JP3921775B2 - Blood pressure monitoring device - Google Patents

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JP3921775B2
JP3921775B2 JP1441098A JP1441098A JP3921775B2 JP 3921775 B2 JP3921775 B2 JP 3921775B2 JP 1441098 A JP1441098 A JP 1441098A JP 1441098 A JP1441098 A JP 1441098A JP 3921775 B2 JP3921775 B2 JP 3921775B2
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英克 犬飼
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オムロンヘルスケア株式会社
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Description

【0001】 [0001]
【発明の属する技術分野】 BACKGROUND OF THE INVENTION
本発明は、連続的に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。 The present invention relates to a blood pressure monitoring device for monitoring the blood pressure continuously organism.
【0002】 [0002]
【従来の技術】 BACKGROUND OF THE INVENTION
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、そのカフにより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。 Blood pressure monitoring device for monitoring over a relatively long blood pressure value of the living body, a cuff wound around a part of a living body to measure the blood pressure value of the living by changing the pressing pressure by the cuff the blood pressure measuring means is caused automatically activated in a predetermined cycle is common. 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。 Blood pressure measurement values ​​measured with the cuff by the blood pressure measuring means is relatively reliability.
【0003】 [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。 However, in the case of such an automatic blood pressure monitoring apparatus, when the automatic startup period is shortened in an attempt to eliminate the delay of blood pressure monitoring, there is a disadvantage that impose a heavy burden on a living body since pressing frequency for biological cuff increases. 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。 Further, when the pressure frequency using the cuff is extremely high, even if accurate blood pressure values ​​congestion occurs it can not be obtained.
【0004】 [0004]
これに対し、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拍同期波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、前記生体の動脈に押圧されてその動脈から発生する圧脈波を検出する圧脈波センサと、前記血圧測定手段を所定の周期で起動させることにより、その圧脈波センサによって検出された圧脈波の大きさと上記血圧測定手段によって測定された血圧値との圧脈波血圧対応関係を決定する圧脈波血圧対応関係決定手段と、その圧脈波血圧対応関係から、実際の圧脈波に基づいて監視血圧値を逐次決定する監視血圧値決定手段とを備えた血圧監視装置が提案されている。 In contrast, living body by changing the pressing pressure of the mounted cuff, a blood pressure measuring means for measuring a blood pressure value of the subject based on a change of the pulse synchronization wave generated in changing the course of the pressing pressure, arterial of the subject is pressed into the pressure pulse wave sensor for detecting a pressure pulse wave produced from the artery, by activating the blood pressure measuring means at a predetermined period, and the magnitude of the pressure pulse wave detected by the pulse wave sensor a pressure pulse wave-blood pressure relationship determining means for determining a pressure pulse wave-blood pressure relationship between the measured blood pressure value by the blood-pressure measuring means, from the relationship between blood pressure and pressure pulse wave, based on the actual pulse wave monitor blood pressure blood pressure monitoring device that includes a monitor blood pressure determining means for successively determining the value has been proposed. これによれば、1拍毎に監視血圧値が得られて血圧監視の遅れが解消される利点がある。 According to this, there is an advantage that a delay of the monitored blood pressure values ​​is obtained blood pressure monitoring is eliminated for each beat. たとえば、特開平2−177937号公報に記載された血圧モニタ装置がその一例である。 For example, a blood pressure monitor device described in JP-A-2-177937 is an example.
【0005】 [0005]
【発明が解決すべき課題】 The present invention is to be solved]
しかしながら、上記血圧モニタ装置によれば、生体の動脈から発生する圧脈波を検出するために圧脈波センサを表皮上から動脈に向かって安定的に押圧することが必要であることから、圧脈波センサを押圧する場所が手首などの表皮直下に動脈が位置する場所に限定されるため、生体の疾患の部位によっては使用できない場合があったり、バンドなどを用いて圧脈波センサを生体に固定したとしてもその生体の体動などにより押圧状態が変化して圧脈波信号がずれるので、正確な監視ができないおそれがあるなどの不都合があった。 However, according to the blood pressure monitoring device, since the pressure pulse wave sensor for detecting a pressure pulse wave produced from the living arterial it is necessary to stably pressed against the artery from the epidermis, pressure since the location of pressing the pulse wave sensor is limited to the location of position artery epidermis directly below such wrist or there may not be used depending on the site of biological disorders, band pressure pulse wave sensor by using a biological since also the pressure pulse wave signal deviates changes the pressing state by body movement of the living as fixed on, there is an inconvenience such may not be accurately monitored.
【0006】 [0006]
本発明は、以上の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、生体にそれほど負担を強いることなく且つ生体への装着の制限なく、連続的に血圧の変動を監視することが可能な血圧監視装置を提供することにある。 The present invention has been completed with the above view in mind and has an object, without and of attachment to the biological limits without imposing a less burden on a living body, to monitor the variation of the continuous blood pressure it is to provide a blood pressure monitoring device capable.
【0007】 [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、自律神経のバランスが崩れたときには、血圧が変動しているという事実を見いだした。 The present inventors, among overlaying various studies in view of the background art described above, when the balance of the autonomic nervous is destroyed have found the fact that the blood pressure is fluctuating. また、自律神経は心拍周期、心拍数、脈拍周期および脈拍数等の心拍情報の変動を解析することにより評価できる。 Furthermore, autonomic nervous can be evaluated by analyzing heartbeat period, the heart rate, the variability of the heart rate information, such as pulse period and pulse rate. 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、心拍情報の変動を解析することにより血圧値の変動を監視し、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。 The present invention has been made based on this finding, which monitors the variation of the blood pressure values ​​by analyzing the fluctuation of heartbeat information, and to avoid blood pressure measurement using the cuff as possible it is.
【0008】 [0008]
【課題を解決するための手段】 In order to solve the problems]
すなわち、上記目的を達成するための本発明の要旨とするところは、生体の血圧値を監視するための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)前記生体の心拍情報を算出する心拍情報算出手段と、(c)その心拍情報算出手段により算出された心拍情報の変動を周波数解析する周波数解析手段と、(d)その周波数解析手段により解析されたスペクトルから前記生体の自律神経の活動状態を示す評価値を決定する自律神経評価手段と、(e)その自律神経の評価値が変動し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。 That is, the cuff where the gist of the present invention for achieving the above object is a blood pressure monitoring device for monitoring the blood pressure of a living body, for changing the compression pressure to a part of (a) the biological blood pressure measuring means for measuring a blood pressure value of the living with the heartbeat information calculating means for calculating the heartbeat information of (b) the biological, the fluctuation of the heartbeat information calculated by (c) the heartbeat information calculating means a frequency analyzing means for frequency analysis, (d) and autonomic evaluation means for determining an evaluation value indicating the activity status of the autonomic nervous of the subject from the analysis spectral by the frequency analysis means, (e) evaluation of the autonomic a blood pressure measuring start unit based on the value fluctuates to start the blood pressure measurement by the blood pressure measuring unit is to contain.
