JP3915190B2 - 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、生体の動脈内を伝播する脈波の脈波伝播情報に基づいて、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脈波伝播情報として、所定の２部位間の伝播時間ＤＴや伝播速度ＶM （m/s ）などが知られており、このような脈波伝播情報は、所定の範囲内では生体の血圧値ＢＰ（mmHg）と略比例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と脈波伝播情報から、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。
【０００３】
【発明が解決すべき課題】
ところで、上記生体の血圧値と脈波伝播情報との関係は、心筋の状態などの中枢側の事情や、末梢血管硬さや血流抵抗の変化などの末梢側の事情の影響を受けて変化することから、異常判定の信頼性を高める目的で推定血圧値の異常を判定するための判断基準値を正常血圧値から充分に離れた値に設定する必要があるので、急激な血圧変動などに対しては血圧測定手段による血圧測定起動が遅れて、必ずしも血圧監視精度が充分に得られない場合があった。
【０００４】
本発明は以上のような事情を背景として為されたものであり、その目的とするところは、生体の動脈内を伝播する脈波の伝播情報に基づいて生体の血圧値を監視する血圧監視装置において、高い血圧監視精度が得られるようにすることにある。
【０００５】
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、血液循環動態の中枢側の情報として心拍周期、末梢側の情報として血液中の血球成分の割合（％）として表されるヘマトクリット値および末梢血管の一拍あたりの血流量を表す脈波面積を用い、その心拍周期、ヘマトクリット値、および脈波面積の変化を監視血圧異常判定の条件とすると、生体の血圧異常判定の信頼性を一層高め得ることを見いだした。本発明はこのような知見に基づいて為されたものである。
【０００６】
【課題を解決するための第１の手段】
すなわち、かかる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、その血圧測定手段による血圧測定値と生体の脈波伝播情報との間の予め設定された関係から実際の生体の脈波伝播情報に基づいて該生体の推定血圧値を逐次決定する推定血圧値決定手段とを備え、その推定血圧値決定手段により決定された推定血圧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形式の血圧監視装置であって、（ａ）前記生体の末梢部の脈波を検出する末梢脈波検出手段と、（ｂ）その末梢脈波検出手段により検出された末梢部の脈波から前記生体の血液中のヘマトクリット値を連続的に算出するヘマトクリット値算出手段と、（ｃ）前記推定血圧値が予め設定された判断基準値を越え、且つ前記ヘマトクリット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血圧測定起動手段とを、含むことにある。
【０００７】
【第１発明の効果】
このようにすれば、推定血圧値決定手段により決定された推定血圧値が予め設定された判断基準値を越え、且つ末梢脈波検出手段により検出された末梢部の脈波からヘマトクリット値算出手段により算出される末梢側の情報を表すヘマトクリット値が、予め設定された判断基準値を越えたことに基づいて、血圧測定起動手段により前記血圧測定手段による血圧測定が起動させられる。したがって、推定血圧値に加え、ヘマトクリット値の異常が判断されて血圧測定手段による血圧測定が起動される。このヘマトクリット値は手術中あるいは手術後の脱血または人工透析中の循環血漿量の変化等の血液中の血球容積の割合の変化に起因する末梢血管の拡張または収縮による末梢血管抵抗の変化を表しているため、単に推定血圧値が異常であることに基づいて血圧測定手段による血圧測定を起動させる場合に比較して、判断基準値を正常値へ接近させることができ、急激な血圧変動に対しても遅れがなく、確実に血圧値の異常を判定でき、血圧監視の信頼性を高めることができる。
【０００８】
【課題を解決するための第２の手段】
かかる目的を達成するための第２発明の要旨とするところは、前記血圧監視装置に、（ｄ）前記生体の心拍周期を決定する心拍周期決定手段と、（ｅ）前記推定血圧値が予め設定された判断基準値を越え、且つ前記ヘマトクリット値および心拍周期の少なくとも一方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血圧測定起動手段とがさらに含まれることにある。
【０００９】
【第２発明の効果】
このようにすれば、前記推定血圧値が予め設定された判断基準値を越え、且つ中枢側の情報を表す前記心拍周期、および末梢側の情報を表すヘマトクリット値の少なくとも一方が予め設定された判断基準値を越えたことに基づいて血圧測定起動手段により前記血圧測定が起動させられる。従って、推定血圧値および生体の末梢側の事情に加えて中枢側の事情も血圧測定起動の判断基準とされるので、一層判断基準値を正常値に近づけることができる。そのため、一層、急激な血圧変動に対しても遅れがなく、確実に血圧値の異常を判定でき、血圧監視の信頼性を高めることができる。
【００１０】
【課題を解決するための第３の手段】
かかる目的を達成するための第３発明の要旨とするところは、前記第２発明の血圧監視装置に、（ｆ）前記末梢脈波検出手段により検出された末梢部の脈波の面積を算出する脈波面積算出手段と、（ｇ）前記推定血圧値が予め設定された判断基準値を越え、且つ前記ヘマトクリット値、心拍周期および脈波面積の少なくとも一つ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血圧測定起動手段とが、さらに含まれることにある。
【００１１】
【第３発明の効果】
このようにすれば、前記推定血圧値が予め設定された判断基準値を越え、且つ中枢側の情報を表す前記心拍周期、および末梢側の情報を表すヘマトクリット値、脈波面積の少なくとも一つが予め設定された判断基準値を越えたことに基づいて血圧測定起動手段により前記血圧測定が起動させられる。従って、推定血圧値が予め設定された判断基準値を越えた場合に、推定血圧値、生体の中枢側の情報である心拍周期および末梢側の情報であるヘマトクリット値に加えて、さらに末梢側の他の情報として末梢血管の一拍あたりの血流量を表す脈波面積が判断されて血圧測定が起動されるので、より一層判断基準値を正常値に近づけることができる。そのため、より一層、急激な血圧変動に対しても遅れがなく、確実に血圧値の異常を判定でき、血圧監視の信頼性を高めることができる。
【００１２】
【発明の他の形態】
ここで、好適には、前記生体の脈波伝播情報を検出するための手段として、心電誘導波形の所定部位から末梢側で検出された圧脈波或いは容積脈波の所定部位までの時間差から、伝播時間或いは伝播速度を算出する脈波伝播情報算出手段が設けられる。このようにすれば、動脈上の２部位に圧脈波センサを設ける場合に比較して時間差が大きくなり、測定精度が高められる。
【００１３】
また、好適には、前記生体の末梢部位に装着され、末梢部の脈波を検出する末梢脈波検出手段が、生体組織に向かって酸素化ヘモグロビンによる吸光係数と無酸素化ヘモグロビンによる吸光係数が略同じである波長を２波長発光する光源と、その生体組織内で散乱された２波長の散乱光をそれぞれ受光する受光素子を備えた光電脈波センサであり、前記ヘマトクリット値算出手段は、その光電脈波センサの受光素子から出力された一つの波長の散乱光を表す光電脈波信号と、他の一つの波長の散乱光を表す光電脈波信号から、それぞれ交直成分比を算出し、その交直成分比の比に基づいて、予め設定された関係からヘマトクリット値を算出するものである。このようにすれば、一拍毎のヘマトクリット値が容易に検出される利点がある。
【００１４】
また、好適には、前記脈波面積算出手段は、上記光電脈波センサにより得られた脈波の面積を、その脈波の周期および振幅により正規化した正規化脈波を算出するものである。このようにすれば、経時変化や個人差が解消される利点がある。
【００１５】
また、好適には、前記推定血圧値決定手段により逐次算出された推定血圧値、前記ヘマトクリット値算出手段により逐次算出されたヘマトクリット値、前記心拍周期決定手段により逐次決定された心拍周期、前記脈波面積算出手段により逐次算出された末梢部の脈波面積を、それぞれ対比可能に共通の時間軸に沿ってトレンド表示する表示器が備えられる。このようにすれば、表示器に表示される推定血圧値、ヘマトクリット値、心拍周期、末梢部の脈波面積を、それぞれ対比して見ることにより、血圧測定起動手段による起動作動の根拠を確認することができるとともに、上記血圧測定手段による血圧測定が行われない期間において、生体の循環動態の様子を容易に監視することができる。
【００１６】
また、好適には、生体の表皮に貼着された電極を通して心電誘導波形を検出する心電誘導装置を備え、前記心拍周期決定手段は、その心電誘導波形の所定部位たとえばＲ波間の時間間隔を決定するものである。
【００１７】
【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。
【００１８】
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。
【００１９】
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。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の振動成分であるカフ脈波信号ＳＭ1 を周波数的に弁別してそのカフ脈波信号ＳＭ1 をＡ／Ｄ変換器３０を介して電子制御装置２８へ供給する。このカフ脈波信号ＳＭ1 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を示している。
【００２０】
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。
【００２１】
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。
【００２２】
光電脈波センサとして機能する反射型光電脈波検出プローブ３８（以下、単にプローブという）は、生体の末梢部の脈波を検出する末梢脈波検出手段あるいは容積脈波検出手段として機能するものであり、例えば、被測定者のカフの装着されていない側たとえば左手の指尖部などの生体皮膚すなわち体表面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、毛細血管を含む末梢動脈へ伝播した脈波を検出して光電脈波信号ＳＭ3 （光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 ）を出力する。
【００２３】
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、第２発光素子４５および第３発光素子４６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４７と、ハウジング４２内に一体的に設けられて発光素子４４、４５、４６及び受光素子４７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、４５、４６と受光素子４７との間に設けられ、発光素子４４、４５、４６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４７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。
【００２４】
上記第１発光素子４４は、酸素飽和度によりヘモグロビンの吸光係数が影響される第１波長λ1 例えば６６０ｎｍ程度の波長の赤色光を発光し、第２発光素子４５は、酸素飽和度によりヘモグロビンの吸光係数が影響されない第２波長λ2 例えば８００ｎｍ程度の波長の赤外光を発光し、第３発光素子は、酸素飽和度によりヘモグロビンの吸光係数が影響されない第３波長λ3 例えば１３００ｎｍ程度の波長の赤外光を発光するものである。
【００２５】
