JP3911843B2 - 血圧監視装置 - Google Patents
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、生体の血圧値を１拍毎に監視可能な血圧監視装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
生体の血圧値を比較的長期にわたって監視する血圧監視装置には、生体の一部に巻回されるカフを有して、そのカフによる圧迫圧力を変化させることによりその生体の血圧値を測定する血圧測定手段が所定の周期で自動的に起動させられるのが一般的である。この血圧測定手段によりカフを用いて測定される血圧測定値は比較的信頼性が得られるからである。
【０００３】
しかしながら、このような自動血圧監視装置による場合には、血圧監視の遅れを解消しようとして自動起動周期を短くすると、カフの生体に対する圧迫頻度が高くなるので大きな負担を生体に強いる欠点がある。また、カフによる圧迫頻度が極端に高くなると、鬱血が生じて正確な血圧値が得られなくなる場合もある。
【０００４】
そこで、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脈波伝播速度情報が、所定の範囲内で生体の血圧値ＢＰ（mmHg) と略比例関係を有することを利用して、予め測定される生体の血圧値ＢＰと上記脈波伝播速度情報から、たとえばＥＢＰ＝α（ＤＴ）＋β（但しαは負の値）、或いはＥＢＰ＝α（ＶM ）＋β（但しαは正の値）で表されるような関係式における係数α及びβを予め決定し、その関係式から、逐次検出される伝播速度情報に基づいて、推定血圧値ＥＢＰを求めて生体の血圧値を監視し、その推定血圧値ＥＢＰの異常時にはカフによる血圧測定を起動させる血圧監視装置が提案されている。たとえば、本出願人が先に出願した特願平８−２０３８３７号公報がそれである。
【０００５】
【発明が解決すべき課題】
しかしながら、上記のような脈波伝播速度情報から推定血圧値を算出する場合は、脈波伝播速度情報を算出するために、生体上の少なくとも２か所に脈波を検出する脈波検出装置が装着されなければならない。たとえば、第１脈波検出装置として、心臓内の血液を大動脈へ向かって拍出開始する時期に対応する心電誘導波形のうちＱ波或いはＲ波を検出するための複数の電極が生体の所定の部位に貼りつけられ、第２脈波検出装置として、末梢動脈へ伝播した脈波を検出する光電脈波検出プローブが生体の指尖部等に装着される。そのため、上記脈波検出装置の生体への装着は比較的面倒であり、血圧監視中の生体の体動も制限されていた。
【０００６】
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、生体に簡易に装着でき、生体にそれほど負担を強いることなく、正確な血圧監視が可能な血圧監視装置を提供することにある。
【０００７】
本発明者は、以上の事情を背景として種々研究を重ねるうち、生体の末梢部の血液容積の周期的変化を示す容積脈波の立ち上がり角度が、生体の血圧値の変化と密接に関連して変化する事実を見いだした。本発明は、このような知見に基づいて為されたものであり、生体の血圧値の変化を上記容積脈波の立ち上がり角度の変化に基づいて監視し、カフによる血圧測定を可及的に回避するようにしたものである。
【００１１】
【課題を解決するための第１の手段】
すなわち、前記目的を達成するための第１発明の要旨とするところは、生体の血圧を監視する血圧監視装置であって、(a) 前記生体の一部への圧迫圧力を変化させ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、(b) 前記生体の容積脈波を逐次検出する容積脈波検出装置と、(c) その容積脈波検出装置により逐次検出された容積脈波を、その容積脈波の振幅について正規化する振幅正規化手段と、(d) その振幅正規化手段により振幅が正規化された容積脈波の立ち上がり角度を算出する立ち上がり角度算出手段と、(e) その立ち上がり角度算出手段により算出された立ち上がり角度の変化値を算出する立ち上がり角度変化値算出手段と、(f) その立ち上がり角度変化値が予め設定された判断基準範囲を越えたことに基づいて前記血圧測定手段による血圧測定を起動させる血圧測定起動手段とを、含むことにある。
【００１２】
【第１発明の効果】
このようにすれば、立ち上がり角度算出手段により、振幅正規化手段において振幅が正規化された容積脈波の立ち上がり角度が算出され、立ち上がり角度変化値算出手段においてその立ち上がり角度の変化値が算出され、血圧測定起動手段において、その立ち上がり角度の変化値が予め設定された判断基準範囲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が起動される。従って、容積脈波の振幅が正規化されて容積脈波検出装置の装着状態の変動の影響を受けることが抑制され、その容積脈波の立ち上がり角度の変化値に基づいて血圧異常が判定されて血圧測定手段による血圧測定が実行されることから、血圧監視の遅れを少なくするために血圧測定が短い周期で不要に実行されることが解消されるので、カフを用いた血圧値測定頻度が低減され、生体に対する負担が軽減されて、正確な血圧監視ができる。しかも、容積脈波検出装置は生体の表皮上に簡易に装着することができる。因みに、振幅正規化手段により脈波の振幅が正規化されない場合は、生体の体動等により上記容積脈波検出装置の装着状態が変化すると、その容積脈波検出装置により検出される容積脈波の振幅が変動し、立ち上がり角度が血圧変動に関係なく変化していまい、高い精度で血圧監視ができない可能性があったのである。
【００１３】
【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、生体の血圧値を監視する血圧監視装置であって、(a) 前記生体の一部への圧迫圧力を変化させ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、(b) 前記生体の容積脈波を逐次検出する容積脈波検出装置と、(c) その容積脈波検出装置により逐次検出された容積脈波を、その容積脈波の振幅および周期について正規化する脈波正規化手段と、(d) その脈波正規手段により振幅および周期が正規化された容積脈波の立ち上がり角度を算出する立ち上がり角度算出手段と、(e) その立ち上がり角度算出手段により算出された立ち上がり角度の変化値を算出する立ち上がり角度変化値算出手段と、(f) その立ち上がり角度変化値が予め設定された判断基準範囲を越えたことに基づいて前記血圧測定手段による血圧測定を起動させる血圧測定起動手段とを、含むことにある。
【００１４】
【第２発明の効果】
このようにすれば、立ち上がり角度算出手段により、脈波正規化手段により振幅および周期が正規化された容積脈波の立ち上がり角度が算出され、立ち上がり角度変化値算出手段においてその立ち上がり角度の変化値が算出され、血圧測定起動手段において、その立ち上がり角度の変化値が予め設定された判断基準範囲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が起動される。従って、容積脈波の振幅および周期が正規化されて容積脈波検出装置の装着状態の変動および脈拍周期の変動の影響を受けることが抑制され、その容積脈波の立ち上がり角度の変化値に基づいて血圧異常が判定されて血圧測定手段により血圧測定が実行されることから、血圧監視の遅れを少なくするために血圧測定が短い周期で不要に実行されることが解消されるので、カフを用いた血圧値測定頻度が低減され、生体に対する負担が軽減されて、正確な血圧監視ができる。しかも、容積脈波検出装置は生体の表皮上に簡易に装着することができる。
【００１５】
【発明の他の態様】
ここで、好適には、前記立ち上がり角度算出手段は、立ち上がり点より所定値だけ振幅が大きくなる点と振幅の最大値を示す点とを結ぶ直線の傾きを立ち上がり角度として求めるものである。このようにすれば、脈波の立ち上がり点が精度よく判定できない場合でも、精度よく立ち上がり角度を決定することができる。
【００１６】
また、好適には、前記立ち上がり角度算出手段は、容積脈波の振幅の増加率の最大値、すなわち、容積脈波の脈波形の接線の傾きが最大となるときの傾きを立ち上がり角度とするものである。このようにすれば、脈波の立ち上がり点および脈波の最大値を示す点が正確に判定できない場合でも、正確に立ち上がり角度を決定することができる。
【００１７】
また、好適には、前記血圧監視装置は、前記容積脈波検出装置により検出される容積脈波から脈拍周期を算出する脈拍周期算出手段を含み、前記血圧測定起動手段は、前記立ち上がり角度変化値が予め設定された判断基準範囲を越え、且つ前記脈拍周期算出手段により算出される脈拍周期が予め設定された判断基準範囲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ものである。このようにすれば、前記立ち上がり角度変化値が予め設定された判断基準範囲を越え、且つ前記脈拍周期が予め設定された判断基準範囲を越えた場合に血圧測定手段による血圧測定が実行されることから、血圧測定手段による血圧測定の起動の判断が一層正確に行なわれる利点がある。
【００１８】
また、好適には、前記容積脈波検出装置は、ヘモグロビンによって反射可能な波長帯の赤色光或いは赤外光を生体の表皮に向かって照射する光源と、表皮内からの散乱光を検出する光検出素子とを備え、毛細血管内の血液容積に対応する光電脈波を出力する光電脈波センサから構成される。
【００１９】
【発明の好適な実施の態様】
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、血圧監視装置８の構成を説明する図である。
【００２０】
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。
【００２１】
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ＰC 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。
