０】
また、前述の図２の実施例において、対応関係修正手段８６は、数式２および数式３に示す伝播速度血圧対応関係に含まれる修正係数αを、図６の関係から心拍周期変動高周波成分ＨＦＣ₁ と伝播速度変動低周波成分ＬＦＣ₂ に基づいて修正するものであったが、数式２および数式３に用いられる伝播速度Ｖ_Mを予め修正するものであっても差し支えない。
【００６１】
また、前述の図９の実施例において、判定修正手段９２は、監視血圧値変化判定手段９０において用いられる判断基準値γを心拍周期変動高周波成分ＨＦＣ₁ と伝播速度変動低周波成分ＬＦＣ₂ に基づいて修正するものであったが、その監視血圧値変化判定手段９０において用いられる伝播速度Ｖ_Mを予め修正するものであっても差し支えない。
【００６２】
また、前述の図８、図１１の実施例では、Ｒ波および光電脈波が発生する毎に心拍周期変動高周波成分ＨＦＣ₁ および伝播速度変動低周波成分ＬＦＣ₂ が抽出されていたが、所定数のＲ波および光電脈波が発生する毎に抽出されるようにしてもよい。
【００６３】
また、前述の実施例では、心電誘導装置３４が第１脈波検出装置として機能していたが、頸動脈を押圧して脈波を検出する形式の脈波センサなどの他の形式のものが用いられ得る。
【００６４】
また、前述の実施例では、オキシメータ用の光電脈波検出プローブ３８が第２脈波検出装置として機能していたが、所定圧を保持したカフ１０からカフ脈波を検出するカフ脈波センサ、撓骨動脈を押圧して脈波を検出する形式の圧脈波センサ、腕や指先などのインピーダンスを電極を通して検出するインピーダンス脈波センサ、指先に装着されて光電脈波を検出する形式の光電脈波センサなどの他の形式のものが用いられ得る。
【００６５】
また、前述の実施例において、脈波伝播速度Ｖ_MはＲ波から光電脈波の立ち上がり点までの時間差に基づいて算出されていたが、心電波形のＱ波から光電脈波の立ち上がり点までの時間差を用いるなどの他の算出方式が用いられる。
【００６６】
また、前述の実施例において、Ｒ波或いは光電脈波の１拍毎に血圧監視されていたが、２以上の拍数毎に血圧監視されるものであってもよい。
【００６７】
なお、本発明はその主旨を逸脱しない範囲においてその他種々の変更が加えられ得るものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施例である血圧監視装置の回路構成を説明するブロック線図である。
【図２】図１の実施例における電子制御装置２８の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図である。
【図３】図１の実施例における電子制御装置２８の制御作動により求められる時間差ＴＤ_RPを例示する図である。
【図４】図１の実施例における電子制御装置２８の制御作動により求められる伝播速度Ｖ_Mと心拍周期Ｔ_RRの変動を例示する図である。
【図５】図１の実施例における電子制御装置２８の制御作動により求められる伝播速度Ｖ_Mと心拍周期Ｔ_RRの変動が周波数解析されることにより抽出される心拍周期変動高周波成分ＨＦＣ₁ 及び伝播速度変動低周波成分ＬＦＣ₂ を例示する図である。
【図６】伝播速度Ｖ_Mと血圧値ＢＰとの対応関係を修正するための修正値αと、前回算出された心拍周期変動高周波成分ＨＦＣ₁ と伝播速度変動低周波成分ＬＦＣ₂ の信号強度比ＳＲの変化量ΔＳＲ或いは信号強度差ＳＤの変化量ΔＳＤとの関係を例示する図である。尚、図において変化量ΔＳＲと修正値αとの関係は実線で、変化量ΔＳＤと修正値αとの関係は破線で示されている。
【図７】図１の実施例における電子制御装置２８の制御作動の要部を説明するフローチャートであって、血圧監視ルーチンを示す図である。
【図８】図１の実施例における電子制御装置２８の制御作動の要部を説明するフローチャートであって、関係修正ルーチンを示す図である。
【図９】本発明の他の実施例における電子制御装置２８の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図であって、図２に相当する図である。
【図１０】図９の実施例における電子制御装置２８の制御作動の要部を説明するフローチャートであって、血圧監視ルーチンを示す図である。
【図１１】図９の実施例における電子制御装置２８の制御作動の要部を説明するフローチャートであって、血圧変化判定修正ルーチンを示す図である。
【符号の説明】
７０：血圧測定手段
７４：脈波伝播速度算出手段
７６：伝播速度血圧対応関係決定手段
７８：監視血圧値決定手段
８０：監視血圧異常判定手段
８２：心拍周期変動高周波成分抽出手段
８４：伝播速度変動低周波成分抽出手段
８６：対応関係修正手段
８８：伝播速度変化値算出手段
９０：監視血圧値変化判定手段
９２：判定修正手段[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a blood pressure monitoring apparatus that monitors blood pressure of a living body based on pulse wave propagation speed information such as the propagation speed or propagation time of a pulse wave propagating in a living artery.
[0002]
[Prior art]
Propagation speed V which is propagation speed information of pulse wave propagating through living body artery _M (M / s) or propagation time TD _RP (Sec) is known to have a proportional or inversely proportional relationship with the blood pressure value BP (mmHg) of the living body. Therefore, the blood pressure value BP and the propagation velocity V of the living body measured in advance. _M From BP = A (V _M ) Coefficients A and B in a relational expression represented by + B are determined in advance, and the propagation velocity V sequentially measured from the relational expression. _M Based on the above, a blood pressure monitoring device for monitoring the blood pressure value BP of a living body has been proposed. By the way, the propagation velocity V _M Is based on a time difference between predetermined parts generated for each period of a pair of pulse synchronous waves detected by a pair of pulse synchronous wave sensors or the like attached to two parts on a living body heart, artery or peripheral artery. Calculated from a predetermined relationship. In general, the propagation speed V is increased by increasing the time difference. _M In order to improve the measurement accuracy, the first pulse wave detection device is mounted on the more central heart or artery, and the second pulse wave detection device is mounted on the peripheral artery.
[0003]
[Problems to be Solved by the Invention]
However, it is known, for example, that peripheral arteries, in particular arteries, contract due to mental tension or the like. _M Since the stiffness of the arterial wall changes due to changes in the tension of the autonomic nerves due to the effects of physical stimulation or drugs administered during the monitoring period, pulse wave velocity information In some cases, sufficient blood pressure monitoring accuracy cannot be obtained within the blood pressure monitoring period due to a change in the correspondence between the blood pressure value and the blood pressure value.
[0004]
The present invention has been made in the background as described above. The purpose of the present invention is to monitor blood pressure of a living body based on propagation speed information of a pulse wave propagating in a living artery. In the device, high blood pressure monitoring accuracy is to be obtained.
[0005]
[First Means for Solving the Problems]
As a result of various investigations on the background of the above circumstances, the present inventor has found that, among the fluctuation components of the heartbeat cycle, the heartbeat cycle fluctuation high-frequency component composed of a relatively high frequency component substantially equal to the breathing frequency of the living body, By utilizing the fact that the propagation velocity information fluctuation low frequency component consisting of relatively low frequency components lower than the predetermined ratio is closely reflected in the activity state of the autonomic nerve of the living body, these heartbeat cycle fluctuation high frequency components and propagation velocity information It has been found that when the correspondence is corrected based on the fluctuating low frequency component, a suitable blood pressure monitoring accuracy can be obtained. The present invention has been made based on such findings.