【0009】 [0009]
【発明の効果】 【Effect of the invention】
このようにすれば、周波数解析手段において、心拍情報算出手段により算出された前記生体の心拍情報が周波数解析され、自律神経評価手段において、その心拍情報の周波数解析スペクトルから生体の自律神経の評価値が決定され、血圧起動手段ではその自律神経の評価値が変動したと判断されたことに基づいて血圧測定手段による血圧測定が起動される。 Thus, the frequency analysis means, heartbeat heartbeat information of the living body, which is calculated by the information calculating means is frequency analyzed, autonomic in neuronal evaluation means, the evaluation value of the autonomic nervous from the frequency analysis spectrum of biological the heartbeat information There are determined, blood pressure activation means based on the evaluation value of the autonomic nerves is determined that varied blood pressure measurement by the blood pressure measuring means is activated. 従って、血圧の変動がカフを用いないで連続的に監視されることから、血圧監視の遅れを少なくするためにカフによる血圧測定が短い周期で実行されることが解消されるので、生体に対する負担が軽減される。 Therefore, since the fluctuation of the blood pressure is continuously monitored without using cuff, so that the blood pressure measurement is performed at a short period is eliminated by the cuff in order to reduce the delay of blood pressure monitoring, the burden on the biological There is reduced.
【0010】 [0010]
ここで、好適には、前記血圧監視装置には、前記生体の末梢部の容積脈波を検出する容積脈波検出装置と、その容積脈波検出装置により検出された容積脈波の面積を算出する脈波面積算出手段とを含み、前記血圧測定起動手段は、前記脈波面積が変動したと判断され、且つ前記自律神経の評価値が変動したと判断され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。 Here, preferably, the said blood pressure monitoring device, calculates a volume pulse wave detecting device which detects a volume pulse wave of the peripheral portion of the living body, the area of ​​the detected volume pulse wave by the volume pulse wave detecting device and a pulse-wave area calculating means for the blood pressure measurement starting means, the pulse wave area is determined to be varied, and wherein the evaluation value of the autonomic nerves on the basis that it is determined that varied blood pressure measuring means by those to start blood pressure measurement. このようにすれば、脈波面積算出手段において、末梢部の容積脈波の面積が算出され、血圧測定起動手段では、その容積脈波の面積が変動したと判断され、且つ前記自律神経の評価値が変動したと判断された場合に前記血圧測定手段による血圧測定が起動されるので、自律神経の評価値のみでカフによる血圧測定の起動が判定される場合に比較して、一層正確にカフによる血圧測定を起動させる時期を判断できる利点がある。 Thus, in pulse-wave area calculating means, the area of ​​the volume pulse wave of the peripheral portion is calculated, in the blood pressure measurement starting means, it is determined that the area of ​​the volume pulse wave is varied, and evaluation of the autonomic nervous because blood pressure measurement by the blood pressure measuring means when the value is judged to have changed is activated, as compared with the case where start of blood pressure measurement using the cuff is determined only by the evaluation value of the autonomic nervous, more accurately cuff there is an advantage that by can determine when to activate the blood pressure measurement.
【0011】 [0011]
また、好適には、前記心拍情報は前記容積脈波検出装置から出力される容積脈波に基づいて算出される。 Also, preferably, the heartbeat information is calculated on the basis of the volume pulse wave outputted from the volume pulse wave detecting device. このようにすれば、別に心拍情報を算出するための装置を生体に装着する必要がなくなる利点があり、且つ、容積脈波検出装置は生体の表皮上においてそれほど制約なく装着され得るので、前記生体の心拍情報を算出するための脈波が容易に検出できる利点がある。 Thus, there is an advantage that is necessary to install a device for calculating a separate heart rate information to a living body disappears, and, since the volume pulse wave detecting device may be mounted so without restriction on the skin of a living body, the living body pulse wave for calculating the heartbeat information of the advantage that can be readily detected.
【0012】 [0012]
【発明の好適な実施の形態】 DETAILED DESCRIPTION OF PREFERRED EMBODIMENTS OF THE INVENTION
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。 It will be described in detail with reference to an embodiment of the present invention with reference to the drawings. 図1は、本発明が適用された血圧監視装置8の構成を説明するブロック図である。 Figure 1 is a block diagram illustrating the configuration of the blood pressure monitoring device 8 to which the present invention is applied.
【0013】 [0013]
図1において、血圧監視装置8は、ゴム製袋を布製帯状袋内に有してたとえば患者の上腕部12に巻回されるカフ10と、このカフ10に配管20を介してそれぞれ接続された圧力センサ14、切換弁16、および空気ポンプ18とを備えている。 In Figure 1, a blood pressure monitoring device 8, the cuff 10 is wrapped with a rubber bag accommodated in the cloth belt-like bag for example upper arm 12 wound of a patient, each connected via a pipe 20 to the cuff 10 the pressure sensor 14, and a switching valve 16 and the air pump 18,. 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。 The switching valve 16, the pressure supply state to allow supply of pressure to the cuff 10, the slow exhaust pressure state pressure discharge gradually from the cuff 10, and the quick-deflation state in which pressurized quickly discharged from the cuff 10 3 It is configured to be switched to the One state.
【0014】 [0014]
圧力センサ14は、カフ10内の圧力を検出してその圧力を表す圧力信号SPを静圧弁別回路22および脈波弁別回路24にそれぞれ供給する。 The pressure sensor 14, and supplies a pressure signal SP representative of the pressure by detecting pressure in the cuff 10 to the static-pressure filter circuit 22 and a pulse. 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P C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。 Static pressure filter circuit 22 includes a low pass filter, the cuff pressure signal SK via the A / D converter 26 and discriminating the cuff pressure signal SK representative of a steady pressure or cuff pressure P C is included in the pressure signal SP It is supplied to the electronic control unit 28.
