JP3778655B2

JP3778655B2 - Blood pressure monitoring device

Info

Publication number: JP3778655B2
Application number: JP13956997A
Authority: JP
Inventors: 寛酒井
Original assignee: コーリンメディカルテクノロジー株式会社
Priority date: 1996-07-01
Filing date: 1997-05-29
Publication date: 2006-05-24
Anticipated expiration: 2017-05-29
Also published as: JPH1071129A

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。そして、このような血圧監視装置においては、脈波検出部位の間隔を可及的に大きくすることにより、伝播速度情報を求める基礎となる時間差を大きくして伝播時間ＴＤ_RP或いは伝播速度Ｖ_Mの測定精度を向上させることが望まれる。
【０００３】
これに対し、心電誘導波形のＱ波或いはＲ波は心臓の収縮開始時期に対応するものであるため、第１の脈波検出装置として心電誘導装置を用い、第２の脈波検出装置としてたとえば末梢動脈へ伝播される脈波を検出する光電脈波検出装置を用い、心電誘導装置により検出された心電誘導波形および光電脈波検出装置により検出された光電脈波から伝播時間および伝播速度を求めることが考えられる。
【０００４】
【発明が解決すべき課題】
しかしながら、上記従来の血圧監視装置において用いられる伝播時間には、心臓の収縮開始時点から心臓内の血液が大動脈へ拍出される時点までの前駆出期間が含まれているが、その前駆出期間の値は必ずしも一定ではなく、心筋の状態によって変化させられる場合があり、そのような場合には、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制御が得られない場合があった。
【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、生体の動脈内を伝播する脈波の伝播時間或いは伝播速度等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。
【０００６】
【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、心臓の収縮開始時点から心臓内の血液が大動脈へ拍出される時点までの前駆出期間と関連して、脈波の形状が変化することを利用して、その脈波の形状を定量的に抽出した波形特徴値に基づいて前記脈波伝播速度情報を補正すると、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。
【０００７】
すなわち、本第１発明の要旨とするところは、生体の心電誘導波形を検出する心電誘導装置と、生体の動脈を介して伝達される脈波を検出する脈波検出装置と、前記心電誘導波形および脈波から脈波伝播速度に関連する脈波伝播速度情報を逐次決定する脈波伝播速度情報算出手段とを備え、生体の血圧値とその脈波伝播速度情報との予め求められた対応関係から、実際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であって、（ａ）前記脈波検出装置により検出される脈波の立上がり最大速度、その脈波の形状の所定幅までの上昇時間、その脈波の立上がり点からダイクロノッチまでの拍出時間、その脈波の拍出時間に対応する面積、その脈波の形状の立上がり点から最大値までの昇脚時間のいずれかの波形特徴値を決定する波形特徴値決定手段と、（ｂ）予め記憶された関係からその波形特徴値決定手段により決定された脈波の波形特徴値に基づいて、前記脈波伝播速度情報を補正する補正手段とを、含むことにある。
【０００８】
【第１発明の効果】
このようにすれば、補正手段により、予め記憶された関係から波形特徴値決定手段により決定された脈波の波形特徴値に基づいて前記脈波伝播速度情報が補正されることから、心臓の収縮開始時点から心臓内の血液が大動脈へ拍出される時点までの前駆出期間の変化の影響がなく、高い血圧監視精度が得られる。
【０００９】
【課題を解決するための第２の手段】
また、前記目的を達成するための第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生体の血圧値を測定する血圧測定手段と、生体の心電誘導波形を検出する心電誘導装置と、生体の動脈を介して伝達される脈波を検出する脈波検出装置と、前記心電誘導波形および脈波から脈波伝播速度情報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）前記脈波検出装置により検出される脈波の波形特徴値を決定する波形特徴値決定手段と、（ｂ）その波形特徴値決定手段により決定された脈波の波形特徴値に基づいて、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。
【００１０】
【第２発明の効果】
このようにすれば、判定修正手段により、波形特徴値決定手段により決定された脈波の波形特徴値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ことから、監視血圧変化の判定に関して、心臓の収縮開始時点から心臓内の血液が大動脈へ拍出される時点までの前駆出期間の変化の影響がなく、高い血圧監視精度が得られる。
【００１１】
【発明の他の形態】
ここで、好適には、前記波形特徴値決定手段は、脈波形状の立上がり最大速度（ｄｐ／ｄｔ）_max、脈波形状の所定幅たとえば１０％〜９０％を立上がる上昇時間Ｔ_RT、脈波形状の立上がり点からダイクロノッチまでの拍出時間Ｔ₁ 、脈波形状の拍出時間に対応する面積Ａ₁ 、脈波形状の立上がり点から最大値までの昇脚時間Ｔ_rのうちの少なくとも１つを決定する。
【００１２】
また、好適には、前記補正手段は、予め記憶された関係から実際の波形特徴値に基づいて脈波伝播速度情報を補正する。たとえば、その関係は、前記対応関係を表す式において脈波伝播速度情報に掛けられる補正係数αと波形特徴値との関係であり、脈波形状の立上がり最大速度（ｄｐ／ｄｔ）_maxが大きくなるほど補正係数αが大きく、脈波形状の所定幅たとえば１０％〜９０％を立上がる上昇時間Ｔ_RTが大きくなるほど補正係数αが小さく、脈波形状の立上がり点からダイクロノッチまでの拍出時間Ｔ₁ が大きくなるほど補正係数αが小さく、脈波形状の拍出時間に対応する面積Ａ₁ が大きくなるほど補正係数αが小さく、脈波形状の立上がり点から最大値までの昇脚時間Ｔ_rが大きくなるほど補正係数αが小さくなる関係である。
【００１３】