[0006]
That is, the gist of the first invention is that the actual pulse wave velocity information of the living body is obtained from the correspondence relationship obtained in advance between the blood pressure value of the living body and the value representing the pulse wave velocity information of the living body. A blood pressure monitoring device that monitors the blood pressure of the living body based on the value represented, (a) a heartbeat cycle fluctuation high frequency component comprising a relatively high frequency component substantially equal to the breathing frequency of the living body from the fluctuation of the heartbeat cycle of the living body And (b) a propagation velocity information fluctuation low comprising a relatively low frequency component that is lower than the respiratory frequency of the living body by a predetermined rate from the fluctuation of the value representing the pulse wave propagation velocity information. A propagation speed information fluctuation low frequency component extraction means for extracting a frequency component; and (c) a heartbeat period fluctuation high frequency component extracted by the heartbeat period fluctuation high frequency component extraction means and the propagation speed information fluctuation. Based on the respective signal strengths of the propagation velocity information fluctuation low frequency component extracted by the low-frequency component extraction unit, and a correspondence relation modification means for modifying the relationship is to contain.
[0007]
[Effect of the first invention]
In this way, the heartbeat cycle fluctuation high-frequency component extraction means extracts the heartbeat cycle fluctuation high-frequency component composed of a frequency component substantially equal to the breathing frequency of the living body from the fluctuation of the heartbeat cycle of the living body, and the propagation speed information fluctuation low-frequency component extraction means. When the propagation speed information fluctuation low frequency component consisting of a predetermined frequency component lower than the breathing frequency of the living body is extracted by the correspondence relationship correction means, the heartbeat cycle fluctuation high frequency component and the propagation speed information fluctuation low frequency component are respectively The correspondence relationship is corrected based on the signal strength of the. Therefore, when the signal intensity of each of the heartbeat cycle fluctuation high frequency component and the propagation speed information fluctuation low frequency component changes, that is, when the state of the subject's autonomic nerve changes, the above-mentioned response is made based on the change tendency. Since the relationship is corrected, it is possible to always determine an accurate blood pressure value regardless of the state of the autonomic nerve of the measurement subject.
[0008]
Other forms of the invention
Preferably, in the blood pressure monitoring device according to the first aspect of the present invention, blood pressure measuring means for measuring the blood pressure value of the living body using a cuff that compresses a part of the living body, the blood pressure value of the living body, and the blood pressure value thereof Monitoring blood pressure value determining means for sequentially determining a monitoring blood pressure value based on a value representing the actual pulse wave propagation velocity information of the living body from a correspondence relationship obtained in advance with a value representing the pulse wave propagation velocity information of the living body; It is determined whether or not the monitored blood pressure value sequentially determined by the monitored blood pressure value determining means is an abnormal value exceeding a preset criterion value, and if the abnormal value is determined, the blood pressure measuring means determines the blood pressure. And a monitoring blood pressure value abnormality determining means for activating. In this way, if the monitored blood pressure value is determined to be abnormal by the monitored blood pressure value abnormality determining means, the blood pressure measurement using the cuff by the blood pressure measuring means is started. Since the blood pressure measurement value using the cuff is obtained, the reliability of blood pressure monitoring is further enhanced.
[0009]
Preferably, a display for displaying the monitored blood pressure value sequentially determined by the monitored blood pressure value determining means is provided. In this way, by monitoring the monitored blood pressure value displayed on the display, the blood pressure value of the living body can be continuously obtained without a burden due to cuff compression during a period in which blood pressure measurement by the blood pressure measuring means is not performed. Can be monitored.
[0010]
[Second means for solving the problem]
Further, the gist of the second invention for achieving the above object is that the pressure of the cuff attached to the living body is changed at a predetermined cycle, and the magnitude of the pulse wave generated in the process of changing the pressure. Blood pressure measurement means for measuring the blood pressure value of the living body based on the change of the height, and the time difference between the pulse wave detections respectively detected by the first pulse wave detecting device and the second pulse wave detecting device attached to the two parts of the living body The pulse wave velocity information calculating means for sequentially calculating the value representing the pulse wave velocity information propagating through the artery of the living body, and the pulse wave velocity information calculated by the pulse wave velocity information calculating means A blood pressure monitoring apparatus comprising monitoring blood pressure value change determining means for activating blood pressure measurement by the blood pressure measuring means based on a change value of a value to be expressed exceeding a preset criterion value; ) The living body A heartbeat cycle fluctuation high frequency component extracting means for extracting a heartbeat cycle fluctuation high frequency component consisting of a relatively high frequency component substantially equal to the respiratory frequency of the living body from the fluctuation of the heartbeat cycle; Propagation speed information fluctuation low frequency component extracting means for extracting a propagation speed information fluctuation low frequency component consisting of a relatively low frequency frequency component lower than the breathing frequency of the living body by a predetermined rate from the fluctuation of the signal, and (c) the heartbeat period Based on the respective signal strengths of the heartbeat period fluctuation high frequency component extracted by the fluctuation high frequency component extraction means and the propagation speed information fluctuation low frequency component extracted by the propagation speed information fluctuation low frequency component extraction means, the monitored blood pressure value Judgment by change judgment means Criteria value for And a determination correction means for correcting.
[0011]
[Effect of the second invention]
According to this configuration, the change value of the value representing the pulse wave propagation speed information sequentially calculated by the pulse wave propagation speed information calculation means by the monitoring blood pressure value change determination means exceeds the preset judgment reference value. Based on this, blood pressure measurement by the blood pressure measurement means is activated. At this time, the heartbeat cycle fluctuation high-frequency component extraction means extracts a heartbeat cycle fluctuation high-frequency component composed of a frequency component substantially equal to the breathing frequency of the living body from the fluctuation of the heartbeat cycle of the living body, and the propagation speed information fluctuation low-frequency component extraction means When the propagation speed information fluctuation low frequency component consisting of a predetermined frequency component lower than the breathing frequency is extracted, the judgment correction means converts the signal intensity of the heartbeat cycle fluctuation high frequency component and the propagation speed information fluctuation low frequency component into the respective signal intensities. Based on the monitoring blood pressure value change determining means based on Criteria value for Is fixed. Therefore, when the signal intensity of the heartbeat cycle fluctuation high frequency component and the propagation speed information fluctuation low frequency component change, that is, when the state of the subject's autonomic nerve changes, the monitored blood pressure is based on the change tendency. Judgment by value change judgment means Criteria value for Therefore, it is possible to always monitor an accurate blood pressure value regardless of the state of the subject's autonomic nerve.
[0012]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, an embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. FIG. 1 is a block diagram illustrating a circuit configuration of a blood pressure monitoring device 8 to which the present invention is applied.