【0015】 [0015]
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SM 1を周波数的に弁別してその脈波信号SM 1をA/D変換器29を介して電子制御装置28へ供給する。 The pulse-wave filter circuit 24 includes a band-pass filter, an electronic control its wave signal SM 1 through the A / D converter 29 and discriminating the pulse wave signal SM 1 which is an oscillating component of the pressure signal SP in frequency supplied to the device 28. この脈波信号SM 1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。 Cuff pulse wave which the pulse wave signal SM 1 represents is a pressure oscillation wave i.e. cuff pulse wave is transmitted to the cuff 10 is generated from the brachial artery (not shown) in synchronization with the patient's heart, the cuff 10, a pressure sensor 14 and the pulse-wave filter circuit 24, functions as a cuff pulse wave sensor.
【0016】 [0016]
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。 The electronic control unit 28, CPU 30, ROM 32, RAM 34, and is constituted by a so-called microcomputer provided with a not shown I / O ports, etc., CPU 30 is a storage function of the RAM 34 in accordance with programs pre-stored in the ROM 32 by executing utilizing processes signals, controls the switching valve 16 and the air pump 18 and outputs a drive signal from the I / O ports, and controls the display contents of the display 36.
【0017】 [0017]
容積脈波検出装置として機能する光電脈波センサ40は、生体の末梢血管の容積脈波(プレシスモグラフ)を検出するために、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、指尖部などの生体の一部を収容可能なハウジング42内には、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、好ましくは酸素飽和度によって影響を受けない800nm程度の波長、を生体の表皮に向かって照射する光源である発光素子44と、ハウジング42の発光素子44に対向する側に設けられ、上記生体の一部を透過してきた光を検出する受光素子46とを備え、毛細血管内の血液容積に対応する光電脈波信号SM 2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。 Photoelectric pulse wave sensor 40 functioning as a volume pulse wave detecting apparatus, in order to detect the volume pulse of a living body peripheral vascular (plethysmograph) are configured similarly to those used in, for example pulse detection, finger in the housing 42 capable of accommodating a portion of a living body, such as leaflets, red light or infrared light can be reflected wavelength band by hemoglobin, preferably a wavelength of about 800nm ​​which is not affected by oxygen saturation, the biological a light emitting element 44 is a light source for irradiating toward the skin, provided on the side facing the light emitting element 44 of the housing 42, and a light receiving element 46 for detecting the light transmitted through the part of the living body, capillary outputting a photoelectric pulse-wave signal SM 2 which corresponds to the blood volume in the blood vessel, it is supplied through the a / D converter 48 to the electronic control unit 28. この光電脈波信号SM 2は、末梢部の毛細血管内のヘモグロビンの量すなわち血液量に対応して一拍毎に脈動する信号であるので、光電脈波センサ40は生体の心拍信号を検出する心拍信号検出装置としても機能している。 The photoelectric pulse-wave signal SM 2, since in correspondence with the amount or volume of blood hemoglobin in the capillaries of the peripheral portion is a signal that pulsates every one heartbeat, the photoelectric pulse wave sensor 40 detects the heartbeat signal of a living body also it functions as a heartbeat signal detection apparatus.
【0018】 [0018]
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。 Figure 2 is a functional block diagram illustrating portions of control functions of the electronic control device 28 in the blood pressure monitoring device 8. 図2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毎に血圧測定が起動され、カフ圧制御手段72によってたとえば生体の上腕部に巻回されたカフ10の圧迫圧力を所定の目標圧力値P CM (たとえば、180mmHg程度の圧力値)まで急速昇圧させたあとに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SM 1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 、平均血圧値P MEAN 、および最低血圧値BP DIAなどを決定し、その決定された最高血圧値BP SYS 、平均血圧値P MEAN 、および最低血圧値BP DIAなどを表示器36に表示させる。 2, blood pressure measuring means 70, blood pressure measurement is started at a preset blood pressure measurement for each period, the predetermined target compression pressure of the cuff 10 wound around the upper arm, for example vivo by the cuff-pressure changing means 72 pressure value P CM (e.g., pressure values of about 180 mmHg) in the slow the buck period is caused to slow decreasing after that is rapidly raised to a rate of about 3 mmHg / sec, represented by the pulse-wave signal SM 1 which is successively taken pulse wave amplitude systolic blood pressure BP SYS using oscillometric method well known based on a change in the mean blood pressure value P mEAN, and the like to determine the diastolic blood pressure value BP DIA, the determined systolic blood pressure BP SYS displays mean blood pressure P mEAN, and the like diastolic blood pressure BP DIA on the display device 36.
【0019】 [0019]
脈波面積算出手段74は、光電脈波センサ40により検出された末梢血管の容積脈波の面積を算出する。 Pulse-wave area calculating means 74 calculates the area of ​​the volume pulse wave detected peripheral vascular by the photoelectric pulse wave sensor 40. 前記光電脈波センサ40から出力される脈波信号SM 2は、図3に示されるように一拍毎に脈動しているので、脈波面積算出手段74では、たとえば、その脈波信号SM 2の強度を一拍毎、あるいは二拍以上の所定拍数毎に積分することにより末梢血流量を表す脈波面積Aを算出する。 Pulse-wave signal SM 2 which is output from the photoelectric pulse wave sensor 40, since the pulsating every one heartbeat, as shown in FIG. 3, the pulse-wave area calculating means 74, for example, the pulse-wave signal SM 2 calculating a pulse wave area a representing the peripheral blood flow intensity per one heartbeat, or by integrating a predetermined number of beats or the beat. あるいは、予め設定された破線Bで示される一定の基準値を越えた部分の面積や、一点鎖線Cで示されるピークの立ち上がり点から次のピークの立ち上がり点までを結ぶ線と脈波で囲まれる範囲の面積が一拍毎あるいは二拍以上の所定拍数毎に算出されること等により脈波の変動成分の面積が主として算出されてもよい。 Alternatively, surrounded by a preset constant part area or beyond the reference value indicated by a broken line B was linear pulse wave connecting the rising point of peak indicated by the dashed line C to the rising point of the next peak such as by a range area is calculated for each predetermined number of beats over a beat or every beats the area of ​​the variation component of the pulse wave may be calculated mainly. 上記末梢血流量は血圧変動に対応して変化するため、上記脈波面積Aは血圧変動に対応して変化する。 Since the peripheral blood flow that varies in response to blood pressure fluctuation, the pulse-wave area A varies in response to blood pressure fluctuation.