【００２２】
上記脈波弁別回路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２９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すなわちカフ脈波であり、上記カフ１０、圧力センサ１４、および脈波弁別回路２４は、カフ脈波センサとして機能している。
【００２３】
上記電子制御装置２８は、ＣＰＵ３０，ＲＯＭ３２，ＲＡＭ３４，および図示しないＩ／Ｏポート等を備えた所謂マイクロコンピュータにて構成されており、ＣＰＵ３０は、ＲＯＭ３２に予め記憶されたプログラムに従ってＲＡＭ３４の記憶機能を利用しつつ信号処理を実行することにより、Ｉ／Ｏポートから駆動信号を出力して切換弁１６および空気ポンプ１８を制御するとともに、表示器３６の表示内容を制御する。
【００２４】
容積脈波検出装置として機能する光電脈波センサ４０は、たとえば脈拍検出などに用いるものと同様に構成されており、生体の末梢部位に図示しないクリップ、装着バンド等により装着され、生体の一部を収容可能なハウジング４２内に、ヘモグロビンによって反射可能な波長帯の赤色光或いは赤外光を生体の表皮に向かって照射する光源である発光素子４４と、表皮内からの散乱光を検出する光検出素子４６とを備え、毛細血管内の血液容積に対応する光電脈波信号ＳＭ2 を出力し、Ａ／Ｄ変換器４８を介して電子制御装置２８へ供給する。この光電脈波信号ＳＭ2 は、一拍毎に脈動する信号であって、表皮内の毛細血管内のヘモグロビンの量すなわち血液容積に対応している。
【００２５】
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。図において、カフ圧制御手段６２は、予め設定された所定の周期で起動させられる血圧測定手段６０の測定期間において、カフ１０の圧迫圧力をよく知られた測定手順に従って変化させる。たとえば、カフ圧制御手段６２は、生体の最高血圧より高い１８０mmHg程度に設定された昇圧目標値までカフ１０を昇圧させた後に、血圧測定アルゴリズムが実行される測定区間では３mmHg/sec程度の速度で緩やかに降圧させ、血圧測定が終了するとカフ１０の圧力を解放させる。血圧測定手段６０は、カフ１０の圧迫圧力の緩やかな変化過程においてカフ１０の圧力振動として得られた脈波の大きさの変化に基づいてよく知られたオシロメトリック法により患者の最高血圧値ＢＰSYS 、平均血圧値ＢＰMEAN、および最低血圧値ＢＰDIA をそれぞれ測定し、表示器３６に表示させる。
【００２６】
容積脈波検出装置に対応する光電脈波センサ４０は、そのハウジング４２内に収容された生体の指の表皮から発生する光電脈波を検出し、その光電脈波を示す光電脈波信号ＳＭ2 を出力する。振幅正規化手段６４は、光電脈波センサ４０により検出された光電脈波の振幅を、その光電脈波の振幅の最大値ｈに基づいて正規化する。たとえば、一拍ごとに、その光電脈波の立ち上がり点から次の脈波の立ち上がり点まで、すなわち一脈波の全範囲が、逐次算出される光電脈波の振幅の最大値ｈに基づいて正規化される。
【００２７】
立ち上がり角度算出手段６６は、上記振幅正規化手段６４により振幅が正規化された光電脈波の立ち上がり角度を算出する。すなわち、信号ＳＭ2 により表される光電脈波は、図３に示すように、数ミリ秒或いは十数ミリ秒毎のサンプリング周期毎に入力される光電脈波信号ＳＭ2 の大きさを示す点の連なりにより構成されており、たとえば、上記振幅正規化手段６４により振幅の最大値ｈに基づいてその光電脈波が正規化されて脈波形Ｃ1 とされ、その脈波Ｃ1 の立ち上がり点ａと振幅の最大値ｈを示す点ｂとを結ぶ直線Ｌ1 の傾き、すなわち、直線Ｌ1 と時間軸ｔに平行な直線Ｌ2 との間の角が立ち上がり角度αとして求められる。この立ち上がり角度αは、生体の血圧値の変動に対応して変動し、血圧が高くなると立ち上がり角度αは大きくなり、血圧が低くなると立ち上がり角度αは小さくなる。
【００２８】
ここで、上記振幅正規化手段６４により光電脈波が正規化される理由を説明する。生体の血圧が変動していなくても、生体の体動等により光電脈波センサ４０の装着状態が変化すると、光検出素子４６により検出される光量すなわち光電脈波信号ＳＭ2 の振幅強度が変動する。図４はこの状態を説明する図であり、実線で示す脈波曲線Ｃ1 は光電脈波センサ４０の装着状態が変化する前に検出された光電脈波であり、破線で示す脈波曲線Ｃ1 ’は、光電脈波センサ４０の装着状態が変化したことにより、光電脈波信号ＳＭ2 の振幅強度が減少した場合の一例を示している。この２つの光電脈波について、振幅正規化手段６４が実行されないで立ち上がり角度が算出されると、脈波曲線Ｃ1 の場合の立ち上がり角度αと、脈波曲線Ｃ1 ’の場合の立ち上がり角度α’は異なってしまう。すなわち、光電脈波センサ４０の装着状態の変動により立ち上がり角度が変動してしまうこととなる。この装着状態の変化による立ち上がり角度の変動を抑制するために上記振幅正規化手段６４が実行されるのである。
【００２９】
立ち上がり角度変化値算出手段６８は、立ち上がり角度算出手段６６により算出された立ち上がり角度αの変化値Δαを算出する。この変化値Δαは、たとえば立ち上がり角度αの移動平均値αAV或いは前回血圧測定手段６０により血圧測定が実行されたときの立ち上がり角度αに対する変化率或いは変化量である。
【００３０】
脈拍周期算出手段７０は、容積脈波検出装置により検出される容積脈波の周期的に繰り返される所定部位間の時間間隔から脈拍周期を算出する。たとえば、光電脈波センサ４０により光電脈波の立ち上がり点が検出されてから次の立ち上がり点が検出されるまでの時間を脈拍周期ＭＲとして算出する。上記脈拍周期ＭＲは心拍周期とほぼ一致するものであり、その心拍周期または脈拍周期ＭＲは、血圧の変動に対応して変動する。たとえば、血圧が大きく低下すると、生体の各部へ供給される血液が不足しないようにするため心拍周期は短くなる。
【００３１】
血圧測定起動手段７２は、立ち上がり角度変化値算出手段６８により算出された立ち上がり角度変化値Δαが予め設定された判断基準範囲を越えたこと、且つ脈拍周期ＭＲが予め設定された判断基準範囲を越えたことに基づいて前記血圧測定手段６０による血圧測定を起動させる。すなわち、血圧測定起動手段７２は、立ち上がり角度変化値算出手段６８により算出された立ち上がり角度変化値Δαが予め設定された判断基準値たとえば血圧測定手段７０による前回のカフによる血圧測定時を基準としてそれから所定値或いは所定割合以上変化したことを以て異常判定する立ち上がり角度変化値異常判定手段７３、脈拍周期算出手段７０により算出された脈拍周期ＭＲが予め設定された判断基準値たとえば血圧測定手段７０による前回のカフによる血圧測定時を基準としてそれから所定値或いは所定割合以上変化したことを以て異常判定する脈拍周期異常判定手段７４を備え、上記立ち上がり角度変化値異常判定手段７３により立ち上がり角度変化値Δαの異常が判定され、且つ脈拍周期異常判定手段７４により脈拍周期ＭＲの異常が判定された場合に、前記血圧測定手段６０による血圧測定を起動させる。
【００３２】
図５は、上記電子制御装置２８の制御作動の要部を説明するフローチャートである。図のステップ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、ＳＡ２では、光電脈波センサ４０により光電脈波が検出されたか否かが判断される。このＳＡ２の判断が否定された場合は、ＳＡ３において、ＳＡ１０によるカフ１０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ＴB が経過したか否かが判断される。この血圧測定周期ＴB 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ＳＡ３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、ＳＡ１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６０に対応するＳＡ１０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ＢＰSYS および最低血圧値ＢＰDIA 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。
【００３３】
上記ＳＡ２の判断が肯定された場合は、脈拍周期算出手段７０に対応するＳＡ４において、前回光電脈波の立ち上がり点が検出されてから今回ＳＡ２で光電脈波の立ち上がり点が検出されるまでの時間が脈拍周期ＭＲとして算出され、続く振幅正規化手段６４に対応するＳＡ５では、光電脈波の振幅の最大値ｈに基づいて、その脈波の立ち上がり点から次の脈波の立ち上がり点までの振幅が正規化される。
【００３４】
次いで、立ち上がり角度算出手段６６に対応するＳＡ６では、ＳＡ５において正規化された光電脈波の振幅の最大値を示す点ｂと光電脈波の立ち上がり点ａから直線Ｌ1 が求められ、その直線Ｌ1 と時間軸に平行な直線Ｌ2 との間の角が、立ち上がり角度αとして算出される。
【００３５】
続く立ち上がり角度変化値算出手段６８に対応するＳＡ７では、上記立ち上がり角度の変化値Δαが算出される。この変化値Δαとしては、移動平均値αAV〔＝αi-n ＋・・・＋αi-1 ＋αi ／（ｎ＋１）〕に対する変化量（＝αi −αAV）、或いは変化率〔＝（αi −αAV）／αAV〕、または、前回カフによる血圧測定が実行されたときの正規化脈波面積αm に対する変化量（＝α−αm ）、或いは変化率〔＝（α−αm ）／αm 〕などが用いられる。
【００３６】
次に、血圧測定起動手段７２に対応するＳＡ８乃至ＳＡ９が実行される。すなわち、前記立ち上がり角度変化値異常判定手段７３に対応するＳＡ８では、上記立ち上がり角度の変化値Δαが予め設定された判断基準範囲（−β〜＋β）を越えたか否かが判断される。この判断基準範囲値（−β〜＋β）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。
【００３７】