[0013]
In FIG. 1, the blood pressure monitoring device 8 has a rubber bag in a cloth belt-like bag and is connected to a cuff 10 wound around a patient's upper arm 12 and a pipe 20 through the cuff 10, for example. A pressure sensor 14, a switching valve 16, and an air pump 18. The switching valve 16 has a pressure supply state that allows supply of pressure into the cuff 10, a slow discharge state that gradually discharges the inside of the cuff 10, and a quick discharge state that rapidly discharges the inside of the cuff 10. It is configured to be switched to one state.
[0014]
The pressure sensor 14 detects the pressure in the cuff 10 and supplies a pressure signal SP representing the pressure to the static pressure discrimination circuit 22 and the pulse wave discrimination circuit 24, respectively. The static pressure discriminating circuit 22 includes a low-pass filter, discriminates a cuff pressure signal SK representing a steady pressure, that is, a cuff pressure included in the pressure signal SP, and electronically controls the cuff pressure signal SK via an A / D converter 26. Supply to device 28. The pulse wave discrimination circuit 24 includes a band pass filter, and a pulse wave signal SM that is a vibration component of the pressure signal SP. ₁ And the pulse wave signal SM ₁ Is supplied to the electronic control unit 28 via the A / D converter 30. This pulse wave signal SM ₁ The cuff pulse wave represented by is a pressure vibration wave generated from a brachial artery (not shown) and transmitted to the cuff 10 in synchronization with the heartbeat of the patient.
[0015]
The electronic control unit 28 includes a CPU 29, a ROM 31, a RAM 33, and a so-called microcomputer having an I / O port (not shown). The CPU 29 has a storage function of the RAM 33 according to a program stored in the ROM 31 in advance. By executing signal processing while using, a drive signal is output from the I / O port to control the switching valve 16 and the air pump 18.
[0016]
The electrocardiogram induction device 34 continuously detects an electrocardiogram-induced wave indicating an action potential of the myocardium, that is, a so-called electrocardiogram, via a plurality of electrodes 36 attached to a predetermined part of the living body. Signal SM indicating wave ₂ Is supplied to the electronic control unit 28. The electrocardiographic induction device 34 detects a Q wave or an R wave in the electrocardiographic induction wave corresponding to the time when the blood in the heart starts to be pumped toward the aorta, that is, the pulse wave starting part of the aortic pressure. Therefore, it functions as the first pulse wave detection device.
[0017]
The photoelectric pulse wave detection probe 38 for pulse oximeter (hereinafter simply referred to as a probe) functions as a second pulse wave detection device that detects a pulse wave propagated to a peripheral artery including a capillary vessel. It is mounted in a state of being in close contact with a body surface 40 such as a fingertip of a person with a mounting band (not shown). The probe 38 is provided in a container-like housing 42 that opens in one direction and a portion located on the outer peripheral side of the inner surface of the bottom of the housing 42, and includes a plurality of first light emitting elements 44 made of LEDs or the like. _a And the second light emitting element 44. _b (Hereinafter simply referred to as a light emitting element 44 unless otherwise specified), a light receiving element 46 provided in the center of the inner surface of the bottom of the housing 42, and a light receiving element 46 made of a photodiode, a phototransistor or the like, and the housing 42. A transparent resin 48 covering the light emitting element 44 and the light receiving element 46, and the light emitted from the light emitting element 44 toward the body surface 40 in the housing 42 between the light emitting element 44 and the light receiving element 46. An annular shielding member 50 that shields reflected light from the body surface 40 toward the light receiving element 46 is provided.
[0018]
The first light emitting element 44 _a Emits red light having a wavelength of about 660 nm, for example, and the second light emitting element 44. _b Emits infrared light having a wavelength of about 800 nm, for example. These first light emitting elements 44 _a And the second light emitting element 44. _b The light emitted from the light emitting elements 44 toward the body surface 40 is emitted from the light emitting element 44 toward the body surface 40, and the reflected light from the portion where the capillaries in the body are densely received. Each element 46 receives the light. Note that the wavelength of light emitted from the light emitting element 44 is not limited to the above value, and the first light emitting element 44. _a The light emitting element 44 emits light having a wavelength that is greatly different from that of oxygenated hemoglobin and reduced hemoglobin. _b May be any one that emits light having a wavelength at which their extinction coefficients are substantially the same.
[0019]
The light receiving element 46 has a photoelectric pulse wave signal SM having a magnitude corresponding to the amount of light received. _Three Is output via the low-pass filter 52. An amplifier or the like is appropriately provided between the light receiving element 46 and the low pass filter 52. The low-pass filter 52 receives the input photoelectric pulse wave signal SM. _Three From which the noise having a frequency higher than the frequency of the pulse wave is removed, and the signal SM from which the noise is removed _Three Is output to the demultiplexer 54. This photoelectric pulse wave signal SM _Three The photoelectric pulse wave represented by is a volume pulse wave generated in synchronization with the patient's pulse. This photoelectric pulse wave corresponds to the pulse synchronous wave.
[0020]
The demultiplexer 54 receives the first light emitting element 44 in accordance with a signal from the electronic control device 28. _a And the second light emitting element 44. _b Is switched in synchronism with the light emission of the electric signal SM by the red light _R Through the sample and hold circuit 56 and the A / D converter 58, the electrical signal SM by infrared light. _IR Are sequentially supplied to I / O ports (not shown) of the electronic control unit 28 via the sample hold circuit 60 and the A / D converter 62, respectively. The sample and hold circuits 56 and 60 are connected to the inputted electric signal SM. _R , SM _IR Is output to the A / D converters 58 and 62, the electrical signal SM output last time _R , SM _IR Until the conversion operation in the A / D converters 58 and 62 is completed, the electric signal SM to be output next _R , SM _IR Is for holding each.
[0021]
The CPU 29 of the electronic control unit 28 performs a measurement operation according to a program stored in advance in the ROM 31 while using the storage function of the RAM 33, outputs a control signal SLV to the drive circuit 64, and emits the light emitting element 44. _a 44 _b Are sequentially emitted at a predetermined frequency for a certain period of time, while the light emitting elements 44 _a 44 _b By switching the demultiplexer 54 by outputting the switching signal SC in synchronization with the light emission of the electric signal SM, _R The sample and hold circuit 56 _IR Are allotted to the sample hold circuit 60. The CPU 29 calculates the electric signal SM from a previously stored arithmetic expression for calculating blood oxygen saturation. _R , SM _IR The blood oxygen saturation level of the living body is calculated based on the amplitude value. As a method for determining the oxygen saturation, for example, a determination method described in Japanese Patent Application Laid-Open No. 3-15440 published by the present applicant and published is used.
[0022]
FIG. 2 is a functional block diagram for explaining a main part of the control function of the electronic control device 28 in the blood pressure monitoring device 8. In FIG. 2, the blood pressure measuring means 70 uses a cuff pressure control means 72 to set the compression pressure of the cuff 10 to a predetermined target pressure value P, for example. _cm The pulse wave signal SM sequentially collected during the slow pressure reduction period in which the pressure is rapidly increased to (for example, a pressure value of about 180 mmHg) and then gradually decreased at a speed of about 3 mmHg / sec. ₁ Based on the change in the amplitude of the pulse wave represented by the maximal blood pressure value BP using a well-known oscillometric method _SYS And minimum blood pressure BP _DIA Etc.