図２において、１点鎖線は酸素化ヘモグロビン（oxy-hemoglobin) の吸光係数を示し、実線は無酸素化ヘモグロビン(deoxy-hemoglobin)の吸光係数を示している。これらの発光素子４４，４５，４６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４４，４５，４６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４７によりそれぞれ受光される。なお、発光素子４４，４５，４６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は酸素化ヘモグロビンと無酸素化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４５および第３発光素子４６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。
【００２６】
図３は、上記プローブ３８のハウジング４２の、その体表面４０に対向する面を見た図である。ハウジング４２の中央部には受光素子４７が配置されており、前記円環状の遮光部材５０が同心位置に固定されているとともに、複数個の第１発光素子４４，第２発光素子４５および第３発光素子４６が、その遮光部材５０の外側であって、１点鎖線に示す半径ｒの同心円に沿って順に配列されている。
【００２７】
受光素子４７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４７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。
【００２８】
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，第２発光素子４５及び第３発光素子４６の発光に同期して切り換えられることにより、前記光電脈波信号ＳＭ3 をそれぞれの発光素子４４、４５、４６からの反射光による光電脈波信号に分別する。すなわち、第１波長λ1 ６６０ｎｍの赤色光による光電脈波信号ＳＶ1 をサンプルホールド回路５６及びＡ／Ｄ変換器５８を介して、第２波長λ2 ８００ｎｍの赤外光による光電脈波信号ＳＶ2 をサンプルホールド回路６０及びＡ／Ｄ変換器６２を介して、第３波長λ3 １３００ｎｍの赤外光による光電脈波信号ＳＶ3 をサンプルホールド回路６８及びＡ／Ｄ変換器６６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。
【００２９】
サンプルホールド回路５６，６０，６８は、入力された光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 をＡ／Ｄ変換器５８，６２，６６へ出力する際に、前回出力した光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 についてのＡ／Ｄ変換器５８，６２，６６における変換作動が終了するまでに、次に出力する光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 をそれぞれ保持するためのものである。
【００３０】
電子制御装置２８のＣＰＵ２９は、ＲＡＭ３３の記憶機能を利用しつつＲＯＭ３１に予め記憶されたプログラムに従って測定動作を実行し、駆動回路６４に制御信号ＳＬＶを出力して発光素子４４，４５，４６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４４，４５，４６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、前記光電脈波信号ＳＶ1 をサンプルホールド回路５６に、光電脈波信号ＳＶ2 をサンプルホールド回路６０に、光電脈波信号ＳＶ3 をサンプルホールド回路６８にそれぞれ振り分ける。上記ＣＰＵ２９は、血中酸素飽和度ＳａＯ２を算出するために予め記憶された演算式から上記光電脈波信号ＳＶ1 およびＳＶ2 の振幅値に基づいて生体の血中酸素飽和度ＳａＯ２を算出する。さらに上記ＣＰＵ２９は、上記光電脈波信号ＳＶ2 およびＳＶ3 の振幅値に基づいて後述する方法によりヘマトクリット値Ｈｔを算出する。
【００３１】
図４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４において、血圧測定手段７０は、カフ圧制御手段７２によってたとえば生体の上腕に巻回されたカフ１０の圧迫圧力が所定の目標圧力値ＰCM（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ＢＰSYS 、平均血圧値ＰMEAN、および最低血圧値ＢＰDIA などを決定する。
【００３２】
心拍周期決定手段７３は、心電誘導装置３４により得られた心電誘導波形の所定部位間の間隔たとえばＲ波間隔を計測することにより心拍周期ＲＲを決定する。また、脈波伝播情報算出手段７４は、図６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信号ＳＭ3 （すなわち、ＳＶ1 あるいはＳＶ2 あるいはＳＶ3 ）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最大傾斜点までの時間差（脈波伝播時間）ＤＴRPを一拍毎に逐次算出し、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ＶM （m/sec ）を逐次算出する。尚、数式１において、Ｌ（ｍ）は左心室から大動脈を経て前記プローブ３８が装着される部位までの距離であり、ＴPEP （ｓec）は心電誘導波形のＲ波から光電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ＴPEP は定数であり、予め実験的に求められた値が用いられる。
【００３３】
【数１】
ＶM ＝Ｌ／（ＤＴRP−ＴPEP ）
【００３４】
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ＢＰSYS とそれぞれの血圧測定期間内における脈波伝播時間ＤＴRP或いは脈波伝播速度ＶM 、たとえばそのカフ昇圧期間内における脈波伝播時間ＤＴRP或いは伝播速度ＶM の平均値に基づいて、数式２或いは数式３で示される脈波伝播時間ＤＴRP或いは伝播速度ＶM と最高血圧値ＢＰSYS との関係式における係数α及びβを、予め決定する。なお、上記最高血圧値ＢＰSYS に代えて、血圧測定手段７０により測定された平均血圧値ＢＰMEAN或いは最低血圧値ＢＰDIA と血圧測定期間内における脈波伝播時間ＤＴRP或いは伝播速度ＶM との関係が求められてもよい。要するに、監視（推定）血圧値ＥＢＰを最高血圧値とするか、平均血圧値とするか、最低血圧値とするかによって選択される。
【００３５】
【数２】
ＥＢＰ＝α（ＤＴRP）＋β
（但し、αは負の定数、βは正の定数）
【００３６】
【数３】
ＥＢＰ＝α（ＶM ）＋β
（但し、αは正の定数、βは正の定数）
【００３７】
推定血圧値決定手段７８は、生体の血圧値とその生体の脈波伝播時間ＤＴRP或いは伝播速度ＶM との間の上記対応関係（数式２および数式３）から、脈波伝播情報算出手段７４により逐次算出される生体の実際の脈波伝播時間ＤＴRP或いは伝播速度ＶM に基づいて推定血圧値ＥＢＰを逐次決定する。決定された推定血圧値ＥＢＰは、図７に示すように、前述の心拍周期ＲＲおよび後述する脈波面積ＶＲ、酸素飽和度ＳａＯ２およびヘマトクリット値Ｈｔと共に表示器３２に共通の時間軸に沿って対比可能にトレンド表示される。
【００３８】
脈波面積算出手段８０は、プローブ３８により得られた光電脈波の面積Ｓをその１周期Ｗおよび振幅Ｌに基づいて正規化して算出し、正規化脈波面積ＶＲを算出する。すなわち、上記光電脈波は、図５に示すように、数ミリ或いは十数ミリ毎のサンプリング周期毎に入力される光電脈波の大きさを示す点の連なりにより構成されており、その１周期Ｗ内において光電脈波を積分（加算）することにより光電脈波の面積Ｓが求められた後、Ｓ／（Ｗ×Ｌ）なる演算が行われることにより正規化脈波面積ＶＲが算出される。この正規化脈波面積ＶＲは、その１周期Ｗと振幅Ｌとによって囲まれる矩形内における面積割合を示す無次元の値であり、％ＭＡＰとしても称される。この脈波面積算出手段８０において面積Ｓを算出するために用いられる光電脈波信号は、第１波長λ1 の反射光による光電脈波信号ＳＶ1 、第２波長λ2 の反射光による光電脈波信号ＳＶ2 、第３波長λ3 の反射光による光電脈波信号ＳＶ3 のいずれも用いられ得るが、酸素飽和度により吸光係数が影響されず、且つ吸光係数の絶対値が比較的大きい光電脈波信号ＳＶ2 が好適に用いられる。
【００３９】
周波数解析手段８２は、高速フ−リエ変換法を利用した周波数解析を予め設定された所定の区間毎に施すことにより、受光素子４７から出力された光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 から、それぞれの光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 の交流成分および直流成分を決定する。すなわち、その所定区間毎の第１光電脈波信号ＳＶ1 からその交流成分ＡＣ1 および直流成分ＤＣ1 を、第２光電脈波信号ＳＶ2 からその交流成分ＡＣ2 および直流成分ＤＣ2 を、第３光電脈波信号ＳＶ3 からその交流成分ＡＣ3 および直流成分ＤＣ3 をそれぞれ逐次決定する。上記第１光電脈波信号ＳＶ1 ，第２光電脈波信号ＳＶ2 および第３光電脈波信号ＳＶ3 は、生体組織の毛細血管内の血液容積の心拍に同期した脈動に同期して変化させられるので、上記交流成分ＡＣ1 ，ＡＣ2 ，ＡＣ3 は、生体の脈拍数ＰＲ（１／分）すなわち脈拍周波数ＰＦ（Hz）に相当する周波数成分の信号電力（ワット）として得られ、上記直流成分ＤＣ1 ，ＤＣ2 ，ＤＣ3 は、直流に相当する周波数成分の信号電力（ワット）として得られる。図８には、上記周波数解析によって得られた光電脈波信号の例として第１光電脈波信号ＳＶ1 の周波数スペクトルの例が示されている。
【００４０】
上記周波数解析手段８２により周波数解析が行われる区間は、測定対象の生体の呼吸周期ＴREの半周期或いは１周期の整数倍、たとえば脈拍周期の２或いは４倍の時間の整数倍の時間に設定される。動脈内血圧は呼吸周期に同期して変動することが知られており、これにより生体組織の毛細血管内の血液容積も脈拍に同期して脈動しつつ上記呼吸周期に同期してうねり変動を生じることから、前記光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 も図９に示すようにその呼吸周期に同期する変動を受ける。そのため、上記のようにすれば、区間内の信号が平均化されて少なくとも呼吸性変動の影響が好適に解消される。
【００４１】
交直成分比算出手段８４は、上記周波数解析手段８２により決定された光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 の交流成分ＡＣ1 ，ＡＣ2 ，ＡＣ3 および直流成分ＤＣ1 ，ＤＣ2 ，ＤＣ3 から、その交直成分比（ＡＣ1 ／ＤＣ1 ），（ＡＣ2 ／ＤＣ2 ），（ＡＣ3 ／ＤＣ3 ）をそれぞれ算出する。
【００４２】
酸素飽和度算出手段８５は、たとえば予め設定された数式４に示す関係から、酸素化ヘモグロビンと無酸素化ヘモグロビンとの吸光係数差が大きい波長λ1 における交直成分比および酸素化ヘモグロビンと無酸素化ヘモグロビンとの吸光係数が略同じとなる波長λ2 における交直成分比を算出する。たとえば、前記第１光電脈波信号ＳＶ1 の交直成分比（ＡＣ1 ／ＤＣ1 ）と第２光電脈波信号ＳＶ2 の交直成分比（ＡＣ2 ／ＤＣ2 ）を算出し、たとえば数式４に示す予め求められた関係から、その比Ｒ1 ＝｛（ＡＣ1 ／ＤＣ1 ）／（ＡＣ2 ／ＤＣ2 ）｝に基づいて、前記生体の酸素飽和度ＳａＯ２を算出する。なお、数式４において、Ａは傾きを示す負の定数であり、Ｂは切片を示す定数である。
【００４３】
【数４】
ＳａＯ２＝Ａ×Ｒ1 ＋Ｂ
【００４４】
ヘマトクリット値算出手段８６は、末梢脈波検出手段として機能しているプロ−ブ３８により検出された末梢部の脈波から生体の血液中のヘマトクリット値Ｈｔを連続的に算出する。すなわち、交直成分比算出手段８４において算出された酸素化ヘモグロビンと無酸素化ヘモグロビンとの吸光係数が略同じとなる２つの波長すなわち第２光電脈波信号ＳＶ2 の波長λ2 （８００ｎｍ）および第３光電脈波信号の波長λ3 （１３００ｎｍ）における交直成分比（ＡＣ2 ／ＤＣ2 ）および（ＡＣ3 ／ＤＣ3 ）より、その比Ｒ2 ＝｛（ＡＣ2 ／ＤＣ2 ）／（ＡＣ3 ／ＤＣ3 ）｝を算出し、その比Ｒ2 に基づいて例えば図１０に示すような予め決定された関係から前記生体の血液中の血球濃度（％）を表す値であるヘマトクリット値Ｈｔを算出する。このヘマトクリット値Ｈｔは血圧と負の相関関係があることが知られており、ヘマトクリット値Ｈｔの変動より血圧の変動が推定できるものである。
【００４５】