上記ＳＡ８の判断が否定された場合は、ＳＡ３以下が実行される。しかし、上記ＳＡ８の判断が肯定された場合は、続く脈拍周期異常判定手段７４に対応するＳＡ９において、ＳＡ４で算出された脈拍周期ＭＲが予め設定された判断基準範囲（−γ〜＋γ）を越えたか否かが判断される。この判断基準範囲（−γ〜＋γ）も、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。
【００３８】
上記ＳＡ９の判断が否定された場合は、ＳＡ３以下が実行されるが、上記ＳＡ９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、ＳＡ１０のカフ１０を用いた血圧測定が直ちに開始され、血圧の異常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。
【００３９】
上述のように、本実施例によれば、立ち上がり角度算出手段６６（ＳＡ６）により、振幅正規化手段６４（ＳＡ５）において振幅が正規化された光電脈波Ｃ1 の立ち上がり角度αが算出され、立ち上がり角度変化値算出手段６８（ＳＡ７）においてその立ち上がり角度の変化値Δαが算出され、血圧測定起動手段７２（ＳＡ８乃至ＳＡ９）において、その立ち上がり角度の変化値Δαが予め設定された判断基準範囲（−β〜＋β）を越えたことに基づいて血圧測定手段６０（ＳＡ１０）による血圧測定が起動される。従って、光電脈波の振幅が正規化されて光電脈波センサ４０の装着状態の変動の影響を受けることが抑制され、その光電脈波Ｃ1 の立ち上がり角度の変化値Δαに基づいて血圧異常が判定されて血圧測定手段６０（ＳＡ１０）による血圧測定が実行されることから、血圧監視の遅れを少なくするために血圧測定が短い周期で不要に実行されることが解消されるので、カフ１０を用いた血圧値測定頻度が低減され、生体に対する負担が軽減されて、正確な血圧監視ができる。しかも、光電脈波センサ４０は生体の表皮上に簡易に装着することができる。
【００４０】
また、本実施例によれば、立ち上がり角度変化値異常判定手段７３（ＳＡ８）において立ち上がり角度変化値Δαが予め設定された判断基準範囲（−β〜＋β）を越え、且つ脈拍周期異常判定手段７４（ＳＡ９）において脈拍周期ＭＲが予め設定された判断基準範囲（−γ〜＋γ）を越えた場合に血圧測定手段６０（ＳＡ１０）による血圧測定が実行されることから、血圧測定手段６０（ＳＡ１０）による血圧測定の起動の判断が一層正確に行なわれる利点がある。
【００４１】
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。
【００４２】
図６は、本発明の他の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の実施例と共通し、電子制御装置２８において、正規化された容積脈波の立ち上がり角度の変動に基づいて血圧の変動を監視する点も共通するが、容積脈波が振幅だけでなく、その脈波の周期についても正規化される点が異なっている。以下、その相違点を中心に説明する。
【００４３】
脈波正規化手段７５は、光電脈波センサ４０により逐次検出された光電脈波を、その光電脈波の振幅および周期について正規化する。立ち上がり角度算出手段７６は、上記脈波正規化手段７５により振幅および周期が正規化された光電脈波の立ち上がり角度αを、前記立ち上がり角度算出手段６６と同様にして算出する。脈波正規化手段７５により周期が正規されないで立ち上がり角度αが算出される場合、すなわち、前述の実施例の立ち上がり角度算出手段６６により算出される立ち上がり角度αは、光電脈波の周期の変動（脈拍周期の変動）によっても変動してしまうのであるが、上記立ち上がり角度算出手段７６のように、脈波正規化手段７５により周期が正規化されて立ち上がり角度αが算出される場合は、脈拍周期ＭＲの変動の影響が抑制された立ち上がり角度αが算出できるのである。
【００４４】
図７は、脈波正規化手段７５により一脈波がその振幅および周期について正規化されて光電脈波センサ４０の装着状態の変動および脈拍周期ＭＲの変動の影響が抑制された光電脈波が複数示されている。図において曲線Ｃ2 の立ち上がり角度α2 が最も大きく、次いで曲線Ｃ3 の立ち上がり角度α3 、曲線Ｃ4 の立ち上がり角度α4 の順に立ち上がり角度が小さくなっており、これらの立ち上がり角度α2 、α3 、α4 は光電脈波センサ４０の装着状態の変動および脈拍周期ＭＲの変動の影響が抑制されているので、角度α2 の状態が最も血圧が高く、角度α4 の状態が最も血圧が低いと判断できる。
【００４５】
立ち上がり角度変化値算出手段７７は、前記立ち上がり角度変化値算出手段６８と同様にして、立ち上がり角度算出手段７６により算出された立ち上がり角度αの変化値Δαを算出し、血圧測定起動手段７８は、前記血圧測定起動手段７２と同様にして、立ち上がり角度変化値算出手段７７により算出された立ち上がり角度変化値Δαが予め設定された判断基準範囲を越えたこと、且つ脈拍周期ＭＲが予め設定された判断基準範囲を越えたことに基づいて前記血圧測定手段６０による血圧測定を起動させる。
【００４６】
図８は、第３発明に対応する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る。まず、ＳＢ１乃至ＳＢ４において、図５のＳＡ１乃至ＳＡ４と同様の処理が実行され、続くＳＢ５において、ＳＢ２において検出された光電脈波が、その振幅の最大値ｈおよび周期ＭＲに基づいて正規化される。
【００４７】
続くＳＢ６乃至ＳＢ１０では、図５のＳＡ６乃至ＳＡ１０と同様の処理が行なわれる。すなわち、ＳＢ６では、ＳＢ５において正規化された光電脈波の立ち上がり角度αが図５のＳＡ６と同様にして求められ、ＳＢ７では、ＳＢ６で算出された立ち上がり角度αの変化値Δαが算出される。そして、ＳＢ８において、その立ち上がり角度の変化値Δαが予め定められた判断基準範囲（−β〜＋β）を越えたと判断され、さらにＳＢ９において、ＳＢ４で算出された脈拍周期ＭＲが予め設定された判断基準範囲（−γ〜＋γ）を越えたと判断された場合には、ＳＢ１０においてカフ１０による血圧測定が起動される。
【００４８】
上述のように、本実施例によれば、立ち上がり角度算出手段７６（ＳＢ６）により、脈波正規化手段７５（ＳＢ５）により振幅および周期が正規化された光電脈波の立ち上がり角度αが算出され、立ち上がり角度変化値算出手段７７（ＳＢ７）においてその立ち上がり角度αの変化値Δαが算出され、血圧測定起動手段７８（ＳＢ８乃至ＳＢ９）において、その立ち上がり角度の変化値Δαが予め設定された判断基準範囲（−β〜＋β）を越えたことに基づいて血圧測定手段６０（ＳＢ１０）による血圧測定が起動される。従って、光電脈波の振幅および周期が正規化されて光電脈波センサ４０の装着状態の変動および脈拍周期ＭＲの変動の影響を受けることが抑制され、その光電脈波の立ち上がり角度の変化値Δαに基づいて血圧異常が判定されて血圧測定手段６０（ＳＢ１０）により血圧測定が実行されることから、血圧監視の遅れを少なくするために血圧測定が短い周期で不要に実行されることが解消されるので、カフ１０を用いた血圧値測定頻度が低減され、生体に対する負担が軽減されて、正確な血圧監視ができる。しかも、光電脈波センサ４０は生体の表皮上に簡易に装着することができる。
【００４９】
また、本実施例によれば、立ち上がり角度変化値異常判定手段８０（ＳＢ８）において立ち上がり角度変化値Δαが予め設定された判断基準範囲（−β〜＋β）を越え、且つ脈拍周期異常判定手段７４（ＳＢ９）において脈拍周期ＭＲが予め設定された判断基準範囲（−γ〜＋γ）を越えた場合に血圧測定手段６０（ＳＢ１０）による血圧測定が実行されることから、血圧測定手段６０（ＳＢ１０）による血圧測定の起動の判断が一層正確に行なわれる利点がある。
【００５０】
図９は、容積脈波検出装置として、所謂血中酸素飽和度測定のためのパルスオキシメータ８８の光電脈波検出プローブ９０が用いられた血圧監視装置の一例を示している。パルスオキシメータ８８は、血中酸素飽和度を測定するために光電脈波検出用プローブ９０（以下、単にプローブという）を備えている。このプローブ９０は、例えば、患者の額などの体表面３８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９０は、一方向において開口する容器状のハウジング９２と、そのハウジング９２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９４ａおよび第２発光素子９４ｂ（以下、特に区別しない場合は単に発光素子９４という）と、ハウジング９２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９６と、ハウジング９２内に一体的に設けられて発光素子９４および受光素子９６を覆う透明な樹脂９８と、ハウジング９２内において発光素子９４と受光素子９６との間に設けられ、発光素子９４から前記体表面３８に向かって照射された光のその体表面３８から受光素子９６に向かう反射光を遮光する環状の遮蔽部材１００とを備えて構成されている。
【００５１】
上記第１発光素子９４ａは、例えば６６０ｎｍ程度の波長の赤色光を発光し、第２発光素子９４ｂは例えば８００ｎｍ程度の波長の赤外光をそれぞれ発光するものである。これら第１発光素子９４ａおよび第２発光素子９４ｂは、駆動回路１０１からの駆動電流にしたがって所定周波数で交互に発光させられると共に、それら発光素子９４から前記体表面３８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９６によりそれぞれ受光される。
【００５２】