【0020】 [0020]
心拍情報算出手段76は、心拍信号検出装置により検出された心拍信号から前記生体の心拍に関する心拍情報すなわち心拍周期TP、心拍数PR、脈拍周期TM、脈拍数MR等を算出する。 Heartbeat information calculating unit 76 calculates the heartbeat information i.e. heartbeat period TP regarding heart of the living body from the detected heartbeat signal by the heartbeat signal detector, heart rate PR, the pulse period TM, the pulse rate MR like. たとえば、光電脈波センサ40により検出された光電脈波信号SM 2から得られる脈波の所定部位間の間隔たとえばピーク間隔あるいは脈波の立ち上がり点間隔を一拍毎に計測することにより心拍周期TPを決定する。 For example, cardiac cycle by measuring the interval rising point interval of the peak interval or pulse wave example between a predetermined portion of the pulse wave obtained from the photoelectric pulse-wave signal SM 2 detected by the photoelectric pulse wave sensor 40 at every one heartbeat TP to determine. 図4には、心拍情報算出手段76により連続的に決定される心拍周期TPの例が示されている。 4 shows an example of a cardiac cycle TP which is continuously determined is indicated by the heartbeat information calculating unit 76.
【0021】 [0021]
脈波面積補正手段78は、脈波面積算出手段74により算出された末梢部の脈波面積Aを前記心拍情報算出手段76において算出されて心拍情報に基づいて、単位時間当たりの血流量を表すように正規化すなわち補正する。 Pulse-wave area correcting means 78, the pulse wave area A of the peripheral portion calculated by the pulse-wave area calculating means 74 is calculated in the heartbeat information calculating section 76 on the basis of the heart rate information, representing the blood flow rate per unit time normalization that corrected to. たとえば、脈波面積算出手段74において算出される脈波信号SM 2の一拍分の脈波面積Aを心拍情報算出手段76により算出される心拍周期TPで除すことにより補正脈波面積A'(=A/TP)を決定する。 For example, the correction pulse wave area A by dividing the cardiac cycle TP calculated by the heartbeat information calculating unit 76 one beat of a pulse wave area A of the pulse wave signal SM 2 calculated in pulse-wave area calculating means 74 ' (= a / TP) determining. 前記脈波面積Aは血圧変動に対応して変動するが、心拍が変動した場合、すなわち心拍周期TPが変動した場合にも変動する。 The pulse wave area A will vary in response to blood pressure fluctuation, if the heart rate is changed, i.e. varies even when the cardiac cycle TP varies. たとえば、心拍周期TPが短くなると、一拍毎の脈波面積Aは減少する。 For example, if the cardiac cycle TP is shortened, the pulse wave area A of each one heartbeat is reduced. しかし、心拍周期TPが短くなっているため単位時間あたりの心拍数PRは増加しているので、末梢血管の血流量は減少しているとは限らない。 However, since the heartbeat period TP is increasing heart rate PR per unit time because it is shorter, not necessarily the blood flow in peripheral blood vessels is reduced. 末梢血管の血流量が減少していないのであれば、血液の循環量も低下していないと予想できるので、カフ10による血圧測定を要しない。 If the blood flow in peripheral blood vessels has not decreased, since the circulating amount of blood can also be expected that not decreased, it does not require blood pressure measurement using the cuff 10. そこで、脈波面積Aを心拍周期TPで除すことにより1分当たりの血流量を表す補正脈波面積A'を算出する。 Therefore, to calculate the corrected pulse wave area A 'representing the blood flow rate per minute by dividing the pulse-wave area A in cardiac cycle TP.
【0022】 [0022]
周波数解析手段80は、上記心拍情報算出手段76により連続的に決定された心拍周期TPの変動を、よく知られた高速フーリエ変換(FFT)法或いは自己回帰(AR)法などが用いられることにより周波数解析する。 Frequency analyzing means 80, the fluctuation of the continuously determined cardiac cycle TP by the heartbeat information calculating section 76, by such well-known fast Fourier transform (FFT) method or an autoregression (AR) method is used frequency analysis. 上記心拍周期TPには図4に例示されているように変動が存在するが、たとえば、FFT法を用いて予め設定された所定の区間を周波数解析して得られるスペクトルには、生体の呼吸周波数に略等しい周波数域にピークを有する高周波成分HFと、生体の呼吸周波数よりも充分に低い周波数域、たとえば、その呼吸周波数の1/3乃至1/4程度の周波数域にピークを有する低周波成分LFとが存在する。 The above pulse period TP there is a variation as illustrated in Figure 4, but for example, the spectrum obtained by performing frequency analysis on a predetermined interval set in advance by using the FFT method, the biological respiration frequency low-frequency component having a high frequency component HF, sufficiently low frequency range than the breathing frequency of the living body, for example, a peak at 1/3 to about 1/4 of the frequency range of the breathing frequency having a peak in a frequency substantially equal area to the there is and LF. 図5には、上記周波数解析手段80によって得られた心拍周期TPの周波数解析スペクトルの例が示されている。 5 shows an example of a frequency analysis spectrum of the cardiac cycle TP obtained by the frequency analyzing means 80 is shown.
【0023】 [0023]
自律神経評価手段82は、上記周波数解析手段80により解析されたスペクトルの低周波成分LFと高周波成分HFの信号強度の比(LF/HF)を自律神経の評価値として決定する。 Autonomic evaluation means 82 determines the ratio of the signal strength of the low frequency component LF and the high-frequency component HF of the spectrum analyzed by the frequency analyzing means 80 (LF / HF) as the evaluation value of the autonomic nerves. 上記比(LF/HF)は、個人差の影響を除いた状態で、自律神経活動レベルを密接に対応させることができるものとして知られているものである。 The ratio (LF / HF), in a state excluding the influence of individual differences, what are known as being closely can correspond to autonomic nervous activity level. そして、末梢血管の口径変化、すなわち末梢抵抗の変化は自律神経の支配下にあり、この末梢抵抗は血圧の変動に大きく関与するとされている。 The diameter changes in peripheral blood vessels, i.e., the change in peripheral resistance is under control of the autonomic nerves, the peripheral resistance is to be largely responsible for the variation in blood pressure.