血圧測定起動手段９２は、推定血圧値決定手段７８により決定された推定血圧値ＥＢＰが予め設定された判断基準値を越え、且つ上記ヘマトクリット値Ｈｔ、心拍周期ＲＲおよび脈波面積ＶＲの少なくとも一つ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７０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９２は、推定血圧値決定手段７８により決定された推定血圧値ＥＢＰ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推定血圧値異常判定手段８７、ヘマトクリット値算出手段８６により決定されたヘマトクリット値Ｈｔ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ヘマトクリット値異常判定手段９０、心拍周期決定手段７３により決定された心拍周期ＲＲ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心拍周期異常判定手段８８、脈波面積算出手段８０により算出された脈波面積ＶＲ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波面積異常判定手段８９を備え、上記推定血圧値異常判定手段８７により推定血圧値ＥＢＰの異常が判定され、且つヘマトクリット値異常判定手段９０によりヘマトクリット値Ｈｔの異常が判定されるか、心拍周期異常判定手段８８により心拍周期ＲＲの異常が判定されるか、或いは脈波面積異常判定手段８９により脈波面積ＶＲの異常が判定された場合に、前記血圧測定手段７０による血圧測定を起動させる。
【００４６】
図１１は、上記血圧監視装置８の電子制御装置２８における制御作動の要部を説明するフローチャートである。図１１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フラグ、カウンタ、レジスタをクリアする初期処理が実行された後、脈波伝播情報算出手段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すなわち伝播時間ＤＴRPが決定され、前記数式１からその伝播時間ＤＴRPに基づいて脈波伝播速度ＶM （m/sec ）が算出される。
【００４７】
次いで、前記カフ圧制御手段７２に対応するＳＡ３およびＳＡ４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とともに、カフ圧ＰC が１８０mmHg程度に予め設定された目標圧迫圧ＰCM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ＰC の上昇が継続される。
【００４８】
しかし、カフ圧ＰC 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ＢＰSYS 、平均血圧値ＢＰMEAN、および最低血圧値ＢＰDIA 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。
【００４９】
次に、前記対応関係決定手段７６に対応するＳＡ６では、ＳＡ２において求められたカフ昇圧期間内の脈波伝播時間ＤＴRP或いは脈波伝播速度ＶM の平均値と、ＳＡ５において測定されたカフ１０による血圧値ＢＰSYS 、ＢＰMEAN、またはＢＰDIA 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ＢＰSYS 、ＢＰMEAN、およびＢＰDIA が測定されると、それら血圧値ＢＰSYS 、ＢＰMEAN、またはＢＰDIA のうちの１つと、脈波伝播時間ＤＴRP或いは脈波伝播速度ＶM とに基づいて、脈波伝播時間ＤＴRP或いは脈波伝播速度ＶM と推定血圧値ＥＢＰとの間の対応関係（数式２或いは数式３）が決定されるのである。
【００５０】
上記のようにして脈波伝播情報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波および光電脈波信号ＳＭ3 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、前記脈波伝播情報算出手段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波および光電脈波信号ＳＭ3 についての脈波伝播時間ＤＴRPおよび脈波伝播速度ＶM がＳＡ２と同様にして算出される。
【００５１】
そして、推定血圧値決定手段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情報血圧対応関係から、上記ＳＡ８において求められた脈波伝播時間ＤＴRP或いは脈波伝播速度ＶM に基づいて、推定血圧値ＥＢＰ（最高血圧値、平均血圧値、或いは最低血圧値）が決定され、且つ一拍毎の推定血圧値ＥＢＰをトレンド表示させるために表示器３２に出力される。
【００５２】
次いで、前記血圧測定起動手段９２に対応するＳＡ１０では、たとえば図１２に示す血圧測定起動判定ルーチンが実行されることにより、推定血圧値ＥＢＰが予め設定された判断基準値を越え、且つ前記ヘマトクリット値Ｈｔ、心拍周期ＲＲおよび脈波面積ＶＲの少なくとも一つ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７０による血圧測定を起動させる。
【００５３】
図１２において、前記心拍周期決定手段７３に対応するＳＢ１では、心電誘導装置３４により得られた心電誘導波形から心拍周期ＲＲが算出され、図７に示すように表示器３２に表示された後、前記心拍周期異常判定手段８８に対応するＳＢ２では、心拍周期ＲＲが異常であるか否かが、たとえば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（たとえば上下へ５％）以上変化した状態が所定の拍数たとえば２０拍以上連続したことを以て判定される。このＳＢ２の判断が否定された場合はＳＢ４以下が直接的に実行されるが、肯定された場合は、ＳＢ３において上記心拍周期ＲＲの異常を示すためのＲＲフラグがオン状態とされる。
【００５４】
次いで、前記脈波面積算出手段８０に対応するＳＢ４では、プローブ３８により得られた光電脈波信号ＳＶ2 から正規化脈波面積ＶＲが算出され、図７に示すように表示器３２に表示された後、ＳＢ５において、末梢部で検出された光電脈波が正常であるか否かが判断される。このＳＢ５は、光電脈波の形状が異常、たとえば基線の傾斜が所定以上であるもの、或いは校正が入ることによって脈波形状が途中でずれているものなどを除去するためのものである。上記ＳＢ５の判断が否定された場合はＳＢ１３以下が実行されるが、肯定された場合には、ＳＢ６以下が実行される。
【００５５】
前記脈波面積異常判定手段８９に対応するＳＢ６では、ＳＢ４において算出された正規化脈波面積ＶＲが異常であるか否かが、たとえば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（たとえば上下へ３％）以上変化した状態が所定の拍数たとえば２０拍以上連続したことを以て判定される。このＳＢ６の判断が否定された場合はＳＢ８以下が直接的に実行されるが、肯定された場合は、ＳＢ７において上記脈波面積ＶＲの異常を示すためのＶＲフラグがオン状態とされる。
【００５６】
続くヘマトクリット値算出手段８６に対応するＳＢ８では、たとえば、図１３に示す酸素飽和度およびヘマトクリット値算出ル−チンが実行されることにより、酸素飽和度ＳａＯ２と共にヘマトクリット値Ｈｔが算出される。
【００５７】
図１３において、ＳＣ１では、第１波長λ1 の後方散乱光を表す第１光電脈波信号ＳＶ1 ，第２波長λ2 の後方散乱光を表す第２光電脈波信号ＳＶ2 および第３波長λ3 の後方散乱光を表す第３光電脈波信号ＳＶ3 が読み込まれる。次いで、ＳＣ２においてタイマカウンタＣＴの内容に「１」が加算された後、ＳＣ３において、タイマカウンタＣＴの内容が予め設定された判断基準時間Ｔ0 以上となったか否かが判断される。この判断基準時間Ｔ0 は、後述のＳＣ４の周波数解析の対象となる単位区間の時間幅に対応するものであり、呼吸周期ＴREの半周期の整数倍たとえば測定対象である生体の脈拍周期の２或いは４倍の時間の整数倍の時間に設定されている。
【００５８】
当初は上記ＳＣ３の判断が否定されるので、ＳＣ１以下が繰り返し実行されることにより光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 が連続的に読み込まれる。そして、それら光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 が連続的に読み込まれるうちにＳＣ３の判断が肯定されると、前記周波数解析手段８２に対応するＳＣ４において、上記の単位区間内の第１光電脈波信号ＳＶ1 ，第２光電脈波信号ＳＶ2 および第３光電脈波信号ＳＶ3 に対して周波数解析処理がそれぞれ実行されることにより、第１光電脈波信号ＳＶ1 の交流成分ＡＣ1 （信号電力値）および直流成分ＤＣ1 （信号電力値）、第２光電脈波信号ＳＶ2 の交流成分ＡＣ2 （信号電力値）および直流成分ＤＣ2 （信号電力値）、第３光電脈波信号ＳＶ3 の交流成分ＡＣ3 （信号電力値）および直流成分ＤＣ3 （信号電力値）が抽出される。
【００５９】
次いで、前記交直成分比算出手段８４に対応するＳＣ５では、上記ＳＣ４において抽出された光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 の交流成分ＡＣ1 ，ＡＣ2 ，ＡＣ3 および直流成分ＤＣ1 ，ＤＣ2 ，ＤＣ3 から、その第１光電脈波信号ＳＶ1 の交直成分比ＡＣ1 ／ＤＣ1 ，第２光電脈波信号ＳＶ2 の交直成分比ＡＣ1 ／ＤＣ1 および第３光電脈波信号ＳＶ3 の交直成分比ＡＣ3 ／ＤＣ3 がそれぞれ算出される。
【００６０】
次いで、前記酸素飽和度算出手段８５に対応するＳＣ６では、前述の数式４に基づいて、第１光電脈波信号ＳＶ1 の交直成分比ＡＣ1 ／ＤＣ1 と第２光電脈波信号ＳＶ2 の交直成分比ＡＣ2 ／ＤＣ2 との比Ｒ1 ＝｛（ＡＣ1 ／ＤＣ1 ）／（ＡＣ2 ／ＤＣ2 ）｝に基づいて、生体の酸素飽和度ＳａＯ２が算出される。
【００６１】
次いで、前記ヘマトクリット値算出手段８６に対応するＳＣ７では、第２光電脈波信号ＳＶ2 の交直成分比ＡＣ2 ／ＤＣ2 と第３光電脈波信号ＳＶ3 の交直成分比ＡＣ3 ／ＤＣ3 との比Ｒ2 ＝｛（ＡＣ2 ／ＤＣ2 ）／（ＡＣ3 ／ＤＣ3 ）｝に基づいて、たとえば図１０に示すような予め決定された関係から生体のヘマトクリット値Ｈｔが算出される。
【００６２】
続く、ＳＣ８では、ＳＣ６およびＳＣ７において算出された生体の酸素飽和度ＳａＯ2 およびヘマトクリット値Ｈｔが、例えば図７に示すように表示器３２に表示され、続くＳＣ９では、タイマカウンタＣＴの内容が「０」にクリアされた後、本ル−チンが終了させられる。
【００６３】
図１２に戻って、前記ヘマトクリット値異常判定手段９０に対応するＳＢ９では、ＳＢ８（ＳＣ７）において算出されたヘマトクリット値Ｈｔが異常であるか否かが、たとえば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（たとえば上下へ２０％）以上変化した状態が所定の拍数たとえば２０拍以上連続したことを以て判定される。このＳＢ９の判断が否定された場合はＳＢ１１以下が直接的に実行されるが、肯定された場合は、ＳＢ１０において上記ヘマトクリット値Ｈｔの異常を示すためのＨｔフラグがオン状態とされる。
【００６４】
次いで、前記推定血圧値異常判定手段８７に対応するＳＢ１１では、ＳＡ９において決定された推定血圧値ＥＢＰが異常であるか否かが、たとえば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（たとえば上下へ３０％）以上変化した状態が所定の拍数たとえば２０拍以上連続したことを以て判定される。このＳＢ１１の判断が否定された場合はＳ１３以下が直接的に実行されるが、肯定された場合は、ＳＢ１２において上記推定血圧値ＥＢＰの異常を示すためのＥＢＰフラグがオン状態とされる。
【００６５】
そして、ＳＢ１３では、ＥＢＰフラグがオン状態とされ且つＲＲフラグ、ＶＲフラグおよびＨｔフラグの少なくとも一つがオン状態とされているか否かが判断される。このＳＢ１３の判断が否定された場合はＳＡ１１が実行される。この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、推定血圧値ＥＢＰが１拍毎に連続的に決定され、且つその決定された推定血圧値ＥＢＰ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。
【００６６】