受光素子９６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１０２を介して出力する。受光素子９６とローパスフィルタ１０２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１０２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１０４に出力する。デマルチプレクサ１０４は、電子制御装置２８からの信号に従って第１発光素子９４ａおよび第２発光素子９４ｂの発光に同期して切り換えられることにより、赤色光による電気信号ＳＭR をサンプルホールド回路１０６およびＡ／Ｄ変換器１０９を介して、赤外光による電気信号ＳＭIRをサンプルホールド回路１０８およびＡ／Ｄ変換器１１０を介して、それぞれ酸素飽和度測定用電子制御装置１１２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１０６，１０８は、入力された電気信号ＳＭR ，ＳＭIRをＡ／Ｄ変換器１０９，１１０へ逐次出力する際に、前回出力した電気信号ＳＭR ，ＳＭIRについてのＡ／Ｄ変換器１０９，１１０における変換作動が終了するまで次に出力する電気信号ＳＭR ，ＳＭIRをそれぞれ保持するためのものである。なお、上記電子制御装置１１２には、血液中酸素飽和度を表示するために図示しない表示器が接続されている。
【００５３】
電子制御装置１１２は、ＣＰＵ１１４、ＲＡＭ１１６、ＲＯＭ１１８などを備え且つ前記電子制御装置２８と相互に通信可能なマイクロコンピュータであり、ＣＰＵ１１４は、ＲＡＭ１１６の記憶機能を利用しつつＲＯＭ１１８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、上記電気信号ＳＭR ，ＳＭIRに従って酸素飽和度を算出して表示させる一方、光電脈波を表す上記電気信号ＳＭR またはＳＭIRを容積脈波として前記電子制御装置２８へ逐次出力する。
【００５４】
なお、上記酸素飽和度の算出方法は、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と同様であり、｛（ＶdR−ＶSR）／（ＶdR＋ＶSR）｝／｛（ＶdIR −ＶSIR ）／（ＶdIR ＋ＶSIR ）｝にて示される比と、酸素飽和度との間の予め求められた関係から実際の比に基づいて酸素飽和度が決定される。なお、上式において、ＶdR，ＶSRはそれぞれ赤色光による光電脈波形の上ピーク値，下ピーク値であり、ＶdIR ，ＶSIR はそれぞれ赤外光による光電脈波形の上ピーク値，下ピーク値である。また、ＶdR−ＶSRおよびＶdIR −ＶSIR は各光電脈波形の交流成分の振幅をそれぞれ表しており、ＶdR＋ＶSRおよびＶdIR ＋ＶSIR は各光電脈波形の直流成分を２倍したものをそれぞれ表している。
【００５５】
以上、本発明の一実施例を図面に基づいて説明したが、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、前述の実施例において、振幅正規化手段６４または脈波正規化手段７５は必ずしも設けられていなくても、ある程度の監視精度の低下を我慢すれば、血圧監視に関して本発明の一応の効果が得られる。また、振幅正規化手段６４または脈波正規化手段７５による正規化が行われない場合において、立ち上がり角度変化値異常判定手段７３または８０により立ち上がり角度の変化値Δαの異常が判定されたことに基づいて測定された、カフによる血圧測定値が正常である場合は、立ち上がり角度の変化値Δαの異常は、光電脈波センサ４０の装着状態の変動、または光電脈波センサ４０自体の故障によるものであると判定できる利点がある。
【００５７】
また、前述の実施例では、振幅正規化手段６４または脈波正規化手段７５では、脈波の立ち上がり点から次の脈波の立ち上がり点まで、すなわち、一脈波の全部が正規化されていたが、一脈波の全部が正規化されなくてもよい。たとえば、前述の実施例では、正規化された後の脈波の立ち上がり点ａと振幅の最大値を示す点ｂとを結ぶ直線Ｌ1 の傾きから立ち上がり角度αが求められるので、脈波の立ち上がり点ａおよび振幅の最大値を示す点ｂの２点のみが正規化されてもよい。このようにすれば、振幅正規化手段６４または脈波正規化手段７５による光電脈波の正規化処理が迅速に行なわれる利点がある。
【００５８】
また、前述の実施例では、立ち上がり角度算出手段６６または７６において、脈波の立ち上がり点ａと振幅の最大値を示す点ｂとを結ぶ直線Ｌ1 の傾きが立ち上がり角度αとして算出されていたが、立ち上がり点から予め定められた所定値だけ大きい振幅を示す点と振幅の最大値を示す点とを結ぶ直線の傾きが立ち上がり角度として算出されてもよい。光電脈波の立ち上がり点が緩やかであると、脈波の立ち上がり点が精度よく判定されず、たとえば、図１０の点ａ或いは点ｆが立ち上がり点として決定されてしまう場合がある。この場合、上記点ａと上記振幅の最大値を示す点ｂとを結ぶ直線Ｌ1 が示す傾きと、上記点ｆと点ｂとを結ぶ直線Ｌ4 の傾きは比較的大きく異なっている。しかし、点ａも点ｆも信号強度（振幅）はほぼ同じであるので、立ち上がり点が点ａとされた場合であっても、点ｆとされた場合であっても、立ち上がり点から所定値ｄだけ大きい振幅を示す点は点ｅ付近となるので、その点ｅと上記点ｂとを結ぶ直線Ｌ3 の傾きを立ち上がり角度αとすることにより、精度よく立ち上がり角度αを決定することができる
。
【００５９】
また、立ち上がり角度算出手段６６または７６は、図１１に示すように、光電脈波の立ち上がり点ａから振幅の最大値を示す点ｂまでの間において、その脈波の増加率の最大値すなわち、その脈波の接線の傾きが最大となるときの傾きを立ち上がり角度αとして算出してもよい。このようにすれば、通常、脈波の立ち上がり点ａ付近および振幅の最大値を示す点ｂ付近の増加率は小さく、増加率の最大値を示さないので、脈波の立ち上がり点および脈波の最大値を示す点が正確に判定できない場合でも、正確に立ち上がり角度を決定することができる。
【００６０】
また、前述の実施例の血圧測定起動手段７２または７８では、立ち上がり角度変化値異常判定手段７３、８０において立ち上がり角度変化値Δαの異常が判定されることに加えて、脈拍周期異常判定手段７４において脈拍周期ＭＲの異常が判定された場合に血圧測定手段６０による血圧測定が起動されていたが、脈拍周期異常判定手段７４はなくてもよい。すなわち、立ち上がり角度の変化値Δαの異常が判定されたことのみによって、血圧測定手段６０による血圧測定が起動されてもよい。
【００６１】
また、前述の実施例では、脈拍周期算出手段７０において、脈拍周期が算出されていたが、脈拍周期ＭＲ(sec) と脈拍数とは１対１の対応関係があるので、単位時間当たりの脈拍数（１／分）が用いられてもよい。
【００６２】
また、前述の実施例では、一拍毎に逐次求められる立ち上がり角度αに基づいて生体の血圧が監視されていたが、必ずしも一拍毎でなくてもよく、たとえば数拍おき或いは数秒乃至数十秒おきに立ち上がり角度αに基づいて生体の血圧が監視されてもよいのである。
【００６３】
また、前述の血圧測定手段６０では、カフ圧ＰC が徐々に降下させられる過程のカフ脈波の変化に基づいて生体の血圧値が決定されていたが、徐々に昇圧させる過程のカフ脈波の変化に基づいて生体の血圧値を決定するものであってもよい。
【００６４】
また、前述の実施例の血圧測定手段６０は、所謂オシロメトリック法に従い、カフ１０の圧迫圧力に伴って変化する圧脈波の大きさの変化状態に基づいて血圧値を決定するように構成されていたが、所謂コロトコフ音法に従い、カフ１０の圧迫圧力に伴って発生および消滅するコロトコフ音に基づいて血圧値を決定するように構成されてもよい。
【００６５】
その他、本発明はその主旨を逸脱しない範囲において種々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構成を示すブロック図である。
【図２】図１の実施例の電子制御装置の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図である。
【図３】図１の実施例の光電脈波センサにより検出され、その振幅が正規化された光電脈波を説明する図である。
【図４】光電脈波センサの装着状態の変動による立ち上がり角度の変動を説明する図である。
【図５】図１の実施例の電子制御装置の制御作動の要部を説明するフローチャートである。
【図６】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である。
【図７】振幅および周期が正規化されることにより、光電脈波センサの装着状態の変動および脈波周期の変動の影響が抑制された複数の光電脈波を説明する図である。
【図８】図６の実施例の制御装置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９】本発明の他の実施例であって、容積脈波検出装置としてオキシメータの光電脈波検出プローブを備えた血圧監視装置の要部を示す図である。
【図１０】立ち上がり角度算出手段における立ち上がり角度αの算出方法であって、図３とは別の方法を説明する図である。
【図１１】立ち上がり角度算出手段における立ち上がり角度αの算出方法であって、図３および図１０とは別の方法を説明する図である。
【符号の説明】
８：血圧監視装置
１０：カフ
４０：光電脈波センサ（容積脈波検出装置）
６０：血圧測定手段
６４：振幅正規化手段
６６、７６：立ち上がり角度算出手段
６８、７７：立ち上がり角度変化値算出手段
７０：脈波正規化手段
７２、７８：血圧測定起動手段
７３、８０：立ち上がり角度変化値異常判定手段
９０：光電脈波検出プローブ（容積脈波検出装置）
【発明の属する技術分野】
本発明は、生体の血圧値を１拍毎に監視可能な血圧監視装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
生体の血圧値を比較的長期にわたって監視する血圧監視装置には、生体の一部に巻回されるカフを有して、そのカフによる圧迫圧力を変化させることによりその生体の血圧値を測定する血圧測定手段が所定の周期で自動的に起動させられるのが一般的である。この血圧測定手段によりカフを用いて測定される血圧測定値は比較的信頼性が得られるからである。
【０００３】
しかしながら、このような自動血圧監視装置による場合には、血圧監視の遅れを解消しようとして自動起動周期を短くすると、カフの生体に対する圧迫頻度が高くなるので大きな負担を生体に強いる欠点がある。また、カフによる圧迫頻度が極端に高くなると、鬱血が生じて正確な血圧値が得られなくなる場合もある。