また、好適には、前記判定修正手段は、前記監視血圧値変化判定手段において用いられる脈波伝播速度情報の変化値、またはその変化値の判断基準値を修正するものである。
【００１４】
【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。
【００１５】
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。
【００１６】
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。
【００１７】
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。
【００１８】
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。
【００１９】
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。
【００２０】
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。
【００２１】
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。
【００２２】
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。
【００２３】
電子制御装置２８のＣＰＵ２９は、ＲＡＭ３２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。
【００２４】
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_t（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。
【００２５】
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。時間差（伝播時間）ＴＤ_RPには、前駆出期間Ｔ_PEPが含まれている。なお、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。
【００２６】
【数１】
Ｖ_M＝Ｌ／（ＴＤ_RP−Ｔ_PEP）
【００２７】
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。
【００２８】
【数２】
ＢＰ_SYS＝Ａ（Ｖ_M）α＋Ｂ
【００２９】
【数３】
ＢＰ_DIA＝Ｃ（Ｖ_M）α＋Ｄ
【００３０】
監視血圧値決定手段７８は、生体の血圧値と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。
【００３１】
波形特徴値決定手段８２は、光電脈波検出プローブ３８により逐次検出される光電脈波の波形の特徴値、たとえば図４に示す、脈波形状の立上がり最大速度（ｄｐ／ｄｔ）_max、脈波形状の所定幅たとえば１０％〜９０％を立上がる上昇時間Ｔ_RT、脈波形状の立上がり点からダイクロノッチまでの拍出時間Ｔ₁ 、脈波形状の拍出時間に対応する面積Ａ₁ 、脈波形状の立上がり点から最大値までの昇脚時間Ｔ_rのうちの少なくとも１つを決定する。
【００３２】
補正手段８４は、たとえば図５に示す予め実験的に求められ且つ記憶された少なくとも一つの関係から実際の波形特徴値に基づいて脈波伝播速度Ｖ_Mを補正する。その関係は、前記対応関係を表す数式２或いは数式３において脈波伝播速度Ｖ_Mに掛けられる補正係数αと波形特徴値との関係であり、脈波形状の立上がり最大速度（ｄｐ／ｄｔ）_maxが大きくなるほど補正係数αが大きく、脈波形状の所定幅たとえば１０％〜９０％を立上がる上昇時間Ｔ_RTが大きくなるほど補正係数αが小さく、脈波形状の立上がり点からダイクロノッチまでの拍出時間Ｔ₁ が大きくなるほど補正係数αが小さく、脈波形状の拍出時間に対応する面積Ａ₁ が大きくなるほど補正係数αが小さく、脈波形状の立上がり点から最大値までの昇脚時間Ｔ_rが大きくなるほど補正係数αが小さくなる関係である。波形特徴値が前駆出期間Ｔ_PEPと関連して変化するため、これらの関係は前駆出期間Ｔ_PEPと脈波伝播速度に掛けられる補正値αとの関係と同様の関係を示すのである。
【００３３】
図６および図７は、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り、図６は血圧監視ルーチン、図７は補正ルーチンを示している。
【００３４】
図６において、ステップＳＡ１（以下、ステップを省略する。）において図示しない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、心電誘導波形の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ＴＤ_RPと前駆出期間Ｔ_PEPの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 ）が算出される。
【００３５】
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。
【００３６】
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。
【００３７】
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。
【００３８】
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。
【００３９】
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。
【００４０】
次いで、前記監視血圧異常判定手段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。
【００４１】
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。
【００４２】
図７は、図６と並列的に実行される補正ルーチンを示している。ＳＢ１では、光電脈波検出プローブ３８に検出された光電脈波が入力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本ルーチンが終了させられるが、肯定された場合は、波形特徴値決定手段８２に対応するＳＢ２において、波形特徴値、すなわち脈波形状の立上がり最大速度（ｄｐ／ｄｔ）_max、脈波形状の所定幅たとえば１０％〜９０％を立上がる上昇時間Ｔ_RT、脈波形状の立上がり点からダイクロノッチまでの拍出時間Ｔ₁ 、脈波形状の拍出時間に対応する面積Ａ₁ 、脈波形状の立上がり点から最大値までの昇脚時間Ｔ_rのうちの少なくとも１つが、たとえば３０秒乃至６０秒の間の値に設定された区間内の移動平均値を求めることにより決定される。
【００４３】