しかし、上記ＳＢ１３の判断が肯定された場合は、ＳＡ１２が実行されて推定血圧値の異常表示が表示器３２において行われた後、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ことにより、カフによる血圧測定が起動される。
【００６７】
上述のように本実施例によれば、推定血圧値決定手段７８（ＳＡ９）により決定された推定血圧値ＥＢＰが予め設定された判断基準値を越え、且つ末梢脈波検出手段として機能するプロ−ブ３８により検出された末梢部の脈波からヘマトクリット値算出手段８６（ＳＣ７）により算出される末梢側の情報の一つを表すヘマトクリット値Ｈｔが予め設定された判断基準値を越えた場合は、血圧測定起動手段９２（ＳＢ１乃至ＳＢ１３）により血圧測定手段７０による血圧測定が起動させられる。したがって、推定血圧値ＥＢＰに加え、ヘマトクリット値Ｈｔの異常が判断されて血圧測定が起動される。このヘマトクリット値Ｈｔは手術中あるいは手術後の脱血または人工透析中の循環血漿量の変化等の血液中の血球容積の割合の変化に起因する末梢血管の拡張または収縮による末梢血管抵抗の変化を表しているため、単に推定血圧値ＥＢＰが異常であることに基づいて血圧測定手段による血圧測定を起動させる場合に比較して、判断基準値を正常値へ接近させることができ、急激な血圧変動に対しても遅れがなく、確実に血圧値の異常を判定でき、血圧監視の信頼性を高めることができる。
【００６８】
また、本実施例によれば、推定血圧値ＥＢＰが予め設定された判断基準値を越え、且つ中枢側の情報を表す心拍周期ＲＲ、および末梢側の情報を表すヘマトクリット値Ｈｔの少なくとも一方が予め設定された判断基準値を越えた場合にも、血圧測定起動手段９２（ＳＢ１乃至ＳＢ１３）により血圧測定が起動させられる。従って、推定血圧値ＥＢＰおよび生体の末梢側の事情に加えて中枢側の事情も血圧測定起動の判断基準とされるので、一層判断基準値を正常値に近づけることができる。そのため、一層、急激な血圧変動に対しても遅れがなく、確実に血圧値の異常を判定でき、血圧監視の信頼性を高めることができる。
【００６９】
また、本実施例によれば、推定血圧値決定手段７８（ＳＡ９）により決定された推定血圧値ＥＢＰが予め設定された判断基準値を越え、且つ心拍周期決定手段７３（ＳＢ１）により決定された中枢側の情報を表す心拍周期ＲＲ、ヘマトクリット値算出手段８６（ＳＣ７）により決定された末梢側の情報を表すヘマトクリット値Ｈｔ、脈波面積算出手段８０（ＳＢ４）により決定された末梢側の情報を表す脈波面積ＶＲの少なくとも一つが予め設定された判断基準値を越えたことに基づいて、血圧測定起動手段９２（ＳＢ１乃至ＳＢ１３）により血圧測定手段７０による血圧測定が起動させられる。したがって、単に、推定血圧値が異常であることに基づいて血圧測定手段による血圧測定を起動させる場合に比較して、判断基準値を正常値へ接近させることができ、急激な血圧変動に対しても遅れがなく、確実に血圧値の異常を判定でき、血圧監視の信頼性を高めることができる。
【００７０】
また、本実施例によれば、脈波伝播情報を検出するための手段として、心電誘導波形の所定部位たとえばＲ波から、生体の末梢部位に装着されたプロ−ブ３８により検出された容積脈波の所定部位たとえば立ち上がり点あるいは最大傾斜点までの時間差ＤＴRPから、伝播時間ＤＴRP或いは伝播速度ＶM を算出する脈波伝播情報算出手段７４が設けられていた。従って、動脈上の２部位に圧脈波センサを設ける場合に比較して時間差が大きくなり、測定精度が高められる。
【００７１】
また、本実施例によれば、生体の末梢部位に装着され、末梢部の脈波を検出する末梢脈波検出手段として機能するプロ−ブ３８は、生体組織に向かって酸素化ヘモグロビンによる吸光係数と無酸素化ヘモグロビンによる吸光係数が略同じである波長を発光する光源である第２発光素子４５（λ2 ８００ｎｍ）および第３発光素子４６（λ3 １３００ｎｍ）と、その生体組織内で散乱された２波長λ2 ，λ3 の散乱光をそれぞれ受光する受光素子４７を備えた光電脈波センサであり、ヘマトクリット値算出手段８６は、そのプロ−ブ３８の受光素子４７から出力された第２波長λ2 ８００ｎｍの散乱光を表す光電脈波信号ＳＶ2 と、第３波長λ3 の散乱光を表す光電脈波信号ＳＶ3 から、それぞれ交直成分比を算出し、その交直成分比の比に基づいて、図１０に示すような予め設定された関係からヘマトクリット値Ｈｔを算出するものであった。従って、一拍毎のヘマトクリット値Ｈｔが容易に検出される利点がある。
【００７２】
また、本実施例によれば、前記脈波面積算出手段８０（ＳＢ４）は、上記光電脈波信号の面積Ｓを、その脈波の周期Ｗおよび振幅Ｌにより正規化した正規化脈波面積ＶＲを算出するものである。従って、経時変化や個人差が解消される利点がある。
【００７３】
また、本実施例によれば、推定血圧値決定手段７８（ＳＡ９）により逐次算出された推定血圧値ＥＢＰ、心拍周期決定手段７３（ＳＢ１）により逐次決定された心拍周期ＲＲ、脈波面積算出手段８０（ＳＢ４）により逐次算出された末梢部の脈波面積ＶＲ、ヘマトクリット値算出手段８６（ＳＣ７）により逐次算出されたヘマトクリット値Ｈｔを、それぞれ対比可能に共通の時間軸に沿ってトレンド表示する表示器３２が備えられるので、表示器３２に表示される推定血圧値ＥＢＰ、心拍周期ＲＲ、末梢部の脈波面積ＶＲおよびヘマトクリット値Ｈｔを、それぞれ対比して見ることにより、血圧測定起動手段９２による起動作動の根拠を確認することができるとともに、上記血圧測定手段７０による血圧測定が行われない期間において、生体の循環動態の様子を容易に監視することができる。
【００７４】
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。
【００７５】
たとえば、前述の実施例では、プロ−ブ３８から出力された光電脈波信号ＳＶ2 から、脈波面積算出手段８０により末梢部の脈波面積ＶＲが算出され、脈波面積異常判定手段８９により、脈波面積ＶＲの異常が判定されていたが、末梢側の情報として脈波面積ＶＲを必ずしも用いる必要はなく、末梢側の情報としてヘマトクリット値Ｈｔのみを用いてもよい。この場合は、脈波面積算出手段８０、脈波面積異常判定手段８９は不要となる。
【００７６】
また、前述の実施例では、心拍周期決定手段７３において、心電誘導装置３４により得られた心電誘導波形のＲ波間隔から心拍周期ＲＲが決定され、心拍周期異常判定手段８８において、心拍周期ＲＲの異常が判断されていたが、中枢側の情報が判断されなくても一定の効果が得られる。中枢側の情報が判断されない場合は、心拍周期決定手段７３および心拍周期異常判定手段８８は不要となる。
【００７７】
また、前述の実施例の血圧測定手段７０は、所謂オシロメトリック方式で血圧を測定するように構成されていたが、コロトコフ音の発生時および消滅時のカフ圧を最高血圧値および最低血圧値として決定する所謂Ｋ音方式により血圧測定するものであっても差し支えない。
【００７８】
また、前述の実施例では、心電誘導装置３４により検出された心電波形の所定部位と光電脈波検出プロープ３８により検出された光電脈波の所定部位との間の時間差に基づいて脈波伝播時間ＤＴRP或いは脈波伝播速度ＶM が求められていたが、頸動脈或いは上腕動脈に装着された第１の脈波検出装置と手首或いは指に装着された第２の脈波検出装置との間で脈波伝播時間ＤＴRP或いは脈波伝播速度ＶM が求められてもよい。
【００７９】
また、前述の実施例では、光電脈波検出プローブ３８は、生体の表皮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を受光する、反型光電脈波センサが用いられていたが、透過型光電脈波センサが用いられても構わない。
【００８０】
また、前述の実施例において、脈波伝播速度ＶM はＲ波から光電脈波の立ち上がり点までの時間差に基づいて算出されていたが、心電波形のＱ波から光電脈波の立ち上がり点までの時間差を用いるなどの他の算出方式が用いられる。
【００８１】
また、前述の実施例において、Ｒ波或いは光電脈波の１拍毎に血圧監視されていたが、２以上の拍数毎に血圧監視されるものであってもよい。
【００８２】
また、前述の実施例において、心拍周期ＲＲが用いられていたが、単位時間当たりの心拍数ＨＲ（１／分）が用いられてもよい。心拍周期ＲＲ（sec ）と心拍数ＨＲ（１／min ）とは１対１の対応関係（ＨＲ＝６０／ＲＲ）があるからである。
【００８３】
また、前述の実施例では、脈波面積算出手段８０において、光電脈波の全体の面積Ｓが正規化された正規化脈波面積ＶＲが算出されていたが、その正規化脈波面積ＶＲに代えて、たとえば図５に示すような光電脈波信号の全体の面積Ｓのうちの最高ピ−クまでの前半部の面積Ｓ1 あるいは最高ピ−ク以降の後半部の面積Ｓ2 を正規化したものが用いられてもよいし、図５に示すような光電脈波信号において、たとえばＬ・（２／３）に相当する高さの幅寸法Ｉを正規化したＩ／Ｗが用いられてもよい。要するに、容積脈波の面積或いは上方への尖り具合（先鋭度）を示す値であればよいのである。
【００８４】
なお、本発明はその主旨を逸脱しない範囲においてその他種々の変更が加えられ得るものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施例である血圧監視装置の回路構成を説明するブロック線図である。
【図２】図１の実施例の反射型光電脈波検出プロ−ブにおいて使用される波長λ1 ，λ2 ，λ3 と酸素化ヘモグロビンおよび無酸素化ヘモグロビンの吸光係数との関係を示す図である。
【図３】図１の実施例に用いられる反射型光電脈波検出プロ−ブの体表面に対向する面を示す図である。
【図４】図１の実施例における電子制御装置２８の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図である。
【図５】図１の実施例において、脈波面積ＶＲの正規化の方法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の制御作動により求められる時間差ＤＴRPを例示する図である。
【図７】図１の実施例により求めれられる推定血圧値ＥＢＰ、脈波面積ＶＲ、酸素飽和度ＳａＯ２、ヘマトクリット値Ｈｔおよび心拍周期ＲＲを示すトレンドグラフである。
【図８】図４の周波数解析手段において解析された光電脈波信号の一例として、第１光電脈波信号ＳＶ1 の交流成分ＡＣ1 および直流成分ＤＣ1 を示す図である。
【図９】図１の反射型光電脈波検出プロ−ブの受光素子により検知された後方散乱光を示す光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 の波形を例示するタイムチャ−トである。
【図１０】ヘマトクリット値算出手段において算出される比Ｒ2 ｛（ＡＣ2 ／ＤＣ2 ）／（ＡＣ3 ／ＤＣ3 ）｝とヘマトクリット値Ｈｔとの関係を示す図である。
【図１１】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１２】図１１のＳＡ１０における血圧測定起動判定ルーチンの作動を詳しく説明する図である。
【図１３】図１２のＳＢ８におけるヘマトクリット値を算出する際に作動される酸素飽和度およびヘマトクリット値算出ル−チンである。
【符号の説明】
１０：カフ
３２：表示器
３８：反射型光電脈波検出プローブ（末梢脈波検出手段）
７０：血圧測定手段
７３：心拍周期決定手段
７４：脈波伝播情報算出手段
７８：推定血圧値決定手段
８４：脈波面積算出手段
８６：ヘマトクリット値算出手段
９２：血圧測定起動手段
【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脈波伝播情報に基づいて、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脈波伝播情報として、所定の２部位間の伝播時間ＤＴや伝播速度ＶM （m/s ）などが知られており、このような脈波伝播情報は、所定の範囲内では生体の血圧値ＢＰ（mmHg）と略比例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と脈波伝播情報から、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。
【０００３】
【発明が解決すべき課題】
ところで、上記生体の血圧値と脈波伝播情報との関係は、心筋の状態などの中枢側の事情や、末梢血管硬さや血流抵抗の変化などの末梢側の事情の影響を受けて変化することから、異常判定の信頼性を高める目的で推定血圧値の異常を判定するための判断基準値を正常血圧値から充分に離れた値に設定する必要があるので、急激な血圧変動などに対しては血圧測定手段による血圧測定起動が遅れて、必ずしも血圧監視精度が充分に得られない場合があった。
【０００４】