【０００４】
そこで、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脈波伝播速度情報が、所定の範囲内で生体の血圧値ＢＰ（mmHg) と略比例関係を有することを利用して、予め測定される生体の血圧値ＢＰと上記脈波伝播速度情報から、たとえばＥＢＰ＝α（ＤＴ）＋β（但しαは負の値）、或いはＥＢＰ＝α（ＶM ）＋β（但しαは正の値）で表されるような関係式における係数α及びβを予め決定し、その関係式から、逐次検出される伝播速度情報に基づいて、推定血圧値ＥＢＰを求めて生体の血圧値を監視し、その推定血圧値ＥＢＰの異常時にはカフによる血圧測定を起動させる血圧監視装置が提案されている。たとえば、本出願人が先に出願した特願平８−２０３８３７号公報がそれである。
【０００５】
【発明が解決すべき課題】
しかしながら、上記のような脈波伝播速度情報から推定血圧値を算出する場合は、脈波伝播速度情報を算出するために、生体上の少なくとも２か所に脈波を検出する脈波検出装置が装着されなければならない。たとえば、第１脈波検出装置として、心臓内の血液を大動脈へ向かって拍出開始する時期に対応する心電誘導波形のうちＱ波或いはＲ波を検出するための複数の電極が生体の所定の部位に貼りつけられ、第２脈波検出装置として、末梢動脈へ伝播した脈波を検出する光電脈波検出プローブが生体の指尖部等に装着される。そのため、上記脈波検出装置の生体への装着は比較的面倒であり、血圧監視中の生体の体動も制限されていた。
【０００６】
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、生体に簡易に装着でき、生体にそれほど負担を強いることなく、正確な血圧監視が可能な血圧監視装置を提供することにある。
【０００７】
本発明者は、以上の事情を背景として種々研究を重ねるうち、生体の末梢部の血液容積の周期的変化を示す容積脈波の立ち上がり角度が、生体の血圧値の変化と密接に関連して変化する事実を見いだした。本発明は、このような知見に基づいて為されたものであり、生体の血圧値の変化を上記容積脈波の立ち上がり角度の変化に基づいて監視し、カフによる血圧測定を可及的に回避するようにしたものである。
【００１１】
【課題を解決するための第１の手段】
すなわち、前記目的を達成するための第１発明の要旨とするところは、生体の血圧を監視する血圧監視装置であって、(a) 前記生体の一部への圧迫圧力を変化させ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、(b) 前記生体の容積脈波を逐次検出する容積脈波検出装置と、(c) その容積脈波検出装置により逐次検出された容積脈波を、その容積脈波の振幅について正規化する振幅正規化手段と、(d) その振幅正規化手段により振幅が正規化された容積脈波の立ち上がり角度を算出する立ち上がり角度算出手段と、(e) その立ち上がり角度算出手段により算出された立ち上がり角度の変化値を算出する立ち上がり角度変化値算出手段と、(f) その立ち上がり角度変化値が予め設定された判断基準範囲を越えたことに基づいて前記血圧測定手段による血圧測定を起動させる血圧測定起動手段とを、含むことにある。
【００１２】
【第１発明の効果】
このようにすれば、立ち上がり角度算出手段により、振幅正規化手段において振幅が正規化された容積脈波の立ち上がり角度が算出され、立ち上がり角度変化値算出手段においてその立ち上がり角度の変化値が算出され、血圧測定起動手段において、その立ち上がり角度の変化値が予め設定された判断基準範囲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が起動される。従って、容積脈波の振幅が正規化されて容積脈波検出装置の装着状態の変動の影響を受けることが抑制され、その容積脈波の立ち上がり角度の変化値に基づいて血圧異常が判定されて血圧測定手段による血圧測定が実行されることから、血圧監視の遅れを少なくするために血圧測定が短い周期で不要に実行されることが解消されるので、カフを用いた血圧値測定頻度が低減され、生体に対する負担が軽減されて、正確な血圧監視ができる。しかも、容積脈波検出装置は生体の表皮上に簡易に装着することができる。因みに、振幅正規化手段により脈波の振幅が正規化されない場合は、生体の体動等により上記容積脈波検出装置の装着状態が変化すると、その容積脈波検出装置により検出される容積脈波の振幅が変動し、立ち上がり角度が血圧変動に関係なく変化していまい、高い精度で血圧監視ができない可能性があったのである。
【００１３】
【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、生体の血圧値を監視する血圧監視装置であって、(a) 前記生体の一部への圧迫圧力を変化させ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、(b) 前記生体の容積脈波を逐次検出する容積脈波検出装置と、(c) その容積脈波検出装置により逐次検出された容積脈波を、その容積脈波の振幅および周期について正規化する脈波正規化手段と、(d) その脈波正規手段により振幅および周期が正規化された容積脈波の立ち上がり角度を算出する立ち上がり角度算出手段と、(e) その立ち上がり角度算出手段により算出された立ち上がり角度の変化値を算出する立ち上がり角度変化値算出手段と、(f) その立ち上がり角度変化値が予め設定された判断基準範囲を越えたことに基づいて前記血圧測定手段による血圧測定を起動させる血圧測定起動手段とを、含むことにある。
【００１４】
【第２発明の効果】
このようにすれば、立ち上がり角度算出手段により、脈波正規化手段により振幅および周期が正規化された容積脈波の立ち上がり角度が算出され、立ち上がり角度変化値算出手段においてその立ち上がり角度の変化値が算出され、血圧測定起動手段において、その立ち上がり角度の変化値が予め設定された判断基準範囲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が起動される。従って、容積脈波の振幅および周期が正規化されて容積脈波検出装置の装着状態の変動および脈拍周期の変動の影響を受けることが抑制され、その容積脈波の立ち上がり角度の変化値に基づいて血圧異常が判定されて血圧測定手段により血圧測定が実行されることから、血圧監視の遅れを少なくするために血圧測定が短い周期で不要に実行されることが解消されるので、カフを用いた血圧値測定頻度が低減され、生体に対する負担が軽減されて、正確な血圧監視ができる。しかも、容積脈波検出装置は生体の表皮上に簡易に装着することができる。
【００１５】
【発明の他の態様】
ここで、好適には、前記立ち上がり角度算出手段は、立ち上がり点より所定値だけ振幅が大きくなる点と振幅の最大値を示す点とを結ぶ直線の傾きを立ち上がり角度として求めるものである。このようにすれば、脈波の立ち上がり点が精度よく判定できない場合でも、精度よく立ち上がり角度を決定することができる。
【００１６】
また、好適には、前記立ち上がり角度算出手段は、容積脈波の振幅の増加率の最大値、すなわち、容積脈波の脈波形の接線の傾きが最大となるときの傾きを立ち上がり角度とするものである。このようにすれば、脈波の立ち上がり点および脈波の最大値を示す点が正確に判定できない場合でも、正確に立ち上がり角度を決定することができる。
【００１７】
また、好適には、前記血圧監視装置は、前記容積脈波検出装置により検出される容積脈波から脈拍周期を算出する脈拍周期算出手段を含み、前記血圧測定起動手段は、前記立ち上がり角度変化値が予め設定された判断基準範囲を越え、且つ前記脈拍周期算出手段により算出される脈拍周期が予め設定された判断基準範囲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ものである。このようにすれば、前記立ち上がり角度変化値が予め設定された判断基準範囲を越え、且つ前記脈拍周期が予め設定された判断基準範囲を越えた場合に血圧測定手段による血圧測定が実行されることから、血圧測定手段による血圧測定の起動の判断が一層正確に行なわれる利点がある。
【００１８】
また、好適には、前記容積脈波検出装置は、ヘモグロビンによって反射可能な波長帯の赤色光或いは赤外光を生体の表皮に向かって照射する光源と、表皮内からの散乱光を検出する光検出素子とを備え、毛細血管内の血液容積に対応する光電脈波を出力する光電脈波センサから構成される。
【００１９】
【発明の好適な実施の態様】
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、血圧監視装置８の構成を説明する図である。
【００２０】
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。
【００２１】
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ＰC 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。
【００２２】
上記脈波弁別回路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２９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すなわちカフ脈波であり、上記カフ１０、圧力センサ１４、および脈波弁別回路２４は、カフ脈波センサとして機能している。
【００２３】
上記電子制御装置２８は、ＣＰＵ３０，ＲＯＭ３２，ＲＡＭ３４，および図示しないＩ／Ｏポート等を備えた所謂マイクロコンピュータにて構成されており、ＣＰＵ３０は、ＲＯＭ３２に予め記憶されたプログラムに従ってＲＡＭ３４の記憶機能を利用しつつ信号処理を実行することにより、Ｉ／Ｏポートから駆動信号を出力して切換弁１６および空気ポンプ１８を制御するとともに、表示器３６の表示内容を制御する。
【００２４】