次いで、前記補正手段８４に対応するＳＢ３では、たとえば図５に示す予め記憶された関係から、実際の波形特徴値に基づいて補正係数αを決定する。すなわち、補正係数αが用いられている数式２および数式３に示す対応関係、或いは補正係数αが掛けられる脈波伝播速度Ｖ_Mが補正される。
【００４４】
上述のように本実施例の血圧監視装置８では、波形特徴値決定手段８２（ＳＢ２）により、前駆出期間Ｔ_PEPと関連して変化する脈波の波形特徴値を決定し、補正手段８４（ＳＢ３）により脈波の波形特徴値に基づいて脈波伝播速度Ｖ_Mが補正されることから、心臓の収縮開始時点から心臓内の血液が大動脈へ拍出される時点までの前駆出期間の変化の影響がなく、高い血圧監視精度が得られる。
【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８、図９および図１０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８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を超えたか否かが判定され、変化値ΔＶ_Mが判断基準値γを超えたと判定された場合には、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、たとえば図１１に示す予め実験的に求められ且つ記憶された少なくとも一つの関係から、波形特徴値決定手段８２により決定された光電脈波の波形特徴値に基づいて、上記判断基準値γを修正する。図１１は、図５と逆の傾向に設定されている。
【００４９】
図９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Ｖ_{M AV}〔＝Ｖ_{M i-n}＋・・・＋Ｖ_{M i-1} ＋Ｖ_{M i}／（ｎ＋１）〕に対する変化量（＝Ｖ_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 m+1}−Ｖ_{M m}）、或いは変化率〔＝（Ｖ_{M m+1}−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３２に表示される。
【００５３】
図１０は、上記図９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１０のＳＤ１乃至ＳＤ２は、図７のＳＢ１乃至ＳＢ２と同様に実行されて波形特徴値が求められる。判定修正手段９２に対応するＳＤ３では、予め記憶された図１１に示す関係から実際の波形特徴値に基づいて判断基準値γが決定される。その波形特徴値は前駆出期間Ｔ_PEPと関連して変化することから、これにより前駆出期間Ｔ_PEPの変化の影響を受けないように監視血圧値変化の判定が修正される。
【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７４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を超えたか否かが判定され、変化値ΔＶ_Mが判断基準値γを超えたと判定されると、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、波形特徴値決定手段８２（ＳＤ２）により前駆出期間Ｔ_PEPと関連して変化する脈波の波形特徴値を決定し、判定修正手段９２（ＳＤ３）により、波形特徴値決定手段８２（ＳＤ２）により決定された脈波の波形特徴値に基づいて監視血圧値変化判定手段９０（ＳＣ７）による判定が修正されることから、監視血圧変化の判定に関して、心臓の収縮開始時点から心臓内の血液が大動脈へ拍出される時点までの前駆出期間の変化の影響がなく、高い血圧監視精度が得られる。
【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。
【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８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。
【００６０】
また、前述の図２の実施例において、補正手段８４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を波形特徴値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そのもの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８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を波形特徴値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そのものを予め修正するものであっても差し支えない。この場合に用いられる関係は図５と同様となる。
【００６２】
また、前述の図７、図１０の実施例では、光電脈波が発生する毎に波形特徴値が決定されていたが、たとえば数十個程度の所定数の光電脈波が発生する毎に決定されるようにしてもよい。
【００６３】
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、所定圧に保持したカフ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。
【００６４】
また、前述の実施例において、脈波伝播速度Ｖ_Mは心電誘導波形の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、心電誘導波形の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。
【００６５】
また、前述の実施例において、心電誘導波形の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。
【００６６】
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測定装置８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光電脈波の波形特徴値を説明する図である。
【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、補正係数αの決定に用いられる関係を説明する図である。
【図６】図１の実施例における電子制御装置２８の制御作動の要部を説明するフローチャートであって、血圧監視ルーチンを示す図である。
【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、補正ルーチンを示す図である。