本発明は以上のような事情を背景として為されたものであり、その目的とするところは、生体の動脈内を伝播する脈波の伝播情報に基づいて生体の血圧値を監視する血圧監視装置において、高い血圧監視精度が得られるようにすることにある。
【０００５】
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、血液循環動態の中枢側の情報として心拍周期、末梢側の情報として血液中の血球成分の割合（％）として表されるヘマトクリット値および末梢血管の一拍あたりの血流量を表す脈波面積を用い、その心拍周期、ヘマトクリット値、および脈波面積の変化を監視血圧異常判定の条件とすると、生体の血圧異常判定の信頼性を一層高め得ることを見いだした。本発明はこのような知見に基づいて為されたものである。
【０００６】
【課題を解決するための第１の手段】
すなわち、かかる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、その血圧測定手段による血圧測定値と生体の脈波伝播情報との間の予め設定された関係から実際の生体の脈波伝播情報に基づいて該生体の推定血圧値を逐次決定する推定血圧値決定手段とを備え、その推定血圧値決定手段により決定された推定血圧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形式の血圧監視装置であって、（ａ）前記生体の末梢部の脈波を検出する末梢脈波検出手段と、（ｂ）その末梢脈波検出手段により検出された末梢部の脈波から前記生体の血液中のヘマトクリット値を連続的に算出するヘマトクリット値算出手段と、（ｃ）前記推定血圧値が予め設定された判断基準値を越え、且つ前記ヘマトクリット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血圧測定起動手段とを、含むことにある。
【０００７】
【第１発明の効果】
このようにすれば、推定血圧値決定手段により決定された推定血圧値が予め設定された判断基準値を越え、且つ末梢脈波検出手段により検出された末梢部の脈波からヘマトクリット値算出手段により算出される末梢側の情報を表すヘマトクリット値が、予め設定された判断基準値を越えたことに基づいて、血圧測定起動手段により前記血圧測定手段による血圧測定が起動させられる。したがって、推定血圧値に加え、ヘマトクリット値の異常が判断されて血圧測定手段による血圧測定が起動される。このヘマトクリット値は手術中あるいは手術後の脱血または人工透析中の循環血漿量の変化等の血液中の血球容積の割合の変化に起因する末梢血管の拡張または収縮による末梢血管抵抗の変化を表しているため、単に推定血圧値が異常であることに基づいて血圧測定手段による血圧測定を起動させる場合に比較して、判断基準値を正常値へ接近させることができ、急激な血圧変動に対しても遅れがなく、確実に血圧値の異常を判定でき、血圧監視の信頼性を高めることができる。
【０００８】
【課題を解決するための第２の手段】
かかる目的を達成するための第２発明の要旨とするところは、前記血圧監視装置に、（ｄ）前記生体の心拍周期を決定する心拍周期決定手段と、（ｅ）前記推定血圧値が予め設定された判断基準値を越え、且つ前記ヘマトクリット値および心拍周期の少なくとも一方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血圧測定起動手段とがさらに含まれることにある。
【０００９】
【第２発明の効果】
このようにすれば、前記推定血圧値が予め設定された判断基準値を越え、且つ中枢側の情報を表す前記心拍周期、および末梢側の情報を表すヘマトクリット値の少なくとも一方が予め設定された判断基準値を越えたことに基づいて血圧測定起動手段により前記血圧測定が起動させられる。従って、推定血圧値および生体の末梢側の事情に加えて中枢側の事情も血圧測定起動の判断基準とされるので、一層判断基準値を正常値に近づけることができる。そのため、一層、急激な血圧変動に対しても遅れがなく、確実に血圧値の異常を判定でき、血圧監視の信頼性を高めることができる。
【００１０】
【課題を解決するための第３の手段】
かかる目的を達成するための第３発明の要旨とするところは、前記第２発明の血圧監視装置に、（ｆ）前記末梢脈波検出手段により検出された末梢部の脈波の面積を算出する脈波面積算出手段と、（ｇ）前記推定血圧値が予め設定された判断基準値を越え、且つ前記ヘマトクリット値、心拍周期および脈波面積の少なくとも一つ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血圧測定起動手段とが、さらに含まれることにある。
【００１１】
【第３発明の効果】
このようにすれば、前記推定血圧値が予め設定された判断基準値を越え、且つ中枢側の情報を表す前記心拍周期、および末梢側の情報を表すヘマトクリット値、脈波面積の少なくとも一つが予め設定された判断基準値を越えたことに基づいて血圧測定起動手段により前記血圧測定が起動させられる。従って、推定血圧値が予め設定された判断基準値を越えた場合に、推定血圧値、生体の中枢側の情報である心拍周期および末梢側の情報であるヘマトクリット値に加えて、さらに末梢側の他の情報として末梢血管の一拍あたりの血流量を表す脈波面積が判断されて血圧測定が起動されるので、より一層判断基準値を正常値に近づけることができる。そのため、より一層、急激な血圧変動に対しても遅れがなく、確実に血圧値の異常を判定でき、血圧監視の信頼性を高めることができる。
【００１２】
【発明の他の形態】
ここで、好適には、前記生体の脈波伝播情報を検出するための手段として、心電誘導波形の所定部位から末梢側で検出された圧脈波或いは容積脈波の所定部位までの時間差から、伝播時間或いは伝播速度を算出する脈波伝播情報算出手段が設けられる。このようにすれば、動脈上の２部位に圧脈波センサを設ける場合に比較して時間差が大きくなり、測定精度が高められる。
【００１３】
また、好適には、前記生体の末梢部位に装着され、末梢部の脈波を検出する末梢脈波検出手段が、生体組織に向かって酸素化ヘモグロビンによる吸光係数と無酸素化ヘモグロビンによる吸光係数が略同じである波長を２波長発光する光源と、その生体組織内で散乱された２波長の散乱光をそれぞれ受光する受光素子を備えた光電脈波センサであり、前記ヘマトクリット値算出手段は、その光電脈波センサの受光素子から出力された一つの波長の散乱光を表す光電脈波信号と、他の一つの波長の散乱光を表す光電脈波信号から、それぞれ交直成分比を算出し、その交直成分比の比に基づいて、予め設定された関係からヘマトクリット値を算出するものである。このようにすれば、一拍毎のヘマトクリット値が容易に検出される利点がある。
【００１４】
また、好適には、前記脈波面積算出手段は、上記光電脈波センサにより得られた脈波の面積を、その脈波の周期および振幅により正規化した正規化脈波を算出するものである。このようにすれば、経時変化や個人差が解消される利点がある。
【００１５】
また、好適には、前記推定血圧値決定手段により逐次算出された推定血圧値、前記ヘマトクリット値算出手段により逐次算出されたヘマトクリット値、前記心拍周期決定手段により逐次決定された心拍周期、前記脈波面積算出手段により逐次算出された末梢部の脈波面積を、それぞれ対比可能に共通の時間軸に沿ってトレンド表示する表示器が備えられる。このようにすれば、表示器に表示される推定血圧値、ヘマトクリット値、心拍周期、末梢部の脈波面積を、それぞれ対比して見ることにより、血圧測定起動手段による起動作動の根拠を確認することができるとともに、上記血圧測定手段による血圧測定が行われない期間において、生体の循環動態の様子を容易に監視することができる。
【００１６】
また、好適には、生体の表皮に貼着された電極を通して心電誘導波形を検出する心電誘導装置を備え、前記心拍周期決定手段は、その心電誘導波形の所定部位たとえばＲ波間の時間間隔を決定するものである。
【００１７】
【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。
【００１８】
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。
【００１９】
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。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の振動成分であるカフ脈波信号ＳＭ1 を周波数的に弁別してそのカフ脈波信号ＳＭ1 をＡ／Ｄ変換器３０を介して電子制御装置２８へ供給する。このカフ脈波信号ＳＭ1 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を示している。
【００２０】
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。
【００２１】
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。
【００２２】
光電脈波センサとして機能する反射型光電脈波検出プローブ３８（以下、単にプローブという）は、生体の末梢部の脈波を検出する末梢脈波検出手段あるいは容積脈波検出手段として機能するものであり、例えば、被測定者のカフの装着されていない側たとえば左手の指尖部などの生体皮膚すなわち体表面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、毛細血管を含む末梢動脈へ伝播した脈波を検出して光電脈波信号ＳＭ3 （光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 ）を出力する。
【００２３】
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、第２発光素子４５および第３発光素子４６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４７と、ハウジング４２内に一体的に設けられて発光素子４４、４５、４６及び受光素子４７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、４５、４６と受光素子４７との間に設けられ、発光素子４４、４５、４６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４７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。
【００２４】
上記第１発光素子４４は、酸素飽和度によりヘモグロビンの吸光係数が影響される第１波長λ1 例えば６６０ｎｍ程度の波長の赤色光を発光し、第２発光素子４５は、酸素飽和度によりヘモグロビンの吸光係数が影響されない第２波長λ2 例えば８００ｎｍ程度の波長の赤外光を発光し、第３発光素子は、酸素飽和度によりヘモグロビンの吸光係数が影響されない第３波長λ3 例えば１３００ｎｍ程度の波長の赤外光を発光するものである。
【００２５】
図２において、１点鎖線は酸素化ヘモグロビン（oxy-hemoglobin) の吸光係数を示し、実線は無酸素化ヘモグロビン(deoxy-hemoglobin)の吸光係数を示している。これらの発光素子４４，４５，４６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４４，４５，４６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４７によりそれぞれ受光される。なお、発光素子４４，４５，４６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は酸素化ヘモグロビンと無酸素化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４５および第３発光素子４６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。
【００２６】
図３は、上記プローブ３８のハウジング４２の、その体表面４０に対向する面を見た図である。ハウジング４２の中央部には受光素子４７が配置されており、前記円環状の遮光部材５０が同心位置に固定されているとともに、複数個の第１発光素子４４，第２発光素子４５および第３発光素子４６が、その遮光部材５０の外側であって、１点鎖線に示す半径ｒの同心円に沿って順に配列されている。
【００２７】
受光素子４７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４７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。
【００２８】