【0024】 [0024]
血圧測定起動手段84は、上記脈波面積Aが変動したと判断され、且つ上記比(LF/HF)が変動したと判断され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。 Blood pressure measuring start unit 84, it is determined that the pulse-wave area A varies, and the ratio (LF / HF) to start the blood pressure measurement by the blood pressure measuring means 70 on the basis that is determined to have changed. 上記脈波面積Aの変動の判断は、たとえば、前記脈波面積補正手段78により補正された補正脈波面積A'が予め設定された判断基準範囲たとえば補正脈波面積A'の移動平均値A' AV 〔=(A' in +・・・+A' i-1 +A' i )/(n+1)〕或いは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変化したことを以て異常判定する補正脈波面積異常判定手段86によって判断され、上記比(LF/HF)の変動の判断は、たとえば、上記比(LF/HF)が予め設定された判断基準範囲たとえば上記比(LF/HF)の移動平均値(LF/HF) AV 〔={(LF/HF) in +・・・+(LF/HF) i-1 +(LF/HF) i }/(n+1)〕或いは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 Determination of the variation of the pulse-wave area A, for example, the moving average value A of the pulse wave area correcting means corrects the correction pulse wave area A by 78 'determination reference range is set in advance for example correction pulse wave area A' 'AV [= (a' in + ··· + a 'i-1 + a' i) / (n + 1) ] or abnormal is determined with a that it from the predetermined value or a predetermined percentage change was based on the blood pressure measurement by the previous cuff is determined by the correction pulse wave area abnormality determining unit 86, the ratio (LF / HF) variability of judgment, for example, the ratio (LF / HF) is predetermined criterion range, for example the ratio (LF / HF) the moving average value (LF / HF) AV [= {(LF / HF) in + ··· + (LF / HF) i-1 + (LF / HF) i} / (n + 1) ] or previous cuff then the predetermined value or a predetermined dividing the blood pressure measurement as a reference 変化したことを以て異常判定する自律神経異常判定手段88によって判断されるので、血圧測定手段84は、たとえば、上記補正脈波面積異常判定手段86および上記自律神経異常判定手段88とを備え、上記補正脈波面積異常判定手段86により補正脈波面積A'の異常が判定され、且つ、上記自律神経異常判定手段88により上記比(LF/HF)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。 Since it is determined by the abnormality determining the autonomic nervous abnormality determining means 88 with a possible changed, the blood pressure measuring means 84, for example, a the correction pulse wave area abnormality determining unit 86 and the autonomic nervous abnormality judging means 88, the correction the pulse-wave area abnormality determining unit 86 is judged abnormal correction pulse wave area a ', and, when the abnormality of the ratio (LF / HF) is determined by the autonomic nervous abnormality determining means 88, the blood pressure measuring means 70 by activating the blood pressure measurement.
【0025】 [0025]
図6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。 Figure 6 is a flow chart illustrating a major part of control operations of the electronic control unit 28. 図のステップS1(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、脈波面積算出手段74に対応するS2では、光電脈波センサ40から出力された光電脈波信号SM 2の強度を積分して一拍毎の脈波面積Aが算出される。 Step S1 in FIG. (Hereinafter omitted steps.) After the initial processing is executed to clear the counter (not shown) and register in, step S2 corresponds to the pulse-wave area calculating means 74, is output from the photoelectric pulse wave sensor 40 pulse wave area a of each one heartbeat is calculated intensity of the photoelectric pulse-wave signal SM 2 was integrated to.
【0026】 [0026]
続く心拍情報算出手段76に対応するS3では、光電脈波センサ40により検出された脈波のピーク間隔が一拍毎に計測されることにより、図4に示されるように心拍周期TPが逐次決定される。 In S3 corresponding to subsequent heartbeat information calculating unit 76, by the peak interval of the pulse wave detected by the photoelectric pulse wave sensor 40 is measured every one heartbeat, sequentially determined cardiac cycle TP as shown in FIG. 4 It is. 続く脈波面積補正手段78に対応するS4では、心拍情報の影響を受ける脈波面積Aを正規化するために、S2において算出された一拍毎の脈波面積AをS3で決定された心拍周期TPで除すことにより1分当たりの血液流量を表す補正脈波面積A'(=A/TP)が算出される。 In S4 corresponding to the subsequent pulse-wave area correction unit 78, the heart rate in order to normalize the pulse wave area A affected the heart rate information, which is determined pulse wave area A of each one heartbeat calculated in S2 at S3 correction pulse wave area a representing the blood flow rate per minute '(= a / TP) is calculated by dividing the period TP.
【0027】 [0027]
次いで、周波数解析手段80に対応するS5では、S3において連続的に決定された心拍周期TPの変動が、FFT法が予め設定された所定の区間に用いられることにより一拍毎に周波数解析される。 Then, step S5 corresponds to the frequency analysis means 80, fluctuation of the continuously determined cardiac cycle TP in S3 is frequency analysis for each one heartbeat by FFT method is used to preset predetermined interval . 上記予め設定された所定の区間は、生体の呼吸周波数の1/3乃至1/4程度の周波数である低周波成分LFが解析できるように設定されるため、たとえば、S3において最新の心拍周期TPが決定された時点からその64秒前までの区間とされる。 Above a preset predetermined interval, for low frequency component LF which is 1/3 to approximately 1/4 of the frequency of the respiration frequency of the living body is set to be analyzed, for example, the latest cardiac cycle TP in S3 There is a time when it is determined that up to 64 seconds before the interval. 所定の区間が64秒間とされた場合は、0.015Hz以上の周波数領域で解析が可能となる。 When the predetermined interval is 64 seconds, it is possible to analyze at least the frequency domain 0.015Hz.
【0028】 [0028]
続く自律神経評価手段82に対応するS6では、S5において逐次周波数解析された心拍周期TPの周波数解析スペクトル上の前記低周波成分LFと前記高周波成分HFとの信号強度の比(LF/HF)が自律神経の評価値として算出される。 In S6 corresponding to subsequent autonomic evaluation unit 82, the ratio of the signal strength between the low frequency component LF on frequency analysis spectrum and the high frequency component HF of the successive frequency analyzed cardiac cycle TP in S5 (LF / HF) is It is calculated as the evaluation value of the autonomic nervous.