容積脈波検出装置として機能する光電脈波センサ４０は、たとえば脈拍検出などに用いるものと同様に構成されており、生体の末梢部位に図示しないクリップ、装着バンド等により装着され、生体の一部を収容可能なハウジング４２内に、ヘモグロビンによって反射可能な波長帯の赤色光或いは赤外光を生体の表皮に向かって照射する光源である発光素子４４と、表皮内からの散乱光を検出する光検出素子４６とを備え、毛細血管内の血液容積に対応する光電脈波信号ＳＭ2 を出力し、Ａ／Ｄ変換器４８を介して電子制御装置２８へ供給する。この光電脈波信号ＳＭ2 は、一拍毎に脈動する信号であって、表皮内の毛細血管内のヘモグロビンの量すなわち血液容積に対応している。
【００２５】
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。図において、カフ圧制御手段６２は、予め設定された所定の周期で起動させられる血圧測定手段６０の測定期間において、カフ１０の圧迫圧力をよく知られた測定手順に従って変化させる。たとえば、カフ圧制御手段６２は、生体の最高血圧より高い１８０mmHg程度に設定された昇圧目標値までカフ１０を昇圧させた後に、血圧測定アルゴリズムが実行される測定区間では３mmHg/sec程度の速度で緩やかに降圧させ、血圧測定が終了するとカフ１０の圧力を解放させる。血圧測定手段６０は、カフ１０の圧迫圧力の緩やかな変化過程においてカフ１０の圧力振動として得られた脈波の大きさの変化に基づいてよく知られたオシロメトリック法により患者の最高血圧値ＢＰSYS 、平均血圧値ＢＰMEAN、および最低血圧値ＢＰDIA をそれぞれ測定し、表示器３６に表示させる。
【００２６】
容積脈波検出装置に対応する光電脈波センサ４０は、そのハウジング４２内に収容された生体の指の表皮から発生する光電脈波を検出し、その光電脈波を示す光電脈波信号ＳＭ2 を出力する。振幅正規化手段６４は、光電脈波センサ４０により検出された光電脈波の振幅を、その光電脈波の振幅の最大値ｈに基づいて正規化する。たとえば、一拍ごとに、その光電脈波の立ち上がり点から次の脈波の立ち上がり点まで、すなわち一脈波の全範囲が、逐次算出される光電脈波の振幅の最大値ｈに基づいて正規化される。
【００２７】
立ち上がり角度算出手段６６は、上記振幅正規化手段６４により振幅が正規化された光電脈波の立ち上がり角度を算出する。すなわち、信号ＳＭ2 により表される光電脈波は、図３に示すように、数ミリ秒或いは十数ミリ秒毎のサンプリング周期毎に入力される光電脈波信号ＳＭ2 の大きさを示す点の連なりにより構成されており、たとえば、上記振幅正規化手段６４により振幅の最大値ｈに基づいてその光電脈波が正規化されて脈波形Ｃ1 とされ、その脈波Ｃ1 の立ち上がり点ａと振幅の最大値ｈを示す点ｂとを結ぶ直線Ｌ1 の傾き、すなわち、直線Ｌ1 と時間軸ｔに平行な直線Ｌ2 との間の角が立ち上がり角度αとして求められる。この立ち上がり角度αは、生体の血圧値の変動に対応して変動し、血圧が高くなると立ち上がり角度αは大きくなり、血圧が低くなると立ち上がり角度αは小さくなる。
【００２８】
ここで、上記振幅正規化手段６４により光電脈波が正規化される理由を説明する。生体の血圧が変動していなくても、生体の体動等により光電脈波センサ４０の装着状態が変化すると、光検出素子４６により検出される光量すなわち光電脈波信号ＳＭ2 の振幅強度が変動する。図４はこの状態を説明する図であり、実線で示す脈波曲線Ｃ1 は光電脈波センサ４０の装着状態が変化する前に検出された光電脈波であり、破線で示す脈波曲線Ｃ1 ’は、光電脈波センサ４０の装着状態が変化したことにより、光電脈波信号ＳＭ2 の振幅強度が減少した場合の一例を示している。この２つの光電脈波について、振幅正規化手段６４が実行されないで立ち上がり角度が算出されると、脈波曲線Ｃ1 の場合の立ち上がり角度αと、脈波曲線Ｃ1 ’の場合の立ち上がり角度α’は異なってしまう。すなわち、光電脈波センサ４０の装着状態の変動により立ち上がり角度が変動してしまうこととなる。この装着状態の変化による立ち上がり角度の変動を抑制するために上記振幅正規化手段６４が実行されるのである。
【００２９】
立ち上がり角度変化値算出手段６８は、立ち上がり角度算出手段６６により算出された立ち上がり角度αの変化値Δαを算出する。この変化値Δαは、たとえば立ち上がり角度αの移動平均値αAV或いは前回血圧測定手段６０により血圧測定が実行されたときの立ち上がり角度αに対する変化率或いは変化量である。
【００３０】
脈拍周期算出手段７０は、容積脈波検出装置により検出される容積脈波の周期的に繰り返される所定部位間の時間間隔から脈拍周期を算出する。たとえば、光電脈波センサ４０により光電脈波の立ち上がり点が検出されてから次の立ち上がり点が検出されるまでの時間を脈拍周期ＭＲとして算出する。上記脈拍周期ＭＲは心拍周期とほぼ一致するものであり、その心拍周期または脈拍周期ＭＲは、血圧の変動に対応して変動する。たとえば、血圧が大きく低下すると、生体の各部へ供給される血液が不足しないようにするため心拍周期は短くなる。
【００３１】
血圧測定起動手段７２は、立ち上がり角度変化値算出手段６８により算出された立ち上がり角度変化値Δαが予め設定された判断基準範囲を越えたこと、且つ脈拍周期ＭＲが予め設定された判断基準範囲を越えたことに基づいて前記血圧測定手段６０による血圧測定を起動させる。すなわち、血圧測定起動手段７２は、立ち上がり角度変化値算出手段６８により算出された立ち上がり角度変化値Δαが予め設定された判断基準値たとえば血圧測定手段７０による前回のカフによる血圧測定時を基準としてそれから所定値或いは所定割合以上変化したことを以て異常判定する立ち上がり角度変化値異常判定手段７３、脈拍周期算出手段７０により算出された脈拍周期ＭＲが予め設定された判断基準値たとえば血圧測定手段７０による前回のカフによる血圧測定時を基準としてそれから所定値或いは所定割合以上変化したことを以て異常判定する脈拍周期異常判定手段７４を備え、上記立ち上がり角度変化値異常判定手段７３により立ち上がり角度変化値Δαの異常が判定され、且つ脈拍周期異常判定手段７４により脈拍周期ＭＲの異常が判定された場合に、前記血圧測定手段６０による血圧測定を起動させる。
【００３２】
図５は、上記電子制御装置２８の制御作動の要部を説明するフローチャートである。図のステップ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、ＳＡ２では、光電脈波センサ４０により光電脈波が検出されたか否かが判断される。このＳＡ２の判断が否定された場合は、ＳＡ３において、ＳＡ１０によるカフ１０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ＴB が経過したか否かが判断される。この血圧測定周期ＴB 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ＳＡ３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、ＳＡ１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６０に対応するＳＡ１０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ＢＰSYS および最低血圧値ＢＰDIA 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。
【００３３】
上記ＳＡ２の判断が肯定された場合は、脈拍周期算出手段７０に対応するＳＡ４において、前回光電脈波の立ち上がり点が検出されてから今回ＳＡ２で光電脈波の立ち上がり点が検出されるまでの時間が脈拍周期ＭＲとして算出され、続く振幅正規化手段６４に対応するＳＡ５では、光電脈波の振幅の最大値ｈに基づいて、その脈波の立ち上がり点から次の脈波の立ち上がり点までの振幅が正規化される。
【００３４】
次いで、立ち上がり角度算出手段６６に対応するＳＡ６では、ＳＡ５において正規化された光電脈波の振幅の最大値を示す点ｂと光電脈波の立ち上がり点ａから直線Ｌ1 が求められ、その直線Ｌ1 と時間軸に平行な直線Ｌ2 との間の角が、立ち上がり角度αとして算出される。
【００３５】
続く立ち上がり角度変化値算出手段６８に対応するＳＡ７では、上記立ち上がり角度の変化値Δαが算出される。この変化値Δαとしては、移動平均値αAV〔＝αi-n ＋・・・＋αi-1 ＋αi ／（ｎ＋１）〕に対する変化量（＝αi −αAV）、或いは変化率〔＝（αi −αAV）／αAV〕、または、前回カフによる血圧測定が実行されたときの正規化脈波面積αm に対する変化量（＝α−αm ）、或いは変化率〔＝（α−αm ）／αm 〕などが用いられる。
【００３６】
次に、血圧測定起動手段７２に対応するＳＡ８乃至ＳＡ９が実行される。すなわち、前記立ち上がり角度変化値異常判定手段７３に対応するＳＡ８では、上記立ち上がり角度の変化値Δαが予め設定された判断基準範囲（−β〜＋β）を越えたか否かが判断される。この判断基準範囲値（−β〜＋β）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。
【００３７】
上記ＳＡ８の判断が否定された場合は、ＳＡ３以下が実行される。しかし、上記ＳＡ８の判断が肯定された場合は、続く脈拍周期異常判定手段７４に対応するＳＡ９において、ＳＡ４で算出された脈拍周期ＭＲが予め設定された判断基準範囲（−γ〜＋γ）を越えたか否かが判断される。この判断基準範囲（−γ〜＋γ）も、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。
【００３８】
上記ＳＡ９の判断が否定された場合は、ＳＡ３以下が実行されるが、上記ＳＡ９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、ＳＡ１０のカフ１０を用いた血圧測定が直ちに開始され、血圧の異常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。
【００３９】