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，第２発光素子４５及び第３発光素子４６の発光に同期して切り換えられることにより、前記光電脈波信号ＳＭ3 をそれぞれの発光素子４４、４５、４６からの反射光による光電脈波信号に分別する。すなわち、第１波長λ1 ６６０ｎｍの赤色光による光電脈波信号ＳＶ1 をサンプルホールド回路５６及びＡ／Ｄ変換器５８を介して、第２波長λ2 ８００ｎｍの赤外光による光電脈波信号ＳＶ2 をサンプルホールド回路６０及びＡ／Ｄ変換器６２を介して、第３波長λ3 １３００ｎｍの赤外光による光電脈波信号ＳＶ3 をサンプルホールド回路６８及びＡ／Ｄ変換器６６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。
【００２９】
サンプルホールド回路５６，６０，６８は、入力された光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 をＡ／Ｄ変換器５８，６２，６６へ出力する際に、前回出力した光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 についてのＡ／Ｄ変換器５８，６２，６６における変換作動が終了するまでに、次に出力する光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 をそれぞれ保持するためのものである。
【００３０】
電子制御装置２８のＣＰＵ２９は、ＲＡＭ３３の記憶機能を利用しつつＲＯＭ３１に予め記憶されたプログラムに従って測定動作を実行し、駆動回路６４に制御信号ＳＬＶを出力して発光素子４４，４５，４６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４４，４５，４６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、前記光電脈波信号ＳＶ1 をサンプルホールド回路５６に、光電脈波信号ＳＶ2 をサンプルホールド回路６０に、光電脈波信号ＳＶ3 をサンプルホールド回路６８にそれぞれ振り分ける。上記ＣＰＵ２９は、血中酸素飽和度ＳａＯ２を算出するために予め記憶された演算式から上記光電脈波信号ＳＶ1 およびＳＶ2 の振幅値に基づいて生体の血中酸素飽和度ＳａＯ２を算出する。さらに上記ＣＰＵ２９は、上記光電脈波信号ＳＶ2 およびＳＶ3 の振幅値に基づいて後述する方法によりヘマトクリット値Ｈｔを算出する。
【００３１】
図４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４において、血圧測定手段７０は、カフ圧制御手段７２によってたとえば生体の上腕に巻回されたカフ１０の圧迫圧力が所定の目標圧力値ＰCM（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ＢＰSYS 、平均血圧値ＰMEAN、および最低血圧値ＢＰDIA などを決定する。
【００３２】
心拍周期決定手段７３は、心電誘導装置３４により得られた心電誘導波形の所定部位間の間隔たとえばＲ波間隔を計測することにより心拍周期ＲＲを決定する。また、脈波伝播情報算出手段７４は、図６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信号ＳＭ3 （すなわち、ＳＶ1 あるいはＳＶ2 あるいはＳＶ3 ）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最大傾斜点までの時間差（脈波伝播時間）ＤＴRPを一拍毎に逐次算出し、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ＶM （m/sec ）を逐次算出する。尚、数式１において、Ｌ（ｍ）は左心室から大動脈を経て前記プローブ３８が装着される部位までの距離であり、ＴPEP （ｓec）は心電誘導波形のＲ波から光電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ＴPEP は定数であり、予め実験的に求められた値が用いられる。
【００３３】
【数１】
ＶM ＝Ｌ／（ＤＴRP−ＴPEP ）
【００３４】
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ＢＰSYS とそれぞれの血圧測定期間内における脈波伝播時間ＤＴRP或いは脈波伝播速度ＶM 、たとえばそのカフ昇圧期間内における脈波伝播時間ＤＴRP或いは伝播速度ＶM の平均値に基づいて、数式２或いは数式３で示される脈波伝播時間ＤＴRP或いは伝播速度ＶM と最高血圧値ＢＰSYS との関係式における係数α及びβを、予め決定する。なお、上記最高血圧値ＢＰSYS に代えて、血圧測定手段７０により測定された平均血圧値ＢＰMEAN或いは最低血圧値ＢＰDIA と血圧測定期間内における脈波伝播時間ＤＴRP或いは伝播速度ＶM との関係が求められてもよい。要するに、監視（推定）血圧値ＥＢＰを最高血圧値とするか、平均血圧値とするか、最低血圧値とするかによって選択される。
【００３５】
【数２】
ＥＢＰ＝α（ＤＴRP）＋β
（但し、αは負の定数、βは正の定数）
【００３６】
【数３】
ＥＢＰ＝α（ＶM ）＋β
（但し、αは正の定数、βは正の定数）
【００３７】
推定血圧値決定手段７８は、生体の血圧値とその生体の脈波伝播時間ＤＴRP或いは伝播速度ＶM との間の上記対応関係（数式２および数式３）から、脈波伝播情報算出手段７４により逐次算出される生体の実際の脈波伝播時間ＤＴRP或いは伝播速度ＶM に基づいて推定血圧値ＥＢＰを逐次決定する。決定された推定血圧値ＥＢＰは、図７に示すように、前述の心拍周期ＲＲおよび後述する脈波面積ＶＲ、酸素飽和度ＳａＯ２およびヘマトクリット値Ｈｔと共に表示器３２に共通の時間軸に沿って対比可能にトレンド表示される。
【００３８】
脈波面積算出手段８０は、プローブ３８により得られた光電脈波の面積Ｓをその１周期Ｗおよび振幅Ｌに基づいて正規化して算出し、正規化脈波面積ＶＲを算出する。すなわち、上記光電脈波は、図５に示すように、数ミリ或いは十数ミリ毎のサンプリング周期毎に入力される光電脈波の大きさを示す点の連なりにより構成されており、その１周期Ｗ内において光電脈波を積分（加算）することにより光電脈波の面積Ｓが求められた後、Ｓ／（Ｗ×Ｌ）なる演算が行われることにより正規化脈波面積ＶＲが算出される。この正規化脈波面積ＶＲは、その１周期Ｗと振幅Ｌとによって囲まれる矩形内における面積割合を示す無次元の値であり、％ＭＡＰとしても称される。この脈波面積算出手段８０において面積Ｓを算出するために用いられる光電脈波信号は、第１波長λ1 の反射光による光電脈波信号ＳＶ1 、第２波長λ2 の反射光による光電脈波信号ＳＶ2 、第３波長λ3 の反射光による光電脈波信号ＳＶ3 のいずれも用いられ得るが、酸素飽和度により吸光係数が影響されず、且つ吸光係数の絶対値が比較的大きい光電脈波信号ＳＶ2 が好適に用いられる。
【００３９】
周波数解析手段８２は、高速フ−リエ変換法を利用した周波数解析を予め設定された所定の区間毎に施すことにより、受光素子４７から出力された光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 から、それぞれの光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 の交流成分および直流成分を決定する。すなわち、その所定区間毎の第１光電脈波信号ＳＶ1 からその交流成分ＡＣ1 および直流成分ＤＣ1 を、第２光電脈波信号ＳＶ2 からその交流成分ＡＣ2 および直流成分ＤＣ2 を、第３光電脈波信号ＳＶ3 からその交流成分ＡＣ3 および直流成分ＤＣ3 をそれぞれ逐次決定する。上記第１光電脈波信号ＳＶ1 ，第２光電脈波信号ＳＶ2 および第３光電脈波信号ＳＶ3 は、生体組織の毛細血管内の血液容積の心拍に同期した脈動に同期して変化させられるので、上記交流成分ＡＣ1 ，ＡＣ2 ，ＡＣ3 は、生体の脈拍数ＰＲ（１／分）すなわち脈拍周波数ＰＦ（Hz）に相当する周波数成分の信号電力（ワット）として得られ、上記直流成分ＤＣ1 ，ＤＣ2 ，ＤＣ3 は、直流に相当する周波数成分の信号電力（ワット）として得られる。図８には、上記周波数解析によって得られた光電脈波信号の例として第１光電脈波信号ＳＶ1 の周波数スペクトルの例が示されている。
【００４０】
上記周波数解析手段８２により周波数解析が行われる区間は、測定対象の生体の呼吸周期ＴREの半周期或いは１周期の整数倍、たとえば脈拍周期の２或いは４倍の時間の整数倍の時間に設定される。動脈内血圧は呼吸周期に同期して変動することが知られており、これにより生体組織の毛細血管内の血液容積も脈拍に同期して脈動しつつ上記呼吸周期に同期してうねり変動を生じることから、前記光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 も図９に示すようにその呼吸周期に同期する変動を受ける。そのため、上記のようにすれば、区間内の信号が平均化されて少なくとも呼吸性変動の影響が好適に解消される。
【００４１】
交直成分比算出手段８４は、上記周波数解析手段８２により決定された光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 の交流成分ＡＣ1 ，ＡＣ2 ，ＡＣ3 および直流成分ＤＣ1 ，ＤＣ2 ，ＤＣ3 から、その交直成分比（ＡＣ1 ／ＤＣ1 ），（ＡＣ2 ／ＤＣ2 ），（ＡＣ3 ／ＤＣ3 ）をそれぞれ算出する。
【００４２】
酸素飽和度算出手段８５は、たとえば予め設定された数式４に示す関係から、酸素化ヘモグロビンと無酸素化ヘモグロビンとの吸光係数差が大きい波長λ1 における交直成分比および酸素化ヘモグロビンと無酸素化ヘモグロビンとの吸光係数が略同じとなる波長λ2 における交直成分比を算出する。たとえば、前記第１光電脈波信号ＳＶ1 の交直成分比（ＡＣ1 ／ＤＣ1 ）と第２光電脈波信号ＳＶ2 の交直成分比（ＡＣ2 ／ＤＣ2 ）を算出し、たとえば数式４に示す予め求められた関係から、その比Ｒ1 ＝｛（ＡＣ1 ／ＤＣ1 ）／（ＡＣ2 ／ＤＣ2 ）｝に基づいて、前記生体の酸素飽和度ＳａＯ２を算出する。なお、数式４において、Ａは傾きを示す負の定数であり、Ｂは切片を示す定数である。
【００４３】
【数４】
ＳａＯ２＝Ａ×Ｒ1 ＋Ｂ
【００４４】
ヘマトクリット値算出手段８６は、末梢脈波検出手段として機能しているプロ−ブ３８により検出された末梢部の脈波から生体の血液中のヘマトクリット値Ｈｔを連続的に算出する。すなわち、交直成分比算出手段８４において算出された酸素化ヘモグロビンと無酸素化ヘモグロビンとの吸光係数が略同じとなる２つの波長すなわち第２光電脈波信号ＳＶ2 の波長λ2 （８００ｎｍ）および第３光電脈波信号の波長λ3 （１３００ｎｍ）における交直成分比（ＡＣ2 ／ＤＣ2 ）および（ＡＣ3 ／ＤＣ3 ）より、その比Ｒ2 ＝｛（ＡＣ2 ／ＤＣ2 ）／（ＡＣ3 ／ＤＣ3 ）｝を算出し、その比Ｒ2 に基づいて例えば図１０に示すような予め決定された関係から前記生体の血液中の血球濃度（％）を表す値であるヘマトクリット値Ｈｔを算出する。このヘマトクリット値Ｈｔは血圧と負の相関関係があることが知られており、ヘマトクリット値Ｈｔの変動より血圧の変動が推定できるものである。
【００４５】
血圧測定起動手段９２は、推定血圧値決定手段７８により決定された推定血圧値ＥＢＰが予め設定された判断基準値を越え、且つ上記ヘマトクリット値Ｈｔ、心拍周期ＲＲおよび脈波面積ＶＲの少なくとも一つ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７０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９２は、推定血圧値決定手段７８により決定された推定血圧値ＥＢＰ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推定血圧値異常判定手段８７、ヘマトクリット値算出手段８６により決定されたヘマトクリット値Ｈｔ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ヘマトクリット値異常判定手段９０、心拍周期決定手段７３により決定された心拍周期ＲＲ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心拍周期異常判定手段８８、脈波面積算出手段８０により算出された脈波面積ＶＲ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波面積異常判定手段８９を備え、上記推定血圧値異常判定手段８７により推定血圧値ＥＢＰの異常が判定され、且つヘマトクリット値異常判定手段９０によりヘマトクリット値Ｈｔの異常が判定されるか、心拍周期異常判定手段８８により心拍周期ＲＲの異常が判定されるか、或いは脈波面積異常判定手段８９により脈波面積ＶＲの異常が判定された場合に、前記血圧測定手段７０による血圧測定を起動させる。