【0029】 [0029]
続いて、血圧測定起動手段84に対応するS7乃至S11が実行される。 Subsequently, S7 to S11, corresponding to the blood pressure measurement starting means 84 is executed. すなわち、補正脈波面積異常判定手段86に対応するS7では、S4で決定された補正脈波面積A'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あるいは所定割合(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拍以上連続して越えたことを以て判定される。 That is, the correction step S7 corresponds to the pulse wave area abnormality determining unit 86, whether S4 corrected pulse wave area A determined in 'is abnormal, for example, then the predetermined value as a reference when measuring the blood pressure from the previous cuff or a predetermined ratio state (e.g. 5% up and down) has changed or not is determined with a that exceeds continuously over a predetermined number of beats for example 20 beats. このS7の判断が否定された場合はS9以下が直接的に実行されるが、肯定された場合は、S8において上記補正脈波面積A'の異常を示すためのA'フラグがオン状態とされる。 This S7 if the determination is negative in the S9 following is executed directly, if affirmative been the flag 'A for indicating the abnormality of' the corrected pulse wave area A is turned on in S8 that.
【0030】 [0030]
次いで、前記自律神経異常判定手段88に対応するS9では、S6で自律神経の評価値として決定された比(LF/HF)が異常である否かが、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あるいは所定割合(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拍以上連続して越えたことを以て判定される。 Then, step S9 corresponds to the autonomic nervous abnormality determination unit 88, whether or not the ratio which is determined as the evaluation value of the autonomic nerve S6 (LF / HF) is abnormal, for example, based on the blood pressure measurement by the previous cuff then the predetermined value or a predetermined ratio state (for example, 20% up and down) has changed or not is determined with a that exceeds consecutively more than a predetermined number of beats for example 20 beats as. このS9の判断が否定された場合はS11以下が直接的に実行されるが、肯定された場合は、S10において上記自律神経の評価値である比(LF/HF)の異常を示すためのLF/HFフラグがオン状態とされる。 This S9 if negative judgment is made of S11 following is executed directly, if affirmative been, LF for indicating the abnormality of the ratio, which is an evaluation value of the autonomic nervous in S10 (LF / HF) / HF flag is turned on.
【0031】 [0031]
そして、S11では、A'フラグがオン状態とされ且つLF/HFフラグがオン状態とされているか否かが判断される。 Then, in S11, whether A 'flag is turned on and LF / HF flag is turned on it is determined. このS11の判断が否定された場合にはS12が実行される。 S12 is executed when the determination in S11 is denied. このS12では、前回カフ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。 In this S12, whether or not elapsed set period or calibration period of about 20 minutes elapsed time is set in advance from being carried out blood pressure measurement by the previous cuff 10 is determined. このS12の判断が否定された場合はS2以降が繰り返し実行される。 If the determination in S12 is denied it is repeatedly executed after S2.
【0032】 [0032]
しかし、上記S11の判断が肯定された場合には、血圧変動に対応して変動する補正脈波面積A'および自律神経評価値である比(LF/HF)が異常な値であるので、血圧の異常を示す文字或いは記号が表示器36に表示された後、S13において、カフ10を用いた血圧測定が起動され、その測定された血圧値が表示器36に表示される。 However, if the determination in S11 is is affirmative, since the ratio is corrected pulse wave area A 'and autonomic evaluation value varies in response to the blood pressure fluctuation (LF / HF) is an abnormal value, the blood pressure after the characters or symbols indicating the abnormality is displayed on the display unit 36, in S13, a blood pressure measurement using the cuff 10 is activated, the measured blood pressure value is displayed on the display 36. また、上記S12の判断が肯定された場合、すなわち、キャリブレーション周期が経過した場合にも上記S13が実行される。 Also, if the determination in S12 is asserted, i.e., the S13 is executed even if the calibration period has elapsed. S13が実行された後は、前記S2以降が繰り返し実行される。 After S13 is being executed, the after S2 are repeated.
【0033】 [0033]
上述のように、本実施例によれば、周波数解析手段80(S5)において、心拍情報算出手段76(S3)により算出された前記生体の心拍周期TPが周波数解析され、自律神経評価手段82(S6)において、その心拍周期TPの周波数解析スペクトルから生体の自律神経の評価値を示す比(LF/HF)が決定され、血圧起動手段84(S7乃至S11)では上記比(LF/HF)が変動したと判断されたことに基づいて血圧測定手段70(S13)による血圧測定が起動される。 As described above, according to this embodiment, the frequency analysis means 80 (S5), cardiac cycle TP of the body calculated by the heartbeat information calculating unit 76 (S3) is frequency analyzed, autonomic evaluation means 82 ( in S6), the ratio indicating the frequency analysis spectrum evaluation values ​​of the autonomic nervous biological cardiac cycle TP (LF / HF) is determined and a blood pressure activating means 84 (S7 to S11) in the ratio (LF / HF) is blood pressure measurement is started by the blood pressure measuring means 70 (S13) on the basis that it is determined that varied. 従って、血圧の変動がカフを用いないで連続的に監視されることから、血圧監視の遅れを少なくするためにカフによる血圧測定が短い周期で実行されることが解消されるので、生体に対する負担が軽減される。 Therefore, since the fluctuation of the blood pressure is continuously monitored without using cuff, so that the blood pressure measurement is performed at a short period is eliminated by the cuff in order to reduce the delay of blood pressure monitoring, the burden on the biological There is reduced.
【0034】 [0034]
また、本実施例によれば、前記脈波面積算出手段74(S2)において、末梢部の容積脈波の面積Aが算出され、その脈波面積Aが脈波面積補正手段78(S4)により1分当たりの血流量を表す補正脈波面積A'とされ、血圧測定起動手段84(S7乃至S11)では、上記補正脈波面積A'が予め設定された判断基準範囲を越えたと判定され、且つ前記自律神経の評価値である比(LF/HF)が予め設定された判断基準範囲を越えた場合に前記血圧測定手段70(S13)による血圧測定が起動されるので、自律神経の評価値のみでカフ10による血圧測定の起動が判定される場合に比較して、一層正確にカフ10による血圧測定を起動させる時期を判断できる利点がある。 Further, according to this embodiment, in the pulse wave area calculating means 74 (S2), the calculated area A of the volume pulse wave of the peripheral portion, the pulse wave area A is the pulse-wave area correcting unit 78 (S4) 'is a, the blood pressure measuring start unit 84 (S7 to S11), the correction pulse wave area a' corrected pulse wave area a representing the blood flow rate per minute is determined to have exceeded the criteria range is set in advance, and wherein and the specific is an evaluation value of the autonomic nervous (LF / HF) blood pressure measurement the by blood pressure measuring means 70 (S13) when a exceeds a preset determination reference range is activated, the evaluation value of the autonomic as compared with the case where start of blood pressure measurement using the cuff 10 is determined by only an advantage of determining when to activate a more accurate blood pressure measurement using the cuff 10.