【図８】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９】図８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１０】図８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。
【図１１】図８の実施例において判断基準値γを決定するために用いられる関係を示す図である。
【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：波形特徴値決定手段
８４：補正手段
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. In such a blood pressure monitoring apparatus, by increasing the interval between the pulse wave detection parts as much as possible, the time difference serving as a basis for obtaining the propagation velocity information is increased, thereby increasing the propagation time TD. _RP Or propagation velocity V _M It is desired to improve the measurement accuracy.
[0003]
On the other hand, since the Q wave or R wave of the electrocardiographic induction waveform corresponds to the cardiac contraction start time, the electrocardiographic induction device is used as the first pulse wave detection device, and the second pulse wave detection device is used. For example, using a photoelectric pulse wave detection device that detects a pulse wave propagated to the peripheral artery, the electrocardiogram induction waveform detected by the electrocardiogram induction device and the propagation time from the photoelectric pulse wave detected by the photoelectric pulse wave detection device and It is conceivable to determine the propagation speed.
[0004]
[Problems to be Solved by the Invention]
However, the propagation time used in the conventional blood pressure monitoring apparatus includes a precursor period from the start of heart contraction to the time when blood in the heart is pumped into the aorta. The value of is not necessarily constant and may be changed depending on the state of the myocardium. In such a case, the correspondence between the pulse wave velocity information and the blood pressure value changes, and it is not always sufficient within the blood pressure monitoring period. Blood pressure monitoring control may not be obtained.
[0005]
The present invention has been made in the background as described above. The purpose of the present invention is to determine the living body based on propagation speed information such as the propagation time or propagation speed of the pulse wave propagating in the artery of the living body. In a blood pressure monitoring device that monitors blood pressure values, high blood pressure monitoring accuracy is obtained.
[0006]
[First Means for Solving the Problems]
As a result of various investigations on the basis of the above circumstances, the present inventor has found that the shape of the pulse wave is related to the precursor period from the start of heart contraction to the time when blood in the heart is pumped into the aorta. It has been found that if the pulse wave propagation velocity information is corrected based on the waveform feature value obtained by quantitatively extracting the pulse wave shape by utilizing the change, a suitable blood pressure monitoring accuracy can be obtained. The present invention has been made based on such findings.
