JP4906205B2

JP4906205B2 - Electronic blood pressure monitor

Info

Publication number: JP4906205B2
Application number: JP2001295264A
Authority: JP
Inventors: 修杤久保; 孝博相馬
Original assignee: TRUMO KABUSHIKI KAISHA
Current assignee: TRUMO KABUSHIKI KAISHA
Priority date: 2001-09-27
Filing date: 2001-09-27
Publication date: 2012-03-28
Anticipated expiration: 2021-09-27
Also published as: JP2003093358A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、カフ圧力に重畳した脈波成分に基づいて最低血圧値を測定するオシロメトリック式血圧計に関する。
【０００２】
【従来の技術】
オシロメトリック式血圧計での血圧値（最高血圧値、最低血圧値）の決定方法は、カフ下の動脈の血管内容積変化がカフ圧力（カフからの圧力信号）に重畳する脈波成分に現れているとの考えに基づくものである。そして、このようなカフ圧力に重畳した脈波成分に基づいて血圧値を決定する方法は、通常、コロトコフ音に基づいて血圧値を決定するコロトコフ音方式に対してオシロメトリック方式と呼ばれている。
【０００３】
従来のオシロメトリック式血圧計（オシロメトリック方式で血圧値の測定を行う血圧計）は、阻血部位に巻くカフを最高血圧値以上に加圧して後、カフ圧力を微速度（例えば、２〜３ｍｍＨｇ／秒）で、大気圧近くまで減圧し、この減圧過程でカフ圧力に重畳する脈波成分を抽出し、脈波成分の振幅値（脈波振幅値）に注目して、脈波振幅値の推移（カフ圧力変化に対する脈波振幅値の変化プロフィル）から最高血圧値と最低血圧値を決定するのが一般的である。
【０００４】
図１は、カフ圧力の減圧過程で、カフ圧力に脈波成分が重畳している様子を示すグラフである。このグラフには、カフ圧力の減少につれて、脈波成分の大きさや形が変化していく様子が示されている。
【０００５】
図２は、カフ圧力の減少過程での、カフ圧力に重畳する脈波振幅値の変化の様子をカフ圧力の変化と共に示した図である。カフ圧力の減圧過程で、脈波振幅値は徐々に大きくなり、最大振幅値が現れるポイントＭを経て後、脈波振幅値は徐々に減少する傾向をもつことが示されている。
【０００６】
従来のオシロメトリック式血圧計での最低血圧値の測定は、図２において、最大脈波振幅値を検出するポイントを経過後、脈波振幅値が減少する過程において、最大脈波振幅値に所定割合（例えば、６割）を掛けた値に最も近い脈波振幅値を検索し、この脈波が生じたときの近傍のカフ圧力の値を、最低血圧値と決定するものである。すなわち、ポイントＭで最大脈波振幅値ＰＡを検出して後、ポイントＭの経過後、所定の割合をα（例えば、α＝０．６）として、脈波振幅値がＴＨ＝α×ＰＡに最も近いポイントＮでのカフ圧力を最低血圧値として決定するものである。そして、このような最低血圧値の決定方法については、個々の測定での測定の誤差をできるだけ小さくするために、所定の割合であるαの値を数百人のデータによる統計的な手段にて決定するなどの改善も試みられている。
【０００７】
しかしながら、従来のオシロメトリック式血圧計の脈波振幅値の変化プロフィルによる最低血圧値の決定方法では、以下に説明するような問題点をもっていた。
【０００８】
まず、第１に、カフ下の動脈の血管内圧力変化の血管内容積変化への反映状況は、個々の測定において異なっている。
【０００９】
動脈硬化等による伸展性の小さい血管をもつ被測定者の場合には、動脈血管内圧力（以下、本明細書では、単に、血管内圧力という）がカフ圧力を越えると動脈血管内容積（以下、本明細書では、単に、血管内容積という）はかなり急峻な変化（急増）をし、一方、小児、若年者等の伸展性の大きい血管をもつ被測定者の場合には、血管内圧力がカフ圧力を越えても、前者ほど急峻な変化はしない。このため、血管の伸展性の小さい被測定者の脈波振幅値の変化プロフィルはカフ圧力が最高血圧値を過ぎると急に大きくなり、最低血圧値を過ぎると急に小さくなる変化を呈するが、最高血圧値と最低血圧値の間では変化に乏しい。一方、血管の伸展性の大きい被測定者の場合の脈波振幅値の変化プロフィルは、全体的に滑らかな変化を呈する。
【００１０】