[0023]
The pulse wave velocity calculating means 74 functioning as the pulse wave velocity information calculating means, as shown in FIG. Time difference (propagation time) TD from a wave to a predetermined portion, such as a rising point or a lower peak point, generated every period of photoelectric pulse wave sequentially detected by the probe 38 _RP Time difference calculating means for sequentially calculating the time difference TD calculated sequentially by the time difference calculating means _RP Based on the equation (1), the propagation velocity V of the pulse wave propagating in the artery of the measurement subject is calculated from Equation 1 stored in advance. _M (M / sec) is calculated sequentially. This sequentially calculated propagation velocity V _M There is a fluctuation as shown in FIG. In Equation 1, L (m) is the distance from the left ventricle through the aorta to the site where the probe 38 is attached, and T _PEP (Sec) is a precursor emission period from the R wave of the electrocardiogram-induced waveform to the lower peak point of the aortic root pulse wave. These distances L and precursor delivery periods T _PEP Is a constant, and a value experimentally obtained in advance is used.
[0024]
[Expression 1]
V _M = L / (TD _RP -T _PEP )
[0025]
The propagation speed blood pressure correspondence determining means 76 functioning as the propagation speed information blood pressure correspondence determining means is a maximum blood pressure value BP measured by the blood pressure measuring means 70. _SYS And the propagation velocity V within each blood pressure measurement period _M For example, the propagation velocity V during that period _M Based on the average value, the propagation velocity V expressed by Equation 2 _M And maximum blood pressure BP _SYS And the blood pressure value BP measured by the blood pressure measuring means 70 in the same manner. _DIA And propagation speed V during blood pressure measurement period _M On the basis of the propagation velocity V expressed by Equation 3 _M And minimum blood pressure BP _DIA The coefficients C and D in the relational expression are determined in advance.
[0026]
[Expression 2]
BP _SYS = A (V _M ) Α + B
[0027]
[Equation 3]
BP _DIA = C (V _M ) Α + D
[0028]
The monitoring blood pressure value determining unit 78 calculates the biological blood pressure sequentially calculated by the pulse wave propagation velocity calculating unit 74 from the correspondence relationship (Equation 2 and Equation 3) between the blood pressure value of the living organism and the pulse wave propagation velocity of the living organism. Actual pulse wave velocity V _M Blood pressure monitoring MBP based on _SYS And MBP _DIA Are sequentially determined and displayed on the display 32 respectively. The monitoring blood pressure value abnormality determining means 80 is the monitoring blood pressure value MBP sequentially determined by the monitoring blood pressure value determining means 78. _SYS Is an abnormal value exceeding a preset judgment reference value, and if the abnormal value is determined, the blood pressure measurement operation using the cuff 10 by the blood pressure measuring means 70 is started.
[0029]
The heartbeat cycle fluctuation high-frequency component extraction means 82 detects the heartbeat cycle T of the living body from the time interval of the electrocardiographic induction wave of the living body, which is sequentially detected by the electrocardiographic induction device 34, for example, the time interval between the R waves. _RR Is provided with a heartbeat period calculating means for continuously calculating the signal every beat. This heartbeat cycle T _RR There are fluctuations as shown in FIG. Heart cycle T _RR As shown in FIG. 5, the heartbeat cycle fluctuation high frequency component HFC consisting of frequency components substantially equal to the respiration frequency of the living body, as shown in FIG. ₁ Are extracted sequentially. The propagation speed fluctuation low frequency component extraction means 84 functioning as propagation speed information fluctuation low frequency component extraction means is a biological propagation speed V continuously calculated by the pulse wave propagation speed calculation means 74. _M As shown in FIG. 5, the propagation velocity fluctuation low frequency component LFC lower than the respiratory frequency of the living body by a predetermined rate, as shown in FIG. ₂ Are extracted sequentially. The heartbeat cycle fluctuation high-frequency component extraction means 82 and the propagation velocity fluctuation low-frequency component extraction means 84 use a fast Fourier transform (FFT) method or an autoregressive (AR) method, for example. _RR And propagation velocity V _M Frequency analysis. Note that the low frequency component extracted from fluctuations in blood pressure values measured continuously, that is, the propagation velocity V _M From the known fact that the fluctuations in are substantially equal to the fluctuations in the continuously monitored blood pressure values, the propagation velocity V _M Frequency component LFC extracted from fluctuations ₂ Represents quantitatively the activity of the sympathetic nerve in the living body, and the cardiac cycle T _RR Frequency component HFC extracted from fluctuations ₁ Represents quantitatively the activity of the parasympathetic nerve of the living body.
[0030]
Correspondence correction means 86 is a heartbeat period that is an index that quantitatively represents the activity of the parasympathetic nerve of the living body, which is sequentially extracted by heartbeat period fluctuation high frequency component extraction means 82 and propagation speed fluctuation low frequency component extraction means 84, respectively. Fluctuating high frequency component HFC ₁ Propagation velocity fluctuation low frequency component LFC, which is an index that quantitatively represents the degree of sympathetic nerve activity ₂ For example, their signal strength ratio SR [= LFC ₂ / HFC ₁ ] Or signal strength difference SD [= LFC ₂ -HFC ₁ ], And a change amount ΔSR [SR between the comparison value calculated one cycle before the comparison value and the comparison value calculated this time _n -SR _n-1 ] Or ΔSD [= SD _n -SD _n-1 ], For example, from the table as shown in FIG. _M And maximum blood pressure BP _SYS The correction coefficient α in the relational expression or the propagation velocity V expressed by the expression 3 _M And minimum blood pressure BP _DIA The correction coefficient α of the relational expression is determined respectively. The relationship shown in FIG. 6 is experimentally obtained in advance, and the relationship between ΔSR and α is indicated by a solid line, and the relationship between ΔSD and α is indicated by a broken line.
[0031]
FIG. 7 is a flowchart for explaining a main part of the control operation in the electronic control device 28 of the blood pressure monitoring device 8. In FIG. 7, after an initial process for clearing a counter or a register (not shown) is executed in step SA <b> 1 (hereinafter, step is omitted), in SA <b> 2 corresponding to the pulse wave velocity calculation means 74, in the cuff boosting period, The time difference from the R wave of the electrocardiogram waveform to the rising point of the photoelectric pulse wave sequentially detected by the probe 38, that is, the propagation time TP (= TD _RP -T _PEP ) Is determined, and the pulse wave propagation velocity V based on the propagation time TP from Equation 1 is determined. _M (M / sec) is calculated immediately before cuff pressurization.
[0032]
Next, in SA3 corresponding to the cuff pressure control means 72, the switching valve 16 is switched to the pressure supply state and the air pump 18 is driven to start rapid pressure increase of the cuff 10 for blood pressure measurement.