[0007]
That is, the gist of the first invention is that an electrocardiographic induction device that detects an electrocardiographic induction waveform of a living body, a pulse wave detection device that detects a pulse wave transmitted through an artery of the living body, and the heart A pulse wave velocity information calculating means for sequentially determining pulse wave velocity information related to the pulse wave velocity from the electric induction waveform and the pulse wave, wherein the blood pressure value of the living body and the pulse wave velocity information are obtained in advance. A blood pressure monitoring device that monitors the blood pressure of a living body based on actual pulse wave propagation velocity information, and (a) a pulse wave rising maximum velocity detected by the pulse wave detecting device, the pulse wave The rise time of the shape of the pulse to the predetermined width, the pulse time from the rising point of the pulse wave to the dichroic notch, the area corresponding to the pulse time of the pulse wave, from the rising point of the shape of the pulse wave to the maximum value Ascending legs time And (b) the pulse wave propagation based on the waveform feature value of the pulse wave determined by the waveform feature value determining means from the relationship stored in advance. Correction means for correcting the speed information.
[0008]
[Effect of the first invention]
In this way, the correction means From pre-stored relationships Since the pulse wave velocity information is corrected based on the waveform characteristic value of the pulse wave determined by the waveform characteristic value determining means, from the time when the heart contracts to the time when blood in the heart is pumped into the aorta Therefore, high blood pressure monitoring accuracy can be obtained.
[0009]
[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 measuring means for measuring a blood pressure value of a living body based on the change of the body, an electrocardiographic inducing device for detecting an electrocardiographic induction waveform of the living body, and a pulse wave detecting device for detecting a pulse wave transmitted through the artery of the living body A pulse wave velocity information calculating means for sequentially calculating pulse wave velocity information from the electrocardiographic induction waveform and the pulse wave, and a change value of the pulse wave velocity information calculated by the pulse wave velocity information calculating means A blood pressure monitoring device comprising monitoring blood pressure value change determining means for starting blood pressure measurement by the blood pressure measuring means based on exceeding a preset judgment reference value, wherein: (a) the pulse wave detecting device Of the pulse wave detected by A waveform characteristic value determining means for determining a shape feature value, determined by (b) based on the waveform feature value of the pulse wave which is determined by the waveform feature value determining means, said monitoring blood pressure change determining means Criteria value for And a determination correction means for correcting.
[0010]
[Effect of the second invention]
According to this configuration, the determination by the monitoring blood pressure value change determination unit based on the waveform feature value of the pulse wave determined by the waveform feature value determination unit by the determination correction unit. Criteria value for As a result, the change in the monitoring blood pressure is not affected by the change in the precursor period from the start of cardiac contraction to the time when blood in the heart is pumped into the aorta, and high blood pressure monitoring accuracy is obtained. It is done.
[0011]
Other forms of the invention
Here, it is preferable that the waveform feature value determining means is a maximum rising speed (dp / dt) of the pulse wave shape. _max , Rise time T rising a predetermined width of the pulse wave shape, for example, 10% to 90% _RT , Beating time T from pulse wave shape rising point to dichroic notch ₁ , Area A corresponding to the pulse shape ₁ , Leg climbing time T from the rise point of pulse wave shape to maximum value _r Determine at least one of
[0012]
Preferably, the correction means corrects the pulse wave velocity information based on an actual waveform feature value from a previously stored relationship. For example, the relationship is the relationship between the correction coefficient α applied to the pulse wave propagation velocity information and the waveform feature value in the expression representing the correspondence relationship, and the pulse wave shape rising maximum velocity (dp / dt) _max As the value increases, the correction coefficient α increases, and the rising time T for rising a predetermined width of the pulse wave shape, for example, 10% to 90%. _RT The correction factor α decreases as the value increases, and the beat time T from the rising edge of the pulse wave shape to the dichroic notch ₁ The correction coefficient α decreases as the value increases, and the area A corresponding to the pulsating time of the pulse wave shape ₁ As the value increases, the correction coefficient α decreases and the ascending time T from the rising point of the pulse wave shape to the maximum value is increased. _r The correction coefficient α becomes smaller as becomes larger.
[0013]
Preferably, the determination correction means corrects a change value of the pulse wave velocity information used in the monitoring blood pressure value change determination means, or a determination reference value of the change value.
[0014]
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.
[0015]
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.
[0016]
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.
[0017]
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.
[0018]
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.
[0019]
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.
[0020]
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.
[0021]
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.
[0022]
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.
[0023]
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 32, 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.
[0024]
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. _t 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.
[0025]
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. Time difference (propagation time) TD _RP Has a precursor delivery period T _PEP It is included. 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 the 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.