【0035】 [0035]
また、好適には、前記心拍周期TPは、前記光電脈波センサ40から出力される光電脈波信号SM 2から得られる脈波のピーク間隔が一拍毎に計測されることにより算出されていた。 Also, preferably, the cardiac cycle TP has been calculated by the peak interval of the pulse wave obtained from the photoelectric pulse-wave signal SM 2 which is output from the photoelectric pulse wave sensor 40 is measured every one heartbeat . 従って、別に心拍情報を算出するための装置を生体に装着する必要がなくなる利点があり、且つ、光電脈波センサ40は生体の表皮上においてそれほど制約なく装着され得るので、前記生体の心拍情報を算出するための脈波が容易に検出できる利点がある。 Therefore, there is an advantage that is necessary to install a device for calculating a separate heart rate information to a living body disappears, and, since the photoelectric pulse wave sensor 40 may be mounted so without restriction on the skin of a living body, the heartbeat information of the living body pulse wave for calculation there is an advantage of readily detectable.
【0036】 [0036]
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。 While an embodiment of the present invention has been described with reference to the drawings, the invention is also applicable in other manners.
【0037】 [0037]
たとえば、前述の実施例では、容積脈波検出装置として、光電脈波センサ40が用いられていたが、酸素飽和度を測定するために用いられる光電脈波検出プローブ、或いはインピーダンス脈波センサが用いられてもよい。 For example, in the illustrated embodiment, as the volume pulse wave detecting device, but the photoelectric pulse wave sensor 40 has been used, a photoelectric-pulse-wave detecting probe used to measure the oxygen saturation, or the impedance pulse wave sensor using it may be. 上記光電脈波検出プローブは、生体の額等の体表面に装着され、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と、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等しい波長の光の2種類の波長の光を前記体表面に向けて発光し、その発光された光の生体からの反射光或いは透過光を受光素子により受光して光電脈波を出力するように構成されるものであり、上記インピーダンス脈波センサは、生体の表皮に所定間隔を隔てて接触させられる少なくとも2個の電極を備え、それら2個の電極間に位置する生体組織の血液容積に対応するインピーダンス脈波を出力するように構成されている。 The photoelectric pulse wave detecting probe is attached to a body surface such as the forehead of a living body, absorption of the light absorption coefficient significantly different wavelength of oxygenated hemoglobin and oxygen-free hemoglobin, and oxygenated hemoglobin and oxygen-free hemoglobin coefficient emits light toward the light of two wavelengths having substantially the same wavelengths of light to the surface, outputting a photoelectric pulse wave received by the light receiving element reflected light or transmitted light from the emitted light of the living body is intended to be adapted to, the impedance pulse wave sensor comprises at least two electrodes are contacted at a predetermined distance in the epidermis of the living body, their two electrodes of the living tissue located between the blood and it is configured to output an impedance pulse wave corresponding to the volume.
【0038】 [0038]
また、前述の実施例では、容積脈波検出装置として機能する光電脈波センサ40が心拍信号検出装置としても機能していたが、生体の上腕部12に巻回されるカフ10に上記上腕部12を僅かに圧迫するように圧力が供給されることにより、カフ脈波が連続的に検出され、そのカフ脈波が心拍信号として用いられてもよいし、心電誘導装置や心音マイクロホン等が心拍信号検出装置として備えられてもよい。 Further, in the illustrated embodiment, although the photoelectric pulse wave sensor 40 functioning as a volume pulse wave detecting device to function as a heartbeat signal detection device, the upper arm to the cuff 10 wound upper arm 12 wound biological by the pressure supplied to slightly compress the 12, the cuff pulse wave is continuously detected, to the cuff pulse wave may be used as a heartbeat signal, the ECG device and heart sounds microphone etc. it may be provided as a heartbeat signal detection apparatus.
【0039】 [0039]
また、前述の実施例の血圧測定手段70では、予め設定された血圧測定周期毎および血圧測定起動手段84において血圧測定の起動が判断された場合に血圧測定を実行していたが、上記血圧測定周期毎の血圧測定の実行は行われず、血圧測定起動手段84において血圧測定の起動が判断された場合にのみ血圧測定を実行するものであってもよい。 Also, the BP measuring means 70 in the illustrated embodiments, although running blood pressure measurement when the start of blood pressure measurement is determined in the blood pressure measurement period and for each blood pressure measurement starting means 84 which is set in advance, the blood pressure measurement performing blood pressure measurement for each cycle is not performed, may be one that performs only blood pressure measurement when the start of blood pressure measurement is determined in the blood pressure measurement starting means 84.
【0040】 [0040]
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。 Further, the blood pressure measuring means 70 in the illustrated embodiments, in accordance with the so-called oscillometric method, is configured to determine a blood pressure value based on the magnitude of the change state of the pressure pulse wave that varies with pressing pressure of the cuff 10 which it was, but in accordance with the so-called Korotkoff sounds method may be configured to determine a blood pressure value based on the Korotkoff sound generated and extinguished with the pressing pressure of the cuff 10.
【0041】 [0041]
また、前述の実施例の図6において、S3において前記生体の心拍周期TPが算出され、S4において、前記脈波面積Aを上記心拍周期TPで除すことにより補正脈波面積A'が算出されていたが、心拍周期TPと心拍数PRは一対一に対応するので、脈波面積Aと心拍数PRとの積が補正脈波面積A'として算出されてもよい。 Further, in FIG. 6 of the above embodiment, the cardiac cycle TP of the body is calculated in S3, in S4, the correction pulse wave area A 'is calculated by dividing the pulse wave area A above cardiac cycle TP which it was, but because cardiac cycle TP and heart rate PR corresponds one-to-one, the product of the pulse-wave area a and heart rate PR may be calculated as a correction pulse wave area a '. なお、本発明では、心拍と脈拍は等価なものとして扱うことができるため、心拍周期TPに代えて脈拍周期TMまたは心拍数PRに代えて脈波数MRが用いられてもよい。 In the present invention, since heart rate and pulse rate can be treated as equivalent, it may be pulse rate MR is used in place of the pulse period TM or heart rate PR in place of the cardiac cycle TP.