[0033]
In SA4 corresponding to the subsequent cuff pressure control means 72, the cuff pressure P _C Is a target compression pressure P set in advance to about 180 mmHg _cm It is determined whether or not the above has been reached. If the determination of SA4 is negative, the above-mentioned SA2 and subsequent steps are repeatedly executed, so that the cuff pressure P _C Will continue to rise. However, cuff pressure P _C When the determination of SA4 is affirmed due to the increase in the blood pressure, the blood pressure measurement algorithm is executed in SA5 corresponding to the blood pressure measurement means 70. That is, by stopping the air pump 18 and switching the switching valve 16 to the slow exhaust pressure state, the pressure in the cuff 10 is lowered at a predetermined moderate speed of about 3 mmHg / sec. Pulse wave signal SM obtained sequentially ₁ Based on the change in the amplitude of the pulse wave represented by _SYS , Mean blood pressure BP _MEAN , And diastolic blood pressure BP _DIA Is measured, and the pulse rate and the like are determined based on the pulse wave interval. Then, the measured blood pressure value and pulse rate are displayed on the display 32, and the switching valve 16 is switched to the rapid exhaust pressure state so that the inside of the cuff 10 is rapidly exhausted.
[0034]
Next, in SA6 corresponding to the propagation velocity / blood pressure correspondence determining means 76, the pulse wave propagation velocity V obtained in SA2 is determined. _M And the blood pressure value BP by the cuff 10 measured in SA5 _SYS , BP _MEAN Or BP _DIA Correspondence between and is required. That is, the blood pressure value BP at SA5 _SYS , BP _MEAN , And BP _DIA Are measured, these blood pressure values BP _SYS , BP _MEAN Or BP _DIA And pulse wave velocity V _M Based on the above, the pulse wave velocity V _M And the corresponding relationship between the monitored blood pressure value MBP (Equation 2 and Equation 3) is determined.
[0035]
When the propagation velocity / blood pressure correspondence is determined as described above, it is determined in SA7 whether or not the R wave and the photoelectric pulse wave of the electrocardiographic induction waveform are input. If the determination of SA7 is negative, SA7 is repeatedly executed. If the determination is positive, in SA8 corresponding to the pulse wave velocity calculation means 74, the newly input R wave of the electrocardiographic induction waveform. And pulse wave velocity V for photoelectric pulse wave _M Is calculated in the same manner as SA2.
[0036]
In SA9 corresponding to the monitored blood pressure value determining means 78, the pulse wave propagation velocity V obtained in SA8 is obtained from the propagation velocity blood pressure correspondence obtained in SA6. _M The monitored blood pressure value MBP (maximum blood pressure value and / or minimum blood pressure value) is determined based on the above and is output to the display 32 for trend display of the monitored blood pressure value MBP for each beat.
[0037]
Next, in SA10 corresponding to the monitored blood pressure value abnormality determining means 80, it is determined whether or not the monitored blood pressure value MBP determined in SA9 exceeds a preset determination reference range. If the determination of SA10 is negative, SA11 is executed. If the determination is positive, after the blood pressure abnormality is displayed on the display 32 in SA12, SA2 is used to re-determine the propagation velocity / blood pressure correspondence. The following is executed again.
[0038]
In SA11, it is determined whether or not a preset period of about 15 to 20 minutes, that is, a calibration period has elapsed since the blood pressure measurement by the cuff 10 was performed in SA5. If the determination at SA11 is negative, the blood pressure monitoring routine below SA7 is repeatedly executed, the monitored blood pressure value MBP is continuously determined for each beat, and the determined monitored blood pressure value MBP is displayed. The trend is displayed in time series in the device 32. However, if the determination at SA11 is affirmative, the cuff calibration routine below SA2 is executed again to re-determine the correspondence.
[0039]
FIG. 8 shows a relationship correction routine executed in parallel with FIG. In SB1 of FIG. 8, it is determined whether or not an R wave of the electrocardiographic induction wave sequentially detected from the electrocardiographic induction device 34 is detected. If this determination is negative, SB4 and subsequent steps are executed. However, if the determination of SB1 is affirmed, the time interval of the electrocardiographic induction wave of the living body sequentially detected by the electrocardiographic induction device 34 in SB2 and SB3 corresponding to the heartbeat cycle fluctuation high frequency component extraction means 82 For example, from the time interval between R waves, _RR Are sequentially calculated and the heartbeat period T within the predetermined interval obtained so far _RR From the fluctuation of the heartbeat cycle fluctuation high frequency component HFC consisting of a frequency component substantially equal to the respiratory frequency of the living body ₁ Are sequentially extracted by a fast Fourier transform (FFT) method or an autoregressive (AR) method.
[0040]
Next, in SB4, it is determined whether or not one beat of photoelectric pulse wave is detected from the probe 38. If the determination at SB4 is negative, this routine is terminated. However, if the determination of SB4 is affirmed, the time difference TD between the R wave and the rising point of the photoelectric pulse wave is detected in SB5 and SB6 corresponding to the propagation velocity fluctuation low frequency component extracting means 84. _RP Based on the above, the propagation velocity V of the pulse wave propagating in the artery of the living body from the mathematical formula 1 stored in advance _M Is calculated and, for example, a fast Fourier transform (FFT) method or an autoregressive (AR) method is used, so that the propagation velocity V of the predetermined section obtained so far is calculated. _M By analyzing the frequency of the fluctuation of the frequency, the propagation speed fluctuation low frequency component LFC consisting of a predetermined frequency component lower than the respiratory frequency of the living body ₂ Is extracted.
[0041]
Next, in SB 7 corresponding to the correspondence correction means 86, the heartbeat cycle fluctuation high frequency component HFC ₁ And propagation speed fluctuation low frequency component LFC ₂ Value of each signal strength ratio SR [= LFC ₂ / HFC ₁ ] Or the difference SD [= LFC ₂ -HFC ₁ ] And a change amount ΔSR [= SR between the comparison value calculated last time and the comparison value calculated this time _n -SR _n-1 ] Or ΔSD [= SD _n -SD _n-1 ], For example, the coefficient α in Formula 2 and Formula 3 stored in advance is determined from the relationship shown in FIG.
[0042]
As described above, according to the present embodiment, in SB2 and SB3 corresponding to the heartbeat cycle fluctuation high-frequency component extracting means 82, the heartbeat cycle TD of the living body. _RP The heartbeat cycle fluctuation high frequency component HFC consisting of frequency components that are approximately equal to the respiratory frequency of the living body ₁ Is extracted, and the propagation velocity V of the living body in SB5 and SB6 corresponding to the propagation velocity fluctuation low frequency component extraction means 84 is extracted. _M The fluctuation of the propagation velocity that is lower than the respiration frequency of the living body by a predetermined rate due to the fluctuation of the low frequency component LFC ₂ Is extracted by the SB 7 corresponding to the correspondence correcting means 86, these heartbeat cycle fluctuation high frequency components HFC ₁ And propagation velocity fluctuation low frequency component LFC ₂ The blood pressure value MBP and the propagation velocity V determined by SA6 corresponding to the propagation velocity / blood pressure correspondence determining means 76 based on the change in the signal intensity ratio or difference. _M The correspondence with is corrected. Therefore, heartbeat cycle fluctuation high frequency component HFC ₁ And propagation velocity fluctuation low frequency component LFC ₂ When the signal intensity ratio or difference changes, that is, when the state of the subject's autonomic nerve changes, the correspondence is corrected based on the change value. It becomes possible to always determine an accurate blood pressure value regardless of the state of the autonomic nerve.