[0026]
[Expression 1]
V _M = L / (TD _RP -T _PEP )
[0027]
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.
[0028]
[Expression 2]
BP _SYS = A (V _M ) Α + B
[0029]
[Equation 3]
BP _DIA = C (V _M ) Α + D
[0030]
The monitoring blood pressure value determining unit 78 calculates the actual living body sequentially calculated by the pulse wave velocity calculating unit 74 based on the correspondence relationship (Equation 2 and Equation 3) between the blood pressure value of the organism and the pulse wave velocity of the organism. 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 abnormality determining means 80 is a 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 when the abnormal value is determined, the blood pressure measurement operation using the cuff 10 by the blood pressure measuring means 70 is started.
[0031]
The waveform feature value determining means 82 is a feature value of the waveform of the photoelectric pulse wave sequentially detected by the photoelectric pulse wave detection probe 38, for example, the maximum rising speed (dp / dt) of the pulse wave shape shown in FIG. _max , Rise time T rising a predetermined width of the pulse wave shape, for example, 10% to 90% _RT , Beating time T from pulse wave shape rising point to dichroic notch ₁ , Area A corresponding to the pulse shape ₁ , Leg climbing time T from the rise point of pulse wave shape to maximum value _r Determine at least one of
[0032]
For example, the correcting means 84 is based on the actual waveform feature value based on the actual waveform feature value from at least one relationship obtained and stored experimentally as shown in FIG. _M Correct. The relationship is expressed by the pulse wave velocity V in Equation 2 or Equation 3 representing the correspondence relationship. _M Is the relationship between the correction coefficient α applied to the waveform characteristic value, and the pulse wave shape rising maximum speed (dp / dt) _max As the value increases, the correction coefficient α increases, and the rising time T for rising a predetermined width of the pulse wave shape, for example, 10% to 90%. _RT The correction factor α decreases as the value increases, and the beat time T from the rising edge of the pulse wave shape to the dichroic notch ₁ The correction coefficient α decreases as the value increases, and the area A corresponding to the pulsating time of the pulse wave shape ₁ As the value increases, the correction coefficient α decreases and the ascending time T from the rising point of the pulse wave shape to the maximum value is increased. _r The correction coefficient α becomes smaller as becomes larger. Waveform feature value is precursor period T _PEP These relationships are related to the _PEP And the correction value α multiplied by the pulse wave velocity are shown.
[0033]
6 and 7 are flowcharts for explaining a main part of the control operation in the electronic control device 28 of the blood pressure monitoring device 8, FIG. 6 shows a blood pressure monitoring routine, and FIG. 7 shows a correction routine.
[0034]
In FIG. 6, after an initial process for clearing a counter or register (not shown) is performed in step SA1 (hereinafter, step is omitted), in SA2 corresponding to the pulse wave velocity calculation means 74, in the cuff boosting period, Time difference TD from the R wave of the electrocardiogram induction waveform to the rising point of the photoelectric pulse wave sequentially detected by the probe 38 _RP And precursor release period T _PEP Difference of 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.
[0035]
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.
[0036]
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.
[0037]
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.
[0038]
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.
[0039]
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.
[0040]
Next, in SA10 corresponding to the monitored blood pressure 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 speed blood pressure correspondence. The following is executed again.
[0041]
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.
[0042]
FIG. 7 shows a correction routine executed in parallel with FIG. In SB1, it is determined whether or not the detected photoelectric pulse wave is input to the photoelectric pulse wave detection probe 38. If this determination is denied, this routine is terminated. If the determination is affirmative, in SB2 corresponding to the waveform feature value determining means 82, the waveform feature value, that is, the maximum rising speed of the pulse wave shape (dp / dt) ) _max , Rise time T rising a predetermined width of the pulse wave shape, for example, 10% to 90% _RT , Beating time T from pulse wave shape rising point to dichroic notch ₁ , Area A corresponding to the pulse shape ₁ , Leg climbing time T from the rise point of pulse wave shape to maximum value _r At least one of them is determined by obtaining a moving average value in a section set to a value between 30 seconds and 60 seconds, for example.