【0042】 [0042]
また、前述の実施例の図6において、周波数解析手段80に対応するS5では、心拍周期TPの変動が一拍毎に周波数解析されていたが、2拍以上の所定の拍数或いは所定の時間毎に周波数解析されてもよい。 Further, in FIG. 6 of the above-described embodiment, step S5 corresponds to the frequency analysis means 80, pulse period fluctuation of TP but has been frequency analysis for each one heartbeat, the number or a predetermined time of a predetermined two or more beats beats it may be frequency analysis for each.
【0043】 [0043]
また、前述の実施例では、血圧測定起動手段84において、脈波面積Aの変動が判定されていた。 In the illustrated embodiment, the blood pressure measuring start unit 84, the variation of the pulse-wave area A has been determined. すなわち、補正脈波面積異常判定手段86において、補正脈波面積A'が予め設定された判断基準範囲を越えたか否かが判定されていたが、脈波面積Aの変動は判定されなくてもよい。 That is, the correction pulse wave area abnormality determining unit 86, but whether the correction pulse wave area A 'exceeds a preset determination reference range has been determined, the variation of the pulse wave area A may not be determined good. すなわち、血圧測定起動手段84において、自律神経の異常のみが判定されることにより血圧測定手段70による血圧測定の起動が判定されてもよい。 That is, in the blood pressure measurement starting means 84, start of blood pressure measurement by the blood pressure measuring means 70 by only abnormalities of the autonomic nervous is determined may be determined.
【0044】 [0044]
また、前述の実施例では、血圧測定起動手段84では、補正脈波面積異常判定手段86において、1分当たりの血流量を表す補正脈波面積A'の異常が判定されていたが、補正脈波面積A'の所定区間の変化率或いは変化量が算出されて、その変化率或いは変化量の異常が判定されるものであってもよい。 In the illustrated embodiment, the blood pressure measuring start unit 84, the correction in the pulse wave area abnormality determining unit 86, the abnormality correction pulse wave area A 'representing the blood flow rate per minute have been determined, the correction pulse the rate of change or variation in the predetermined section is calculated wave area a ', or may be an abnormality of the change rate or variation is determined. また、或いは、補正されていない脈波面積A、またはその変化率或いは変化量の変動が判定されるものであってもよい。 Also, alternatively, the uncorrected pulse-wave area A or the variation of the change rate or variation, it may be one that is determined.
【0045】 [0045]
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。 In addition, the present invention is capable various changes are made without departing from the scope and spirit thereof.
【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS
【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。 1 is a block diagram showing a configuration of the blood pressure monitoring device according to an embodiment of the present invention.
【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。 2 is a functional block diagram illustrating portions of control functions of the electronic control device of the embodiment of FIG.
【図3】図1の実施例の光電脈波センサにより検出される光電脈波を説明する図である。 3 is a diagram illustrating a photoelectric pulse wave detected by the photoelectric pulse wave sensor of the embodiment of FIG.
【図4】図2の心拍情報検出手段において決定される心拍周期TPの変動を示す図である。 4 is a diagram showing a variation of a cardiac cycle TP determined in heartbeat information detecting means of FIG.
【図5】図3の心拍周期TPを周波数解析して得られるスペクトルの例を示す図である。 The cardiac cycle TP in FIG. 5 FIG. 3 is a diagram illustrating an example of a spectrum obtained by frequency analysis.
【図6】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。 6 is a flow chart illustrating a major control operation of the electronic control unit of the embodiment of FIG.
【符号の説明】 DESCRIPTION OF SYMBOLS
8:血圧監視装置40:光電脈波センサ(容積脈波検出装置、心拍信号検出装置) 8: Blood pressure monitoring device 40: a photoelectric pulse wave sensor (volume pulse wave detecting device, heartbeat signal detecting device)
70:血圧測定手段76:心拍情報検出手段80:周波数解析手段82:自律神経評価手段84:血圧測定起動手段88:自律神経異常判定手段 70: blood pressure measuring means 76: heartbeat information detecting means 80: Frequency analyzer 82: autonomic nervous evaluation means 84: blood pressure measuring start unit 88: the autonomic nervous abnormality determining means

Claims (2)

  1. 生体の血圧値を監視するための血圧監視装置であって、 A blood pressure monitoring apparatus for monitoring the blood pressure of a living body,
    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、 Blood pressure measuring means for measuring a blood pressure value of the living body with a cuff to vary the compression pressure to a part of the living body,
    前記生体の心拍情報を算出する心拍情報算出手段と、 A heartbeat information calculating means for calculating the heartbeat information of the living body,
    該心拍情報算出手段により算出された心拍情報の変動を周波数解析する周波数解析手段と、 A frequency analyzing means for frequency analyzing the variation of the heartbeat information calculated by the heartbeat information calculating means,
    該周波数解析手段により解析されたスペクトルから前記生体の自律神経の活動状態を示す評価値を決定する自律神経評価手段と、 And autonomic nervous evaluation means for determining an evaluation value indicating the activity status of the autonomic nervous of the subject from the spectrum analyzed by the frequency analysis means,
    該自律神経の評価値が変動し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。 Blood pressure monitoring device, characterized in that the blood pressure measurement starting means for starting the blood pressure measurement by the blood pressure measuring means based on the evaluation value of the autonomic varies, including.
  2. 前記生体の末梢部の容積脈波を検出する容積脈波検出装置と、 A volume pulse wave detecting device which detects a volume pulse wave of the peripheral portion of the living body,
    該容積脈波検出装置により検出された容積脈波の面積を算出する脈波面積算出手段とをさらに含み、 Further comprising a pulse-wave area calculating means for calculating the area of the detected volume pulse wave by container volume pulse wave detecting device,
    前記血圧測定起動手段は、前記容積脈波の面積が変動したと判断され、且つ前記自律神経の評価値が変動したと判断され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ことを特徴とする請求項1に記載の血圧監視装置。 The blood pressure measuring start unit, it is determined that the area of the volume pulse wave is varied, and that for starting the blood pressure measurement by the blood pressure measuring means based on the evaluation value of the autonomic nervous is judged to have varied blood pressure monitoring device as claimed in claim 1, wherein.
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