[0043]
Further, according to the present embodiment, when the monitored blood pressure value determining unit 80 (SA10) determines that the monitored blood pressure value sequentially determined by the monitored blood pressure value determining unit 78 is abnormal, the blood pressure measuring unit 70 Since the blood pressure measurement using the cuff 10 is activated, the blood pressure measurement value using the cuff is automatically obtained when the monitored blood pressure is abnormal, so that the reliability of blood pressure monitoring is further enhanced.
[0044]
Further, according to the present embodiment, the display device 32 for displaying the monitored blood pressure value sequentially determined by the monitored blood pressure value determining means 78 is provided, so that the monitored blood pressure value displayed on the display device 32 is viewed. In the period when the blood pressure measurement by the blood pressure measurement means 70 is not performed, the blood pressure value of the living body can be continuously monitored in a state where the burden due to the compression of the cuff 10 is not given.
[0045]
Next, another embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. In addition, the same code | symbol is attached | subjected to the part which has the same structure as the said Example, and description is abbreviate | omitted.
[0046]
9, FIG. 10 and FIG. 11 are a functional block diagram and a flowchart for explaining a main part of a blood pressure monitoring apparatus which is an embodiment corresponding to the second invention. In the blood pressure monitoring apparatus of this embodiment, the mechanism and circuit configuration of the apparatus are the same as those in the embodiment of FIG. 1 described above, but the blood pressure monitoring method by the electronic control device 28 is different. That is, in the blood pressure monitoring device of the present embodiment, a preset blood pressure measurement cycle T _B While the blood pressure is measured by the cuff 10 every time, the pulse wave velocity V is measured during the measurement pause period in which the blood pressure is not measured. _M Change value ΔV _M The blood pressure fluctuation is monitored based on whether or not the blood pressure exceeds a predetermined judgment reference value γ, and the change value ΔV _M Is determined to have exceeded a predetermined determination reference value γ, blood pressure measurement by the cuff 10 is executed to obtain the latest blood pressure measurement value.
[0047]
FIG. 9 is a functional block diagram illustrating a main part of the control function of the electronic control device 28 in the blood pressure monitoring device of the present embodiment. In the figure, the blood pressure measuring means 70 has a preset blood pressure measuring period T. _B Each time blood pressure measurement is activated, a blood pressure measurement operation using the cuff 10 is executed, and the blood pressure value displayed on the display 32 is updated. The propagation speed change value calculation means 88 functioning as the propagation speed information change value calculation means is a pulse wave propagation speed V calculated for each beat by the pulse wave propagation speed calculation means 74. _M Change value ΔV _M Is calculated. This change value ΔV _M Is, for example, the pulse wave velocity V sequentially obtained by the pulse wave velocity calculator 74 _M Moving average value V _{M AV} Alternatively, the pulse wave propagation velocity V when the blood pressure measurement means 70 executed the previous blood pressure measurement. _M Is the rate of change or amount of change. The monitoring blood pressure value change determining means 90 is a pulse wave propagation speed V calculated by the propagation speed change value calculating means 88. _M Change value ΔV _M In order to determine the blood pressure change of the living body based on the fact that the predetermined reference value γ exceeds the preset value, display the blood pressure change of the living body on the display 32, and obtain the blood pressure measurement value using the cuff 10 The blood pressure measuring operation of the blood pressure measuring means 70 is activated. That is, the monitoring blood pressure value change determining means 90 is configured to detect the pulse wave velocity V _M Change value ΔV _M It also functions as an activation unit that activates the blood pressure measurement operation of the blood pressure measurement unit 70 when the reference value exceeds a preset determination reference value γ.
[0048]
The determination correction unit 92 is configured to extract the heartbeat cycle variation high frequency component HFC extracted by the heartbeat cycle variation high frequency component extraction unit 82. ₁ And the propagation speed fluctuation low frequency component LFC extracted by the propagation speed fluctuation low frequency component extraction means 84. ₂ Based on the respective signal intensities, the determination by the monitoring blood pressure value change determining means 90 is corrected. For example, the determination correction means 92 is configured to output a heartbeat cycle fluctuation high frequency component HFC. ₁ And propagation speed fluctuation low frequency component LFC ₂ Value of each signal strength ratio SR [= LFC ₂ / HFC ₁ ] Or the difference SD [= LFC ₂ -HFC ₁ ] And a change amount ΔSR [= SR of the comparison value calculated last time and the comparison value calculated this time _n -SR _n-1 ] Or ΔSD [= SD _n -SD _n-1 ], The criterion value γ is corrected.
[0049]
FIG. 10 is a flowchart for explaining a main part of the control operation of the electronic control device 28 of this embodiment. In the figure, after initial processing similar to SA1 is executed in SC1, it is determined in SC2 whether an R wave and a photoelectric pulse wave of an electrocardiographic induction waveform have been generated. If the determination in SC2 is negative, in SC3, a blood pressure measurement period T preset from the previous blood pressure measurement using the cuff by SC8. _B It is determined whether or not elapses. This blood pressure measurement period T _B Is set to a relatively long time such as ten minutes or several tens of minutes. If the determination of SC3 is negative, this routine is terminated and SC1 and subsequent steps are repeatedly executed. However, if the determination is positive, the blood pressure measurement means 70 is a period of blood pressure that comes periodically. In SC8 corresponding to, the blood pressure measurement is performed by the oscillometric method using the cuff 10 to obtain the maximum blood pressure value BP. _SYS And minimum blood pressure BP _DIA Is determined and displayed, the routine is terminated.
[0050]
If the determination of SC2 is affirmed, the R wave and the photoelectric pulse wave of the electrocardiographic induction waveform are respectively read in SC4, and the pulse is calculated in the same manner as SA8 in SC5 corresponding to the pulse wave velocity calculation means 74. Wave propagation velocity V _M Is calculated. Next, in the SC6 corresponding to the propagation velocity change value calculation means 88, the pulse wave propagation velocity V _M Change value ΔV _M Is calculated. This change value ΔV _M As the moving average value PWV _AV [= V _{M in} + ... + V _{M i-1} + V _{M i} / (N + 1)] change amount (= V _{M i} -V _{M AV} ) Or rate of change [= (V _{M i} -V _{M AV} ) / V _{M AV} ] Or pulse wave propagation velocity V when blood pressure measurement was performed by the cuff last time _{M m} The amount of change with respect to (= V _{M i} -V _{M m} ) Or rate of change [= (V _{M i} -V _{M m} ) / V _{M m} ] Is used.
[0051]
In SC7 corresponding to the monitored blood pressure value change determining means 90, the pulse wave velocity V _M Change value ΔV _M Is greater than or equal to a preset criterion value γ. The determination reference value γ is experimentally obtained in advance in order to determine whether or not the blood pressure value of the patient has changed to such an extent that it causes a problem in the body condition monitoring.
[0052]
If the determination in SC7 is negative, the blood pressure value of the patient is stable, so that the blood pressure measurement using the cuff 10 of SC8 is not executed, and the steps after SC3 are executed. However, if the determination in SC7 is affirmative, the blood pressure value of the patient has changed relatively greatly, so blood pressure measurement using the cuff 10 of SC8 is immediately started, and the character indicating the change in the monitored blood pressure value is displayed. Alternatively, the symbol and the blood pressure value measured using the cuff 10 are displayed on the display 36.