[0043]
Next, in SB3 corresponding to the correction means 84, the correction coefficient α is determined based on the actual waveform feature value from the relationship stored in advance as shown in FIG. That is, the correspondence relationship shown in Formula 2 and Formula 3 in which the correction coefficient α is used, or the pulse wave velocity V multiplied by the correction coefficient α. _M Is corrected.
[0044]
As described above, in the blood pressure monitoring device 8 according to the present embodiment, the waveform feature value determining unit 82 (SB2) causes the precursor ejection period T. _PEP The waveform characteristic value of the pulse wave that changes in relation to the pulse wave is determined, and the pulse wave propagation velocity V is determined based on the waveform characteristic value of the pulse wave by the correction means 84 (SB3). _M Therefore, there is no influence of a change in the precursor period from the start of heart contraction to the time when blood in the heart is pumped into the aorta, and high blood pressure monitoring accuracy can be obtained.
[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]
8, 9 and 10 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. 8 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 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 It is determined whether or not the reference value γ exceeds a preset criterion value γ, and the change value ΔV _M Is determined to exceed the determination reference value γ, the blood pressure change of the living body is displayed on the display 32, and the blood pressure measurement operation of the blood pressure measurement means 70 is performed in order to obtain the blood pressure measurement value using the cuff 10. Start. 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]
For example, the determination correction unit 92 determines the above-mentioned determination based on the waveform feature value of the photoelectric pulse wave determined by the waveform feature value determination unit 82 from at least one relationship experimentally obtained and stored in advance as shown in FIG. Correct the reference value γ. FIG. 11 is set in a tendency opposite to that in FIG.
[0049]
FIG. 9 is a flowchart for explaining a main part of the control operation of the electronic control device 28 of the present 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 V _{M AV} [= V _{M in} + ... + V _{M i-1} + V _{M i} / (N + 1)] change amount (= V _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 m + 1} -V _{M m} ) Or rate of change [= (V _{M m + 1} -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 sign and the blood pressure value measured using the cuff 10 are displayed on the display 32.
[0053]
FIG. 10 is a determination correction routine executed in parallel with the routine of FIG. SD1 to SD2 in FIG. 10 are executed in the same manner as SB1 to SB2 in FIG. 7 to obtain waveform feature values. In SD3 corresponding to the determination correction means 92, the determination reference value γ is determined based on the actual waveform feature value from the relationship shown in FIG. 11 stored in advance. The waveform feature value is the precursor emission period T _PEP This changes in relation to the _PEP The determination of the change in the monitored blood pressure value is corrected so as not to be affected by the change.
[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 74 is calculated. _M Change value ΔV _M It is determined whether or not the reference value γ exceeds a preset criterion value γ, and the change value ΔV _M Is determined to have exceeded the determination reference value γ, 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 precursor feature period T is determined by the waveform feature value determining means 82 (SD2). _PEP The waveform characteristic value of the pulse wave that changes in relation to the blood pressure is determined, and the monitoring blood pressure value is determined by the determination correction unit 92 (SD3) based on the waveform characteristic value of the pulse wave determined by the waveform feature value determination unit 82 (SD2) Since the determination by the change determination means 90 (SC7) is corrected, regarding the determination of the monitoring blood pressure change, the influence of the change in the precursor period from the start of cardiac contraction to the time when blood in the heart is pumped into the aorta And high blood pressure monitoring accuracy is obtained.
[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.
[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]
Further, in this case, also in the other embodiments, for example, instead of the pulse wave velocity calculating means 74 in FIG. 8, a time difference TD is calculated by a pulse wave propagation time calculating means (time difference calculating means). _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 ′.
[0060]
In the embodiment of FIG. 2 described above, the correction means 84 corrects the correction coefficient α included in the propagation velocity / blood pressure correspondence relationship shown in Equation 2 and Equation 3 based on the waveform feature value. 2 and propagation velocity V used in Equation 3 _M Even if it corrects itself in advance, it does not matter.
[0061]
In the embodiment of FIG. 8 described above, the determination correction means 92 corrects the determination reference value γ used in the monitoring blood pressure value change determination means 90 based on the waveform feature value. Propagation velocity V used in change determination means 90 _M Even if it corrects itself in advance, it does not matter. The relationship used in this case is the same as in FIG.