上述のように、本実施例によれば、立ち上がり角度算出手段６６（ＳＡ６）により、振幅正規化手段６４（ＳＡ５）において振幅が正規化された光電脈波Ｃ1 の立ち上がり角度αが算出され、立ち上がり角度変化値算出手段６８（ＳＡ７）においてその立ち上がり角度の変化値Δαが算出され、血圧測定起動手段７２（ＳＡ８乃至ＳＡ９）において、その立ち上がり角度の変化値Δαが予め設定された判断基準範囲（−β〜＋β）を越えたことに基づいて血圧測定手段６０（ＳＡ１０）による血圧測定が起動される。従って、光電脈波の振幅が正規化されて光電脈波センサ４０の装着状態の変動の影響を受けることが抑制され、その光電脈波Ｃ1 の立ち上がり角度の変化値Δαに基づいて血圧異常が判定されて血圧測定手段６０（ＳＡ１０）による血圧測定が実行されることから、血圧監視の遅れを少なくするために血圧測定が短い周期で不要に実行されることが解消されるので、カフ１０を用いた血圧値測定頻度が低減され、生体に対する負担が軽減されて、正確な血圧監視ができる。しかも、光電脈波センサ４０は生体の表皮上に簡易に装着することができる。
【００４０】
また、本実施例によれば、立ち上がり角度変化値異常判定手段７３（ＳＡ８）において立ち上がり角度変化値Δαが予め設定された判断基準範囲（−β〜＋β）を越え、且つ脈拍周期異常判定手段７４（ＳＡ９）において脈拍周期ＭＲが予め設定された判断基準範囲（−γ〜＋γ）を越えた場合に血圧測定手段６０（ＳＡ１０）による血圧測定が実行されることから、血圧測定手段６０（ＳＡ１０）による血圧測定の起動の判断が一層正確に行なわれる利点がある。
【００４１】
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。
【００４２】
図６は、本発明の他の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の実施例と共通し、電子制御装置２８において、正規化された容積脈波の立ち上がり角度の変動に基づいて血圧の変動を監視する点も共通するが、容積脈波が振幅だけでなく、その脈波の周期についても正規化される点が異なっている。以下、その相違点を中心に説明する。
【００４３】
脈波正規化手段７５は、光電脈波センサ４０により逐次検出された光電脈波を、その光電脈波の振幅および周期について正規化する。立ち上がり角度算出手段７６は、上記脈波正規化手段７５により振幅および周期が正規化された光電脈波の立ち上がり角度αを、前記立ち上がり角度算出手段６６と同様にして算出する。脈波正規化手段７５により周期が正規されないで立ち上がり角度αが算出される場合、すなわち、前述の実施例の立ち上がり角度算出手段６６により算出される立ち上がり角度αは、光電脈波の周期の変動（脈拍周期の変動）によっても変動してしまうのであるが、上記立ち上がり角度算出手段７６のように、脈波正規化手段７５により周期が正規化されて立ち上がり角度αが算出される場合は、脈拍周期ＭＲの変動の影響が抑制された立ち上がり角度αが算出できるのである。
【００４４】
図７は、脈波正規化手段７５により一脈波がその振幅および周期について正規化されて光電脈波センサ４０の装着状態の変動および脈拍周期ＭＲの変動の影響が抑制された光電脈波が複数示されている。図において曲線Ｃ2 の立ち上がり角度α2 が最も大きく、次いで曲線Ｃ3 の立ち上がり角度α3 、曲線Ｃ4 の立ち上がり角度α4 の順に立ち上がり角度が小さくなっており、これらの立ち上がり角度α2 、α3 、α4 は光電脈波センサ４０の装着状態の変動および脈拍周期ＭＲの変動の影響が抑制されているので、角度α2 の状態が最も血圧が高く、角度α4 の状態が最も血圧が低いと判断できる。
【００４５】
立ち上がり角度変化値算出手段７７は、前記立ち上がり角度変化値算出手段６８と同様にして、立ち上がり角度算出手段７６により算出された立ち上がり角度αの変化値Δαを算出し、血圧測定起動手段７８は、前記血圧測定起動手段７２と同様にして、立ち上がり角度変化値算出手段７７により算出された立ち上がり角度変化値Δαが予め設定された判断基準範囲を越えたこと、且つ脈拍周期ＭＲが予め設定された判断基準範囲を越えたことに基づいて前記血圧測定手段６０による血圧測定を起動させる。
【００４６】
図８は、第３発明に対応する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る。まず、ＳＢ１乃至ＳＢ４において、図５のＳＡ１乃至ＳＡ４と同様の処理が実行され、続くＳＢ５において、ＳＢ２において検出された光電脈波が、その振幅の最大値ｈおよび周期ＭＲに基づいて正規化される。
【００４７】
続くＳＢ６乃至ＳＢ１０では、図５のＳＡ６乃至ＳＡ１０と同様の処理が行なわれる。すなわち、ＳＢ６では、ＳＢ５において正規化された光電脈波の立ち上がり角度αが図５のＳＡ６と同様にして求められ、ＳＢ７では、ＳＢ６で算出された立ち上がり角度αの変化値Δαが算出される。そして、ＳＢ８において、その立ち上がり角度の変化値Δαが予め定められた判断基準範囲（−β〜＋β）を越えたと判断され、さらにＳＢ９において、ＳＢ４で算出された脈拍周期ＭＲが予め設定された判断基準範囲（−γ〜＋γ）を越えたと判断された場合には、ＳＢ１０においてカフ１０による血圧測定が起動される。
【００４８】
上述のように、本実施例によれば、立ち上がり角度算出手段７６（ＳＢ６）により、脈波正規化手段７５（ＳＢ５）により振幅および周期が正規化された光電脈波の立ち上がり角度αが算出され、立ち上がり角度変化値算出手段７７（ＳＢ７）においてその立ち上がり角度αの変化値Δαが算出され、血圧測定起動手段７８（ＳＢ８乃至ＳＢ９）において、その立ち上がり角度の変化値Δαが予め設定された判断基準範囲（−β〜＋β）を越えたことに基づいて血圧測定手段６０（ＳＢ１０）による血圧測定が起動される。従って、光電脈波の振幅および周期が正規化されて光電脈波センサ４０の装着状態の変動および脈拍周期ＭＲの変動の影響を受けることが抑制され、その光電脈波の立ち上がり角度の変化値Δαに基づいて血圧異常が判定されて血圧測定手段６０（ＳＢ１０）により血圧測定が実行されることから、血圧監視の遅れを少なくするために血圧測定が短い周期で不要に実行されることが解消されるので、カフ１０を用いた血圧値測定頻度が低減され、生体に対する負担が軽減されて、正確な血圧監視ができる。しかも、光電脈波センサ４０は生体の表皮上に簡易に装着することができる。
【００４９】
また、本実施例によれば、立ち上がり角度変化値異常判定手段８０（ＳＢ８）において立ち上がり角度変化値Δαが予め設定された判断基準範囲（−β〜＋β）を越え、且つ脈拍周期異常判定手段７４（ＳＢ９）において脈拍周期ＭＲが予め設定された判断基準範囲（−γ〜＋γ）を越えた場合に血圧測定手段６０（ＳＢ１０）による血圧測定が実行されることから、血圧測定手段６０（ＳＢ１０）による血圧測定の起動の判断が一層正確に行なわれる利点がある。
【００５０】
図９は、容積脈波検出装置として、所謂血中酸素飽和度測定のためのパルスオキシメータ８８の光電脈波検出プローブ９０が用いられた血圧監視装置の一例を示している。パルスオキシメータ８８は、血中酸素飽和度を測定するために光電脈波検出用プローブ９０（以下、単にプローブという）を備えている。このプローブ９０は、例えば、患者の額などの体表面３８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９０は、一方向において開口する容器状のハウジング９２と、そのハウジング９２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９４ａおよび第２発光素子９４ｂ（以下、特に区別しない場合は単に発光素子９４という）と、ハウジング９２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９６と、ハウジング９２内に一体的に設けられて発光素子９４および受光素子９６を覆う透明な樹脂９８と、ハウジング９２内において発光素子９４と受光素子９６との間に設けられ、発光素子９４から前記体表面３８に向かって照射された光のその体表面３８から受光素子９６に向かう反射光を遮光する環状の遮蔽部材１００とを備えて構成されている。
【００５１】
上記第１発光素子９４ａは、例えば６６０ｎｍ程度の波長の赤色光を発光し、第２発光素子９４ｂは例えば８００ｎｍ程度の波長の赤外光をそれぞれ発光するものである。これら第１発光素子９４ａおよび第２発光素子９４ｂは、駆動回路１０１からの駆動電流にしたがって所定周波数で交互に発光させられると共に、それら発光素子９４から前記体表面３８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９６によりそれぞれ受光される。
【００５２】
受光素子９６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１０２を介して出力する。受光素子９６とローパスフィルタ１０２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１０２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１０４に出力する。デマルチプレクサ１０４は、電子制御装置２８からの信号に従って第１発光素子９４ａおよび第２発光素子９４ｂの発光に同期して切り換えられることにより、赤色光による電気信号ＳＭR をサンプルホールド回路１０６およびＡ／Ｄ変換器１０９を介して、赤外光による電気信号ＳＭIRをサンプルホールド回路１０８およびＡ／Ｄ変換器１１０を介して、それぞれ酸素飽和度測定用電子制御装置１１２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１０６，１０８は、入力された電気信号ＳＭR ，ＳＭIRをＡ／Ｄ変換器１０９，１１０へ逐次出力する際に、前回出力した電気信号ＳＭR ，ＳＭIRについてのＡ／Ｄ変換器１０９，１１０における変換作動が終了するまで次に出力する電気信号ＳＭR ，ＳＭIRをそれぞれ保持するためのものである。なお、上記電子制御装置１１２には、血液中酸素飽和度を表示するために図示しない表示器が接続されている。
【００５３】