[0053]
FIG. 11 is a determination correction routine executed in parallel with the routine of FIG. SD1 to SD6 in FIG. 11 are executed in the same manner as SB1 to SB6 in FIG. In SD7 corresponding to the determination correction means 92, the heartbeat period fluctuation high frequency component HFC extracted by SD3 corresponding to the heartbeat period fluctuation high frequency component extraction means 82. ₁ And the propagation velocity fluctuation low frequency component LFC extracted by SD6 corresponding to the propagation velocity fluctuation low frequency component extraction means 84. ₂ Based on the respective signal intensities, the determination by the monitoring blood pressure value change determining means 90 is corrected. For example, heart rate cycle fluctuation high frequency component HFC ₁ And propagation speed fluctuation low frequency component LFC ₂ Value of each signal strength ratio SR [= LFC ₂ / HFC ₁ ] Or the difference SD [= LFC ₂ -HFC ₁ ] Between the previously calculated value and the current calculated value ΔSR [= SR _n -SR _n-1 ] Or ΔSD [= SD _n -SD _n-1 ], For example, the determination reference value γ is corrected from the same relationship as in FIG.
[0054]
According to the present embodiment, the pulse wave propagation velocity V calculated by the pulse wave propagation velocity calculating means 74 (SC5) by the propagation velocity change value calculating means 88 (SC6). _M Change value ΔV _M Is calculated by the monitoring blood pressure value change determining means 90 (SC7), and the pulse wave propagation speed V calculated by the propagation speed change value calculating means 88 is calculated. _M Change value ΔV _M The blood pressure change of the living body is determined based on the fact that the predetermined reference value γ exceeds a preset value, and the blood pressure measurement using the cuff 10 is immediately executed in the SC 8 corresponding to the blood pressure measurement means 70, and the measured blood pressure value Is displayed on the display 32. At this time, the heartbeat cycle TD of the living body is detected by the heartbeat cycle fluctuation high-frequency component extraction means 82 (SD2, SD3). _RP The heartbeat cycle fluctuation high frequency component HFC consisting of frequency components that are approximately equal to the respiratory frequency of the living body ₁ Is extracted, and the propagation speed V, which is propagation speed information of the living body, is extracted by the propagation speed fluctuation low frequency component extraction means 84 (SD5, SD6). _M The fluctuation of the propagation velocity that is lower than the respiration frequency of the living body by a predetermined rate due to the fluctuation of the low frequency component LFC ₂ Since the determination by the monitoring blood pressure value change determining means 90 is corrected by the determination correcting means 92 (SD7), the heartbeat cycle fluctuation high frequency component HFC is extracted. ₁ And propagation speed fluctuation low frequency component LFC ₂ When the signal intensity changes, that is, when the state of the subject's autonomic nerve changes, the determination by the monitoring blood pressure value change determining means 90 is corrected based on the change tendency, Regardless of the state of the autonomic nerve of the measurer, it becomes possible to always monitor an accurate blood pressure value.
[0055]
As mentioned above, although one Example of this invention was described in detail based on drawing, this invention is applied also in another aspect.
[0056]
For example, in the above-described embodiment, the pulse wave velocity V _M Is used as the pulse wave velocity information, and the correspondence relationship with the blood pressure value, the monitored blood pressure value, and the like have been determined, but the photoelectric pulse wave is detected from the R wave of the electrocardiographic waveform corresponding to the pulse wave velocity one to one. Time difference (pulse wave propagation time) TD to a predetermined part generated every cycle _RP May be used as pulse wave velocity information. In this case, for example, the time difference TD is replaced by a pulse wave propagation time calculation means (time difference calculation means) instead of the pulse wave propagation speed calculation means 74 of FIG. _RP Is calculated. Further, instead of the propagation velocity / blood pressure correspondence determining means 76, a propagation time / blood pressure correspondence determining means is used, and the propagation time TD is calculated based on the equations 4 and 5. _RP And maximum blood pressure BP _SYS Or the minimum blood pressure BP _DIA And the propagation time TD is determined from the correspondence. _RP Based on this, the monitored blood pressure value determining means 78 determines the monitored blood pressure value. Also, instead of the propagation speed fluctuation low frequency component extraction means 84, the propagation time fluctuation low frequency component extraction means is used, so that the propagation speed fluctuation low frequency component LFC is used as the propagation speed information fluctuation low frequency component. ₂ 'Is extracted, and the correspondence modification means 86 extracts the propagation time TD. _RP And the correspondence between blood pressure values are corrected. The propagation time variation low frequency component LFC extracted here ₂ 'Has a one-to-one correspondence between propagation speed and propagation time, so the propagation speed fluctuation low frequency component LFC ₂ Is substantially the same.
[0057]
[Expression 4]
BP _SYS = A ((L / (TD _RP -T _PEP )) Α + B
[0058]
[Equation 5]
BP _DIA = C ((L / (TD _RP -T _PEP )) Α + D
[0059]
In this case, also in the other embodiments, for example, the time difference TD is replaced by a pulse wave propagation time calculation means (time difference calculation means) instead of the pulse wave velocity calculation means 74 in FIG. _RP Is calculated. Further, instead of the propagation speed change value calculation means 88, a propagation time change value calculation means is used, and the propagation time TD _RP Change value ΔTD _RP Is calculated, and the monitored blood pressure value change determining means 90 calculates the propagation time TD. _RP Change value ΔTD _RP Is determined to exceed the criterion value γ ′. Further, instead of the propagation speed fluctuation low frequency component extraction means 84, a propagation time fluctuation low frequency component extraction means is used, and the propagation time fluctuation low frequency component LFC is used. ₂ 'Is extracted, and the determination reference means γ' is corrected by the determination correction means 92.
[0060]
Further, in the embodiment of FIG. 2 described above, the correspondence correction means 86 calculates the correction coefficient α included in the propagation velocity / blood pressure correspondence shown in Equation 2 and Equation 3 from the relationship of FIG. ₁ And propagation speed fluctuation low frequency component LFC ₂ The propagation velocity V used in Equations 2 and 3 is corrected based on _M May be corrected in advance.
[0061]
Further, in the embodiment of FIG. 9 described above, the determination correcting unit 92 uses the determination reference value γ used in the monitoring blood pressure value change determining unit 90 as the heartbeat cycle fluctuation high frequency component HFC. ₁ And propagation speed fluctuation low frequency component LFC ₂ The propagation velocity V used in the monitoring blood pressure value change determining means 90 is corrected based on _M May be corrected in advance.
[0062]
Further, in the above-described embodiments shown in FIGS. 8 and 11, every time the R wave and the photoelectric pulse wave are generated, the heartbeat cycle fluctuation high frequency component HFC is generated. ₁ And propagation velocity fluctuation low frequency component LFC ₂ However, it may be extracted every time a predetermined number of R waves and photoelectric pulse waves are generated.
[0063]
In the above-described embodiment, the electrocardiographic induction device 34 functions as the first pulse wave detection device, but other types such as a pulse wave sensor of a type that detects the pulse wave by pressing the carotid artery. Can be used.