[0062]
In the above-described embodiments shown in FIGS. 7 and 10, the waveform feature value is determined every time a photoelectric pulse wave is generated. For example, it is determined every time a predetermined number of photoelectric pulse waves of about several tens are generated. You may be made to do.
[0063]
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 held at 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.
[0064]
In the above-described embodiment, the pulse wave velocity V _M Has been calculated based on the time difference from the R wave of the electrocardiogram-induced waveform to the rising point of the photoelectric pulse wave, but other time points such as using the time difference from the Q wave of the electrocardiogram-induced waveform to the rising point of the photoelectric pulse wave are used. A calculation method is used.
[0065]
In the above-described embodiment, the blood pressure is monitored every beat of the R wave or the photoelectric pulse wave of the electrocardiographic induction waveform. However, the blood pressure may be monitored every two or more beats.
[0066]
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 measurement device 8 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 diagram for explaining the waveform characteristic value of the photoelectric pulse wave obtained by the control operation of the electronic control unit 28 in the embodiment of FIG. 1; FIG.
FIG. 5 is a diagram for explaining a relationship used to determine a correction coefficient α by the control operation of the electronic control unit 28 in the embodiment of FIG. 1;
6 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 showing a blood pressure monitoring routine.
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 showing a correction routine. FIG.
FIG. 8 is a functional block diagram for explaining a main part of the control function of the electronic control unit 28 according to another embodiment of the present invention, corresponding to FIG.
9 is a flowchart for explaining a main part of the control operation of the electronic control unit 28 in the embodiment of FIG. 8, and is a view showing a blood pressure monitoring routine. FIG.
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. 8, and is a view showing a blood pressure change determination correction routine.
11 is a diagram showing a relationship used for determining a judgment reference value γ in the embodiment of FIG.
[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: Waveform feature value determining means
84: Correction means
88: Propagation speed change value calculation means
90: Monitoring blood pressure value change determining means
92: Determination correction means

Claims

An electrocardiographic induction device for detecting an electrocardiographic induction waveform of a living body, a pulse wave detection device for detecting a pulse wave transmitted through an artery of the living body, and the electrocardiographic induction waveform and the pulse wave from the pulse wave are related to the pulse wave propagation speed Pulse wave velocity information calculating means for sequentially calculating the pulse wave velocity information to be obtained, and based on the actual relationship between the blood pressure value of the living body and the pulse wave velocity information obtained in advance, based on the actual pulse wave velocity information A blood pressure monitoring device for monitoring the blood pressure of the living body,
The maximum rising speed of the pulse wave detected by the pulse wave detection device, the rising time of the pulse wave shape to a predetermined width, the pulsating time from the rising point of the pulse wave to the dichroic notch, the pulsating of the pulse wave A waveform feature value determining means for determining any one of the waveform feature values of the area corresponding to the time, the rising time from the rising point of the shape of the pulse wave to the maximum value, and
A blood pressure monitoring apparatus comprising: correction means for correcting the pulse wave propagation velocity information based on the waveform characteristic value of the pulse wave determined by the waveform characteristic value determining means from a previously stored relationship.

A blood pressure measuring means that changes the compression pressure of the cuff attached to the living body at a predetermined cycle and measures the blood pressure value of the living body based on a change in the magnitude of the pulse wave generated in the changing process of the compression pressure; An electrocardiographic induction device for detecting an electrocardiographic induction waveform, a pulse wave detection device for detecting a pulse wave transmitted through a living artery, and pulse wave velocity information from the electrocardiographic induction waveform and the pulse wave sequentially The blood pressure measurement based on the pulse wave velocity information calculating means to be calculated and the change value of the pulse wave velocity information calculated by the pulse wave velocity information calculating means exceeding a preset criterion value A blood pressure monitoring apparatus comprising monitoring blood pressure value change determining means for starting blood pressure measurement by the means,
Waveform feature value determining means for determining a waveform feature value of a pulse wave detected by the pulse wave detection device;
Determination correction means for correcting a determination reference value for determination by the monitoring blood pressure value change determination means based on the waveform characteristic value of the pulse wave determined by the waveform feature value determination means. Blood pressure monitoring device.