電子制御装置１１２は、ＣＰＵ１１４、ＲＡＭ１１６、ＲＯＭ１１８などを備え且つ前記電子制御装置２８と相互に通信可能なマイクロコンピュータであり、ＣＰＵ１１４は、ＲＡＭ１１６の記憶機能を利用しつつＲＯＭ１１８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、上記電気信号ＳＭR ，ＳＭIRに従って酸素飽和度を算出して表示させる一方、光電脈波を表す上記電気信号ＳＭR またはＳＭIRを容積脈波として前記電子制御装置２８へ逐次出力する。
【００５４】
なお、上記酸素飽和度の算出方法は、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と同様であり、｛（ＶdR−ＶSR）／（ＶdR＋ＶSR）｝／｛（ＶdIR −ＶSIR ）／（ＶdIR ＋ＶSIR ）｝にて示される比と、酸素飽和度との間の予め求められた関係から実際の比に基づいて酸素飽和度が決定される。なお、上式において、ＶdR，ＶSRはそれぞれ赤色光による光電脈波形の上ピーク値，下ピーク値であり、ＶdIR ，ＶSIR はそれぞれ赤外光による光電脈波形の上ピーク値，下ピーク値である。また、ＶdR−ＶSRおよびＶdIR −ＶSIR は各光電脈波形の交流成分の振幅をそれぞれ表しており、ＶdR＋ＶSRおよびＶdIR ＋ＶSIR は各光電脈波形の直流成分を２倍したものをそれぞれ表している。
【００５５】
以上、本発明の一実施例を図面に基づいて説明したが、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、前述の実施例において、振幅正規化手段６４または脈波正規化手段７５は必ずしも設けられていなくても、ある程度の監視精度の低下を我慢すれば、血圧監視に関して本発明の一応の効果が得られる。また、振幅正規化手段６４または脈波正規化手段７５による正規化が行われない場合において、立ち上がり角度変化値異常判定手段７３または８０により立ち上がり角度の変化値Δαの異常が判定されたことに基づいて測定された、カフによる血圧測定値が正常である場合は、立ち上がり角度の変化値Δαの異常は、光電脈波センサ４０の装着状態の変動、または光電脈波センサ４０自体の故障によるものであると判定できる利点がある。
【００５７】
また、前述の実施例では、振幅正規化手段６４または脈波正規化手段７５では、脈波の立ち上がり点から次の脈波の立ち上がり点まで、すなわち、一脈波の全部が正規化されていたが、一脈波の全部が正規化されなくてもよい。たとえば、前述の実施例では、正規化された後の脈波の立ち上がり点ａと振幅の最大値を示す点ｂとを結ぶ直線Ｌ1 の傾きから立ち上がり角度αが求められるので、脈波の立ち上がり点ａおよび振幅の最大値を示す点ｂの２点のみが正規化されてもよい。このようにすれば、振幅正規化手段６４または脈波正規化手段７５による光電脈波の正規化処理が迅速に行なわれる利点がある。
【００５８】
また、前述の実施例では、立ち上がり角度算出手段６６または７６において、脈波の立ち上がり点ａと振幅の最大値を示す点ｂとを結ぶ直線Ｌ1 の傾きが立ち上がり角度αとして算出されていたが、立ち上がり点から予め定められた所定値だけ大きい振幅を示す点と振幅の最大値を示す点とを結ぶ直線の傾きが立ち上がり角度として算出されてもよい。光電脈波の立ち上がり点が緩やかであると、脈波の立ち上がり点が精度よく判定されず、たとえば、図１０の点ａ或いは点ｆが立ち上がり点として決定されてしまう場合がある。この場合、上記点ａと上記振幅の最大値を示す点ｂとを結ぶ直線Ｌ1 が示す傾きと、上記点ｆと点ｂとを結ぶ直線Ｌ4 の傾きは比較的大きく異なっている。しかし、点ａも点ｆも信号強度（振幅）はほぼ同じであるので、立ち上がり点が点ａとされた場合であっても、点ｆとされた場合であっても、立ち上がり点から所定値ｄだけ大きい振幅を示す点は点ｅ付近となるので、その点ｅと上記点ｂとを結ぶ直線Ｌ3 の傾きを立ち上がり角度αとすることにより、精度よく立ち上がり角度αを決定することができる
。
【００５９】
また、立ち上がり角度算出手段６６または７６は、図１１に示すように、光電脈波の立ち上がり点ａから振幅の最大値を示す点ｂまでの間において、その脈波の増加率の最大値すなわち、その脈波の接線の傾きが最大となるときの傾きを立ち上がり角度αとして算出してもよい。このようにすれば、通常、脈波の立ち上がり点ａ付近および振幅の最大値を示す点ｂ付近の増加率は小さく、増加率の最大値を示さないので、脈波の立ち上がり点および脈波の最大値を示す点が正確に判定できない場合でも、正確に立ち上がり角度を決定することができる。
【００６０】
また、前述の実施例の血圧測定起動手段７２または７８では、立ち上がり角度変化値異常判定手段７３、８０において立ち上がり角度変化値Δαの異常が判定されることに加えて、脈拍周期異常判定手段７４において脈拍周期ＭＲの異常が判定された場合に血圧測定手段６０による血圧測定が起動されていたが、脈拍周期異常判定手段７４はなくてもよい。すなわち、立ち上がり角度の変化値Δαの異常が判定されたことのみによって、血圧測定手段６０による血圧測定が起動されてもよい。
【００６１】
また、前述の実施例では、脈拍周期算出手段７０において、脈拍周期が算出されていたが、脈拍周期ＭＲ(sec) と脈拍数とは１対１の対応関係があるので、単位時間当たりの脈拍数（１／分）が用いられてもよい。
【００６２】
また、前述の実施例では、一拍毎に逐次求められる立ち上がり角度αに基づいて生体の血圧が監視されていたが、必ずしも一拍毎でなくてもよく、たとえば数拍おき或いは数秒乃至数十秒おきに立ち上がり角度αに基づいて生体の血圧が監視されてもよいのである。
【００６３】
また、前述の血圧測定手段６０では、カフ圧ＰC が徐々に降下させられる過程のカフ脈波の変化に基づいて生体の血圧値が決定されていたが、徐々に昇圧させる過程のカフ脈波の変化に基づいて生体の血圧値を決定するものであってもよい。
【００６４】
また、前述の実施例の血圧測定手段６０は、所謂オシロメトリック法に従い、カフ１０の圧迫圧力に伴って変化する圧脈波の大きさの変化状態に基づいて血圧値を決定するように構成されていたが、所謂コロトコフ音法に従い、カフ１０の圧迫圧力に伴って発生および消滅するコロトコフ音に基づいて血圧値を決定するように構成されてもよい。
【００６５】
その他、本発明はその主旨を逸脱しない範囲において種々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構成を示すブロック図である。
【図２】図１の実施例の電子制御装置の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図である。
【図３】図１の実施例の光電脈波センサにより検出され、その振幅が正規化された光電脈波を説明する図である。
【図４】光電脈波センサの装着状態の変動による立ち上がり角度の変動を説明する図である。
【図５】図１の実施例の電子制御装置の制御作動の要部を説明するフローチャートである。
【図６】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である。
【図７】振幅および周期が正規化されることにより、光電脈波センサの装着状態の変動および脈波周期の変動の影響が抑制された複数の光電脈波を説明する図である。
【図８】図６の実施例の制御装置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９】本発明の他の実施例であって、容積脈波検出装置としてオキシメータの光電脈波検出プローブを備えた血圧監視装置の要部を示す図である。
【図１０】立ち上がり角度算出手段における立ち上がり角度αの算出方法であって、図３とは別の方法を説明する図である。
【図１１】立ち上がり角度算出手段における立ち上がり角度αの算出方法であって、図３および図１０とは別の方法を説明する図である。
【符号の説明】
８：血圧監視装置
１０：カフ
４０：光電脈波センサ（容積脈波検出装置）
６０：血圧測定手段
６４：振幅正規化手段
６６、７６：立ち上がり角度算出手段
６８、７７：立ち上がり角度変化値算出手段
７０：脈波正規化手段
７２、７８：血圧測定起動手段
７３、８０：立ち上がり角度変化値異常判定手段
９０：光電脈波検出プローブ（容積脈波検出装置）
Claims (2)
- 生体の血圧を監視する血圧監視装置であって、
前記生体の一部への圧迫圧力を変化させるカフを用いて該生体の血圧値を測定する血圧測定手段と、
前記生体の容積脈波を逐次検出する容積脈波検出装置と、
該容積脈波検出装置により逐次検出された容積脈波を、該容積脈波の振幅について正規化する振幅正規化手段と、
該振幅正規化手段により振幅が正規化された容積脈波の立ち上がり角度を算出する立ち上がり角度算出手段と、
該立ち上がり角度算出手段により算出された立ち上がり角度の変化値を算出する立ち上がり角度変化値算出手段と、
該立ち上がり角度変化値が予め設定された判断基準範囲を越えたことに基づいて前記血圧測定手段による血圧測定を起動させる血圧測定起動手段と
を、含むことを特徴とする血圧監視装置。 - 生体の血圧値を監視する血圧監視装置であって、
前記生体の一部への圧迫圧力を変化させるカフを用いて該生体の血圧値を測定する血圧測定手段と、
前記生体の容積脈波を逐次検出する容積脈波検出装置と、
該容積脈波検出装置により逐次検出された容積脈波を、該容積脈波の振幅および周期について正規化する脈波正規化手段と、
該脈波正規手段により振幅および周期が正規化された容積脈波の立ち上がり角度を算出する立ち上がり角度算出手段と、
該立ち上がり角度算出手段により算出された立ち上がり角度の変化値を算出する立ち上がり角度変化値算出手段と、
該立ち上がり角度変化値が予め設定された判断基準範囲を越えたことに基づいて前記血圧測定手段による血圧測定を起動させる血圧測定起動手段と
を、含むことを特徴とする血圧監視装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP11814698A JP3911843B2 (ja) | 1998-04-28 | 1998-04-28 | 血圧監視装置 |
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