[0064]
In the above-described embodiment, the photoelectric pulse wave detection probe 38 for the oximeter functions as the second pulse wave detection device. However, the cuff pulse wave sensor detects the cuff pulse wave from the cuff 10 holding a predetermined pressure. A pressure pulse wave sensor of a type that detects a pulse wave by pressing the radial artery, an impedance pulse wave sensor that detects an impedance of an arm or a fingertip through an electrode, a photoelectric sensor of a type that is attached to the fingertip and detects a photoelectric pulse wave Other types such as a pulse wave sensor may be used.
[0065]
In the above-described embodiment, the pulse wave velocity V _M Is calculated based on the time difference from the R wave to the rising point of the photoelectric pulse wave, but other calculation methods such as using the time difference from the Q wave of the electrocardiographic waveform to the rising point of the photoelectric pulse wave are used.
[0066]
In the above-described embodiment, blood pressure is monitored every beat of R wave or photoelectric pulse wave. However, blood pressure may be monitored every two or more beats.
[0067]
The present invention can be modified in various other ways without departing from the spirit of the present invention.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram illustrating a circuit configuration of a blood pressure monitoring apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a functional block diagram illustrating a main part of a control function of the electronic control unit 28 in the embodiment of FIG.
3 is a time difference TD determined by the control operation of the electronic control unit 28 in the embodiment of FIG. _RP FIG.
4 is a propagation velocity V obtained by the control operation of the electronic control unit 28 in the embodiment of FIG. _M And heartbeat cycle T _RR It is a figure which illustrates the fluctuation | variation of.
5 is a propagation velocity V obtained by the control operation of the electronic control unit 28 in the embodiment of FIG. _M And heartbeat cycle T _RR Heartbeat cycle fluctuation high frequency component HFC extracted by frequency analysis ₁ And propagation speed fluctuation low frequency component LFC ₂ FIG.
FIG. 6 Propagation velocity V _M Correction value α for correcting the correspondence between the blood pressure value BP and the heart rate cycle fluctuation high frequency component HFC calculated last time ₁ And propagation speed fluctuation low frequency component LFC ₂ It is a figure which illustrates the relationship with the variation | change_quantity (DELTA) SR of signal strength ratio SR, or the variation | change_quantity (DELTA) SD of signal strength difference SD. In the figure, the relationship between the change amount ΔSR and the correction value α is indicated by a solid line, and the relationship between the change amount ΔSD and the correction value α is indicated by a broken line.
7 is a flowchart for explaining a main part of the control operation of the electronic control unit 28 in the embodiment of FIG. 1, and is a diagram showing a blood pressure monitoring routine. FIG.
FIG. 8 is a flowchart for explaining a main part of the control operation of the electronic control unit 28 in the embodiment of FIG. 1, and is a diagram showing a relationship correction routine.
FIG. 9 is a functional block diagram for explaining the main part of the control function of the electronic control unit 28 in another embodiment of the present invention, corresponding to FIG.
10 is a flowchart for explaining a main part of the control operation of the electronic control unit 28 in the embodiment of FIG. 9, and shows a blood pressure monitoring routine.
11 is a flowchart for explaining a main part of the control operation of the electronic control unit 28 in the embodiment of FIG. 9, and showing a blood pressure change determination correction routine.
[Explanation of symbols]
70: Blood pressure measurement means
74: Pulse wave propagation velocity calculation means
76: Propagation speed blood pressure correspondence determining means
78: Monitoring blood pressure value determining means
80: Monitoring blood pressure abnormality determination means
82: Heartbeat cycle fluctuation high-frequency component extraction means
84: Propagation speed fluctuation low frequency component extraction means
86: Correspondence correction means
88: Propagation speed change value calculation means
90: Monitoring blood pressure value change determining means
92: Determination correction means

Claims

Based on the correspondence relationship obtained in advance between the blood pressure value of the living body and the value representing the pulse wave propagation speed information related to the pulse wave propagation speed of the living body, the blood pressure value is based on the value representing the actual pulse wave propagation speed information of the living body. A blood pressure monitoring device for monitoring the blood pressure of a living body,
A heartbeat cycle fluctuation high frequency component extracting means for extracting a heartbeat cycle fluctuation high frequency component composed of a relatively high frequency component substantially equal to the breathing frequency of the living body from the fluctuation of the heartbeat cycle of the living body;
Propagation speed information fluctuation low frequency component for extracting a propagation speed information fluctuation low frequency component composed of a relatively low frequency frequency component lower by a predetermined rate than the breathing frequency of the living body from fluctuations in the value representing the pulse wave propagation speed information Extraction means;
Based on the signal strengths of the heartbeat cycle fluctuation high frequency component extracted by the heartbeat cycle fluctuation high frequency component extraction means and the propagation speed information fluctuation low frequency component extracted by the propagation speed information fluctuation low frequency component extraction means, A blood pressure monitoring apparatus comprising: correspondence correction means for correcting the correspondence.

A blood pressure measurement unit that measures a blood pressure value of the living body using a cuff that compresses a part of the living body, and a correspondence relationship obtained in advance between the blood pressure value of the living body and a value representing pulse wave velocity information of the living body The monitoring blood pressure value determining means for sequentially determining the monitoring blood pressure value based on the value representing the actual pulse wave propagation velocity information of the living body, and the monitoring blood pressure value sequentially determined by the monitoring blood pressure value determining means are preset. The blood pressure according to claim 1, further comprising monitoring blood pressure value abnormality determining means for determining whether or not the abnormal value exceeds the determination reference value and, when the abnormal value is determined, starting blood pressure measurement by the blood pressure measuring means. Monitoring device.

A blood pressure measuring means for changing the pressure of the cuff attached to the living body at a predetermined cycle and measuring the blood pressure value of the living body based on a change in the magnitude of the pulse wave generated in the process of changing the pressure; A pulse wave related to a pulse wave propagation velocity propagating through an artery of the living body based on a time difference between pulse wave detections respectively detected by the first pulse wave detecting device and the second pulse wave detecting device attached to two parts of the living body Pulse wave velocity information calculating means for sequentially calculating a value representing propagation velocity information, and a change criterion for the value representing the pulse wave velocity information calculated by the pulse wave velocity information calculating means is a predetermined criterion. A blood pressure monitoring apparatus comprising monitoring blood pressure value change determining means for starting blood pressure measurement by the blood pressure measuring means based on exceeding the value,
A heartbeat cycle fluctuation high frequency component extracting means for extracting a heartbeat cycle fluctuation high frequency component composed of a relatively high frequency component substantially equal to the breathing frequency of the living body from the fluctuation of the heartbeat cycle of the living body;
Propagation speed information fluctuation low frequency component extraction for extracting a propagation speed information fluctuation low frequency component consisting of a relatively low frequency frequency component lower by a predetermined rate than the respiratory frequency of the living body from fluctuations in the value representing the pulse wave propagation speed information Means,
Based on the signal strengths of the heartbeat cycle fluctuation high frequency component extracted by the heartbeat cycle fluctuation high frequency component extraction means and the propagation speed information fluctuation low frequency component extracted by the propagation speed information fluctuation low frequency component extraction means, A blood pressure monitoring apparatus comprising: a judgment correction means for correcting a judgment reference value for judgment by the monitoring blood pressure value change judgment means.