【００４６】
図１１は、上記血圧監視装置８の電子制御装置２８における制御作動の要部を説明するフローチャートである。図１１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フラグ、カウンタ、レジスタをクリアする初期処理が実行された後、脈波伝播情報算出手段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すなわち伝播時間ＤＴRPが決定され、前記数式１からその伝播時間ＤＴRPに基づいて脈波伝播速度ＶM （m/sec ）が算出される。
【００４７】
次いで、前記カフ圧制御手段７２に対応するＳＡ３およびＳＡ４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とともに、カフ圧ＰC が１８０mmHg程度に予め設定された目標圧迫圧ＰCM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ＰC の上昇が継続される。
【００４８】
しかし、カフ圧ＰC 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ＢＰSYS 、平均血圧値ＢＰMEAN、および最低血圧値ＢＰDIA 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。
【００４９】
次に、前記対応関係決定手段７６に対応するＳＡ６では、ＳＡ２において求められたカフ昇圧期間内の脈波伝播時間ＤＴRP或いは脈波伝播速度ＶM の平均値と、ＳＡ５において測定されたカフ１０による血圧値ＢＰSYS 、ＢＰMEAN、またはＢＰDIA 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ＢＰSYS 、ＢＰMEAN、およびＢＰDIA が測定されると、それら血圧値ＢＰSYS 、ＢＰMEAN、またはＢＰDIA のうちの１つと、脈波伝播時間ＤＴRP或いは脈波伝播速度ＶM とに基づいて、脈波伝播時間ＤＴRP或いは脈波伝播速度ＶM と推定血圧値ＥＢＰとの間の対応関係（数式２或いは数式３）が決定されるのである。
【００５０】
上記のようにして脈波伝播情報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波および光電脈波信号ＳＭ3 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、前記脈波伝播情報算出手段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波および光電脈波信号ＳＭ3 についての脈波伝播時間ＤＴRPおよび脈波伝播速度ＶM がＳＡ２と同様にして算出される。
【００５１】
そして、推定血圧値決定手段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情報血圧対応関係から、上記ＳＡ８において求められた脈波伝播時間ＤＴRP或いは脈波伝播速度ＶM に基づいて、推定血圧値ＥＢＰ（最高血圧値、平均血圧値、或いは最低血圧値）が決定され、且つ一拍毎の推定血圧値ＥＢＰをトレンド表示させるために表示器３２に出力される。
【００５２】
次いで、前記血圧測定起動手段９２に対応するＳＡ１０では、たとえば図１２に示す血圧測定起動判定ルーチンが実行されることにより、推定血圧値ＥＢＰが予め設定された判断基準値を越え、且つ前記ヘマトクリット値Ｈｔ、心拍周期ＲＲおよび脈波面積ＶＲの少なくとも一つ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７０による血圧測定を起動させる。
【００５３】
図１２において、前記心拍周期決定手段７３に対応するＳＢ１では、心電誘導装置３４により得られた心電誘導波形から心拍周期ＲＲが算出され、図７に示すように表示器３２に表示された後、前記心拍周期異常判定手段８８に対応するＳＢ２では、心拍周期ＲＲが異常であるか否かが、たとえば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（たとえば上下へ５％）以上変化した状態が所定の拍数たとえば２０拍以上連続したことを以て判定される。このＳＢ２の判断が否定された場合はＳＢ４以下が直接的に実行されるが、肯定された場合は、ＳＢ３において上記心拍周期ＲＲの異常を示すためのＲＲフラグがオン状態とされる。
【００５４】
次いで、前記脈波面積算出手段８０に対応するＳＢ４では、プローブ３８により得られた光電脈波信号ＳＶ2 から正規化脈波面積ＶＲが算出され、図７に示すように表示器３２に表示された後、ＳＢ５において、末梢部で検出された光電脈波が正常であるか否かが判断される。このＳＢ５は、光電脈波の形状が異常、たとえば基線の傾斜が所定以上であるもの、或いは校正が入ることによって脈波形状が途中でずれているものなどを除去するためのものである。上記ＳＢ５の判断が否定された場合はＳＢ１３以下が実行されるが、肯定された場合には、ＳＢ６以下が実行される。
【００５５】
前記脈波面積異常判定手段８９に対応するＳＢ６では、ＳＢ４において算出された正規化脈波面積ＶＲが異常であるか否かが、たとえば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（たとえば上下へ３％）以上変化した状態が所定の拍数たとえば２０拍以上連続したことを以て判定される。このＳＢ６の判断が否定された場合はＳＢ８以下が直接的に実行されるが、肯定された場合は、ＳＢ７において上記脈波面積ＶＲの異常を示すためのＶＲフラグがオン状態とされる。
【００５６】
続くヘマトクリット値算出手段８６に対応するＳＢ８では、たとえば、図１３に示す酸素飽和度およびヘマトクリット値算出ル−チンが実行されることにより、酸素飽和度ＳａＯ２と共にヘマトクリット値Ｈｔが算出される。
【００５７】
図１３において、ＳＣ１では、第１波長λ1 の後方散乱光を表す第１光電脈波信号ＳＶ1 ，第２波長λ2 の後方散乱光を表す第２光電脈波信号ＳＶ2 および第３波長λ3 の後方散乱光を表す第３光電脈波信号ＳＶ3 が読み込まれる。次いで、ＳＣ２においてタイマカウンタＣＴの内容に「１」が加算された後、ＳＣ３において、タイマカウンタＣＴの内容が予め設定された判断基準時間Ｔ0 以上となったか否かが判断される。この判断基準時間Ｔ0 は、後述のＳＣ４の周波数解析の対象となる単位区間の時間幅に対応するものであり、呼吸周期ＴREの半周期の整数倍たとえば測定対象である生体の脈拍周期の２或いは４倍の時間の整数倍の時間に設定されている。
【００５８】
当初は上記ＳＣ３の判断が否定されるので、ＳＣ１以下が繰り返し実行されることにより光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 が連続的に読み込まれる。そして、それら光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 が連続的に読み込まれるうちにＳＣ３の判断が肯定されると、前記周波数解析手段８２に対応するＳＣ４において、上記の単位区間内の第１光電脈波信号ＳＶ1 ，第２光電脈波信号ＳＶ2 および第３光電脈波信号ＳＶ3 に対して周波数解析処理がそれぞれ実行されることにより、第１光電脈波信号ＳＶ1 の交流成分ＡＣ1 （信号電力値）および直流成分ＤＣ1 （信号電力値）、第２光電脈波信号ＳＶ2 の交流成分ＡＣ2 （信号電力値）および直流成分ＤＣ2 （信号電力値）、第３光電脈波信号ＳＶ3 の交流成分ＡＣ3 （信号電力値）および直流成分ＤＣ3 （信号電力値）が抽出される。
【００５９】
次いで、前記交直成分比算出手段８４に対応するＳＣ５では、上記ＳＣ４において抽出された光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 の交流成分ＡＣ1 ，ＡＣ2 ，ＡＣ3 および直流成分ＤＣ1 ，ＤＣ2 ，ＤＣ3 から、その第１光電脈波信号ＳＶ1 の交直成分比ＡＣ1 ／ＤＣ1 ，第２光電脈波信号ＳＶ2 の交直成分比ＡＣ1 ／ＤＣ1 および第３光電脈波信号ＳＶ3 の交直成分比ＡＣ3 ／ＤＣ3 がそれぞれ算出される。
【００６０】
次いで、前記酸素飽和度算出手段８５に対応するＳＣ６では、前述の数式４に基づいて、第１光電脈波信号ＳＶ1 の交直成分比ＡＣ1 ／ＤＣ1 と第２光電脈波信号ＳＶ2 の交直成分比ＡＣ2 ／ＤＣ2 との比Ｒ1 ＝｛（ＡＣ1 ／ＤＣ1 ）／（ＡＣ2 ／ＤＣ2 ）｝に基づいて、生体の酸素飽和度ＳａＯ２が算出される。
【００６１】
次いで、前記ヘマトクリット値算出手段８６に対応するＳＣ７では、第２光電脈波信号ＳＶ2 の交直成分比ＡＣ2 ／ＤＣ2 と第３光電脈波信号ＳＶ3 の交直成分比ＡＣ3 ／ＤＣ3 との比Ｒ2 ＝｛（ＡＣ2 ／ＤＣ2 ）／（ＡＣ3 ／ＤＣ3 ）｝に基づいて、たとえば図１０に示すような予め決定された関係から生体のヘマトクリット値Ｈｔが算出される。
【００６２】
続く、ＳＣ８では、ＳＣ６およびＳＣ７において算出された生体の酸素飽和度ＳａＯ2 およびヘマトクリット値Ｈｔが、例えば図７に示すように表示器３２に表示され、続くＳＣ９では、タイマカウンタＣＴの内容が「０」にクリアされた後、本ル−チンが終了させられる。
【００６３】
図１２に戻って、前記ヘマトクリット値異常判定手段９０に対応するＳＢ９では、ＳＢ８（ＳＣ７）において算出されたヘマトクリット値Ｈｔが異常であるか否かが、たとえば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（たとえば上下へ２０％）以上変化した状態が所定の拍数たとえば２０拍以上連続したことを以て判定される。このＳＢ９の判断が否定された場合はＳＢ１１以下が直接的に実行されるが、肯定された場合は、ＳＢ１０において上記ヘマトクリット値Ｈｔの異常を示すためのＨｔフラグがオン状態とされる。
【００６４】
次いで、前記推定血圧値異常判定手段８７に対応するＳＢ１１では、ＳＡ９において決定された推定血圧値ＥＢＰが異常であるか否かが、たとえば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（たとえば上下へ３０％）以上変化した状態が所定の拍数たとえば２０拍以上連続したことを以て判定される。このＳＢ１１の判断が否定された場合はＳ１３以下が直接的に実行されるが、肯定された場合は、ＳＢ１２において上記推定血圧値ＥＢＰの異常を示すためのＥＢＰフラグがオン状態とされる。
【００６５】
そして、ＳＢ１３では、ＥＢＰフラグがオン状態とされ且つＲＲフラグ、ＶＲフラグおよびＨｔフラグの少なくとも一つがオン状態とされているか否かが判断される。このＳＢ１３の判断が否定された場合はＳＡ１１が実行される。この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、推定血圧値ＥＢＰが１拍毎に連続的に決定され、且つその決定された推定血圧値ＥＢＰ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。
【００６６】
しかし、上記ＳＢ１３の判断が肯定された場合は、ＳＡ１２が実行されて推定血圧値の異常表示が表示器３２において行われた後、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ことにより、カフによる血圧測定が起動される。
【００６７】
上述のように本実施例によれば、推定血圧値決定手段７８（ＳＡ９）により決定された推定血圧値ＥＢＰが予め設定された判断基準値を越え、且つ末梢脈波検出手段として機能するプロ−ブ３８により検出された末梢部の脈波からヘマトクリット値算出手段８６（ＳＣ７）により算出される末梢側の情報の一つを表すヘマトクリット値Ｈｔが予め設定された判断基準値を越えた場合は、血圧測定起動手段９２（ＳＢ１乃至ＳＢ１３）により血圧測定手段７０による血圧測定が起動させられる。したがって、推定血圧値ＥＢＰに加え、ヘマトクリット値Ｈｔの異常が判断されて血圧測定が起動される。このヘマトクリット値Ｈｔは手術中あるいは手術後の脱血または人工透析中の循環血漿量の変化等の血液中の血球容積の割合の変化に起因する末梢血管の拡張または収縮による末梢血管抵抗の変化を表しているため、単に推定血圧値ＥＢＰが異常であることに基づいて血圧測定手段による血圧測定を起動させる場合に比較して、判断基準値を正常値へ接近させることができ、急激な血圧変動に対しても遅れがなく、確実に血圧値の異常を判定でき、血圧監視の信頼性を高めることができる。
【００６８】
また、本実施例によれば、推定血圧値ＥＢＰが予め設定された判断基準値を越え、且つ中枢側の情報を表す心拍周期ＲＲ、および末梢側の情報を表すヘマトクリット値Ｈｔの少なくとも一方が予め設定された判断基準値を越えた場合にも、血圧測定起動手段９２（ＳＢ１乃至ＳＢ１３）により血圧測定が起動させられる。従って、推定血圧値ＥＢＰおよび生体の末梢側の事情に加えて中枢側の事情も血圧測定起動の判断基準とされるので、一層判断基準値を正常値に近づけることができる。そのため、一層、急激な血圧変動に対しても遅れがなく、確実に血圧値の異常を判定でき、血圧監視の信頼性を高めることができる。
【００６９】
また、本実施例によれば、推定血圧値決定手段７８（ＳＡ９）により決定された推定血圧値ＥＢＰが予め設定された判断基準値を越え、且つ心拍周期決定手段７３（ＳＢ１）により決定された中枢側の情報を表す心拍周期ＲＲ、ヘマトクリット値算出手段８６（ＳＣ７）により決定された末梢側の情報を表すヘマトクリット値Ｈｔ、脈波面積算出手段８０（ＳＢ４）により決定された末梢側の情報を表す脈波面積ＶＲの少なくとも一つが予め設定された判断基準値を越えたことに基づいて、血圧測定起動手段９２（ＳＢ１乃至ＳＢ１３）により血圧測定手段７０による血圧測定が起動させられる。したがって、単に、推定血圧値が異常であることに基づいて血圧測定手段による血圧測定を起動させる場合に比較して、判断基準値を正常値へ接近させることができ、急激な血圧変動に対しても遅れがなく、確実に血圧値の異常を判定でき、血圧監視の信頼性を高めることができる。
【００７０】
また、本実施例によれば、脈波伝播情報を検出するための手段として、心電誘導波形の所定部位たとえばＲ波から、生体の末梢部位に装着されたプロ−ブ３８により検出された容積脈波の所定部位たとえば立ち上がり点あるいは最大傾斜点までの時間差ＤＴRPから、伝播時間ＤＴRP或いは伝播速度ＶM を算出する脈波伝播情報算出手段７４が設けられていた。従って、動脈上の２部位に圧脈波センサを設ける場合に比較して時間差が大きくなり、測定精度が高められる。
【００７１】
また、本実施例によれば、生体の末梢部位に装着され、末梢部の脈波を検出する末梢脈波検出手段として機能するプロ−ブ３８は、生体組織に向かって酸素化ヘモグロビンによる吸光係数と無酸素化ヘモグロビンによる吸光係数が略同じである波長を発光する光源である第２発光素子４５（λ2 ８００ｎｍ）および第３発光素子４６（λ3 １３００ｎｍ）と、その生体組織内で散乱された２波長λ2 ，λ3 の散乱光をそれぞれ受光する受光素子４７を備えた光電脈波センサであり、ヘマトクリット値算出手段８６は、そのプロ−ブ３８の受光素子４７から出力された第２波長λ2 ８００ｎｍの散乱光を表す光電脈波信号ＳＶ2 と、第３波長λ3 の散乱光を表す光電脈波信号ＳＶ3 から、それぞれ交直成分比を算出し、その交直成分比の比に基づいて、図１０に示すような予め設定された関係からヘマトクリット値Ｈｔを算出するものであった。従って、一拍毎のヘマトクリット値Ｈｔが容易に検出される利点がある。
【００７２】
また、本実施例によれば、前記脈波面積算出手段８０（ＳＢ４）は、上記光電脈波信号の面積Ｓを、その脈波の周期Ｗおよび振幅Ｌにより正規化した正規化脈波面積ＶＲを算出するものである。従って、経時変化や個人差が解消される利点がある。
【００７３】
また、本実施例によれば、推定血圧値決定手段７８（ＳＡ９）により逐次算出された推定血圧値ＥＢＰ、心拍周期決定手段７３（ＳＢ１）により逐次決定された心拍周期ＲＲ、脈波面積算出手段８０（ＳＢ４）により逐次算出された末梢部の脈波面積ＶＲ、ヘマトクリット値算出手段８６（ＳＣ７）により逐次算出されたヘマトクリット値Ｈｔを、それぞれ対比可能に共通の時間軸に沿ってトレンド表示する表示器３２が備えられるので、表示器３２に表示される推定血圧値ＥＢＰ、心拍周期ＲＲ、末梢部の脈波面積ＶＲおよびヘマトクリット値Ｈｔを、それぞれ対比して見ることにより、血圧測定起動手段９２による起動作動の根拠を確認することができるとともに、上記血圧測定手段７０による血圧測定が行われない期間において、生体の循環動態の様子を容易に監視することができる。
【００７４】
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。
【００７５】
たとえば、前述の実施例では、プロ−ブ３８から出力された光電脈波信号ＳＶ2 から、脈波面積算出手段８０により末梢部の脈波面積ＶＲが算出され、脈波面積異常判定手段８９により、脈波面積ＶＲの異常が判定されていたが、末梢側の情報として脈波面積ＶＲを必ずしも用いる必要はなく、末梢側の情報としてヘマトクリット値Ｈｔのみを用いてもよい。この場合は、脈波面積算出手段８０、脈波面積異常判定手段８９は不要となる。
【００７６】
また、前述の実施例では、心拍周期決定手段７３において、心電誘導装置３４により得られた心電誘導波形のＲ波間隔から心拍周期ＲＲが決定され、心拍周期異常判定手段８８において、心拍周期ＲＲの異常が判断されていたが、中枢側の情報が判断されなくても一定の効果が得られる。中枢側の情報が判断されない場合は、心拍周期決定手段７３および心拍周期異常判定手段８８は不要となる。
【００７７】
また、前述の実施例の血圧測定手段７０は、所謂オシロメトリック方式で血圧を測定するように構成されていたが、コロトコフ音の発生時および消滅時のカフ圧を最高血圧値および最低血圧値として決定する所謂Ｋ音方式により血圧測定するものであっても差し支えない。
【００７８】
また、前述の実施例では、心電誘導装置３４により検出された心電波形の所定部位と光電脈波検出プロープ３８により検出された光電脈波の所定部位との間の時間差に基づいて脈波伝播時間ＤＴRP或いは脈波伝播速度ＶM が求められていたが、頸動脈或いは上腕動脈に装着された第１の脈波検出装置と手首或いは指に装着された第２の脈波検出装置との間で脈波伝播時間ＤＴRP或いは脈波伝播速度ＶM が求められてもよい。
【００７９】
また、前述の実施例では、光電脈波検出プローブ３８は、生体の表皮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を受光する、反型光電脈波センサが用いられていたが、透過型光電脈波センサが用いられても構わない。
【００８０】
また、前述の実施例において、脈波伝播速度ＶM はＲ波から光電脈波の立ち上がり点までの時間差に基づいて算出されていたが、心電波形のＱ波から光電脈波の立ち上がり点までの時間差を用いるなどの他の算出方式が用いられる。
【００８１】
また、前述の実施例において、Ｒ波或いは光電脈波の１拍毎に血圧監視されていたが、２以上の拍数毎に血圧監視されるものであってもよい。
【００８２】
また、前述の実施例において、心拍周期ＲＲが用いられていたが、単位時間当たりの心拍数ＨＲ（１／分）が用いられてもよい。心拍周期ＲＲ（sec ）と心拍数ＨＲ（１／min ）とは１対１の対応関係（ＨＲ＝６０／ＲＲ）があるからである。
【００８３】
また、前述の実施例では、脈波面積算出手段８０において、光電脈波の全体の面積Ｓが正規化された正規化脈波面積ＶＲが算出されていたが、その正規化脈波面積ＶＲに代えて、たとえば図５に示すような光電脈波信号の全体の面積Ｓのうちの最高ピ−クまでの前半部の面積Ｓ1 あるいは最高ピ−ク以降の後半部の面積Ｓ2 を正規化したものが用いられてもよいし、図５に示すような光電脈波信号において、たとえばＬ・（２／３）に相当する高さの幅寸法Ｉを正規化したＩ／Ｗが用いられてもよい。要するに、容積脈波の面積或いは上方への尖り具合（先鋭度）を示す値であればよいのである。
【００８４】
なお、本発明はその主旨を逸脱しない範囲においてその他種々の変更が加えられ得るものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施例である血圧監視装置の回路構成を説明するブロック線図である。
【図２】図１の実施例の反射型光電脈波検出プロ−ブにおいて使用される波長λ1 ，λ2 ，λ3 と酸素化ヘモグロビンおよび無酸素化ヘモグロビンの吸光係数との関係を示す図である。
【図３】図１の実施例に用いられる反射型光電脈波検出プロ−ブの体表面に対向する面を示す図である。
【図４】図１の実施例における電子制御装置２８の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図である。
【図５】図１の実施例において、脈波面積ＶＲの正規化の方法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の制御作動により求められる時間差ＤＴRPを例示する図である。
【図７】図１の実施例により求めれられる推定血圧値ＥＢＰ、脈波面積ＶＲ、酸素飽和度ＳａＯ２、ヘマトクリット値Ｈｔおよび心拍周期ＲＲを示すトレンドグラフである。
【図８】図４の周波数解析手段において解析された光電脈波信号の一例として、第１光電脈波信号ＳＶ1 の交流成分ＡＣ1 および直流成分ＤＣ1 を示す図である。
【図９】図１の反射型光電脈波検出プロ−ブの受光素子により検知された後方散乱光を示す光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 の波形を例示するタイムチャ−トである。
【図１０】ヘマトクリット値算出手段において算出される比Ｒ2 ｛（ＡＣ2 ／ＤＣ2 ）／（ＡＣ3 ／ＤＣ3 ）｝とヘマトクリット値Ｈｔとの関係を示す図である。
【図１１】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１２】図１１のＳＡ１０における血圧測定起動判定ルーチンの作動を詳しく説明する図である。
【図１３】図１２のＳＢ８におけるヘマトクリット値を算出する際に作動される酸素飽和度およびヘマトクリット値算出ル−チンである。
【符号の説明】
１０：カフ
３２：表示器
３８：反射型光電脈波検出プローブ（末梢脈波検出手段）
７０：血圧測定手段
７３：心拍周期決定手段
７４：脈波伝播情報算出手段
７８：推定血圧値決定手段
８４：脈波面積算出手段
８６：ヘマトクリット値算出手段
９２：血圧測定起動手段
Claims (3)
- 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、該血圧測定手段による血圧測定値と生体の脈波伝播情報との間の予め設定された関係から実際の生体の脈波伝播情報に基づいて該生体の推定血圧値を逐次決定する推定血圧値決定手段とを備え、該推定血圧値決定手段により決定された推定血圧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形式の血圧監視装置であって、
前記生体の末梢部の脈波を検出する末梢脈波検出手段と、
該末梢脈波検出手段により検出された末梢部の脈波から前記生体の血液中のヘマトクリット値を連続的に算出するヘマトクリット値算出手段と、
前記推定血圧値が予め設定された判断基準値を越え、且つ前記ヘマトクリット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。 - 前記生体の心拍周期を決定する心拍周期決定手段と、
前記推定血圧値が予め設定された判断基準値を越え、且つ前記ヘマトクリット値および心拍周期の少なくとも一方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血圧測定起動手段と
を、含むことを特徴とする請求項１の血圧監視装置。 - 前記末梢脈波検出手段により検出された末梢部の脈波の面積を算出する脈波面積算出手段と、
前記推定血圧値が予め設定された判断基準値を越え、且つ前記ヘマトクリット値、心拍周期および脈波面積の少なくとも一つ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血圧測定起動手段と
を、含むことを特徴とする請求項２の血圧監視装置。
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| JP25677997A JP3915190B2 (ja) | 1997-09-22 | 1997-09-22 | 血圧監視装置 |
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| JP25677997A JP3915190B2 (ja) | 1997-09-22 | 1997-09-22 | 血圧監視装置 |
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| JP25677997A Expired - Lifetime JP3915190B2 (ja) | 1997-09-22 | 1997-09-22 | 血圧監視装置 |
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