従って、従来のオシロメトリック式血圧計のように、最大脈波振幅値に所定割合を掛けた値に最も近い脈波振幅値を探索して最低血圧値を決定する方法では、カフ圧力が最低血圧値近傍で脈波振幅値の変化傾向の異なる被測定者に対して、同じ精度で最低血圧値を測定することは難しい。
【００１１】
第２に、カフ下の血管内圧力の要素には、カフの上流側（心臓側）からの血流の拍出に伴う圧力だけでなく下流側（末梢側）からの反射による圧力が含まれており、この下流側からの反射による圧力の影響は、個々の測定によって異なっている。
【００１２】
カフ下の静脈血管はカフ圧力が約３０ｍｍＨｇをこえると圧閉されるため、測定中の減圧過程で拍出した血液はカフより下流側の血管にプ−リングされ、下流側の動脈血管内圧力は、カフによる阻血前の状態に回復する(近づく)ように、徐々に上昇していく。減圧過程でのカフ圧力が最高血圧値と最低血圧値の中間近傍（最大脈波振幅値の脈波成分が得られる辺り）にあるときには、下流側の血管内圧力の回復状況により、過渡的現象として一時的に、拍動の周期のあるタイミングでカフ圧力より下流側の血管内圧力が高くなる現象が生じて、上流側からの血流の拍出による圧力変化が反射される。そして、この反射された圧力変化が、上流側からの血流の拍出に伴う圧力変化とカフ下で重なって、カフ下では、反射の影響を受けた血管内圧力変化が現れる。このため、カフ下で検出される脈波成分の振幅値にも反射の影響が現れる。検出される脈波成分の振幅値への反射の影響は、下流側の血管内圧力がカフ圧力より高くなるタイミングとカフ下での反射によらない血管内圧力変化（上流側からの血流の拍出に伴う直接の圧力変化）が最大となる（血管内圧力変化の波形にピークの生じる）タイミングの位相差に依存する。すなわち、減圧過程で、下流側の血管内圧力がカフ圧力より高くなるタイミングとカフ下の反射によらない血管内圧力変化（１拍内）の波形にピークの生じるタイミングが重なる位相差が０となるポイント（減圧過程の経過時間の中での位置）で、脈波成分の振幅値は反射の影響を最も受ける。
【００１３】
そして、この反射の影響を最も受けるポイントは、被測定者の血管の伸展性、血圧値（最高血圧値、最低血圧値）、脈拍数等や減圧速度に関連する下流側の血管内圧力の回復の速さによって決まる。
【００１４】
最大脈波振幅値に注目すると、最大脈波振幅値をもつ脈波成分が減圧過程で出現するポイントが、前述の２つのタイミングが重なる位相差０のポイント（反射の影響を最も受けるポイント）に一致するときに、最大脈波振幅値は反射の影響を最も受けるものである。そして、一般に、最大脈波振幅値の受ける反射の影響は、最大脈波振幅値をもつ脈波成分の出現するポイントと下流側の血管内圧力の反射の影響を最も受けるポイントとの位置関係に依存する。こうして、最大脈波振幅値の受ける反射の影響は、下流側の血管内圧力の回復の速さによって決まる反射の影響を最も受けるポイントに依存することから、下流側の血管内圧力の回復の速さに依存している。
【００１５】
尚、カフ圧力が最低血圧値の近傍になるときは、カフの下流側の血管内圧力はカフによる阻血前の状態に充分に回復しているので、下流側の血管内圧力による反射の影響は実質的になくなる。
【００１６】
こうして、最大脈波振幅値は、カフの下流側の血管内圧力の回復の速さに依存する異なる反射の影響を受ける一方、最低血圧値のポイントでの脈波振幅値は、この反射の影響を受けないことから、従来のオシロメトリック式血圧計のような、最大脈波振幅値に所定割合を掛けた値に最も近い脈波振幅値を探索して最低血圧値を決定する方法では、常に正しい最低血圧値を得ることは難しい。
【００１７】
第３に、カフ下の血管内容積変化の脈波成分としての検出にはカフの弾性（コンプライアンス）特性が関係しているが、この特性が、カフ圧力が最低血圧値近傍になるとき、個々の測定で異なっている。
【００１８】
カフ圧力が高いときに比べてカフ圧力が低いときは、カフ下の血管内容積の変化に対するカフ内圧力の変化は小さくなる。特に、カフ圧力が約５０ｍｍＨｇ以下になると急峻に血管内容積の変化に対するカフ内圧力の変化は小さくなる。
【００１９】
このため、最低血圧値が低い被測定者の場合には、最低血圧値が高い被測定者の場合に比べて、カフ圧力が最低血圧値の近傍になったときの脈波振幅値は、最大脈波振幅値に対して、相対的に小さく測定され、従来のオシロメトリック式血圧計のような、最大脈波振幅値に所定割合を掛けた値に最も近い脈波振幅値を探索して最低血圧値を決定する方法では、正しい最低血圧値を得ることが難しい。
【００２０】
図３の（ａ）（ｂ）には、それぞれ、図２の最大脈波振幅値の出現するポイントＭの近くの脈波成分と、最低血圧値の低い被測定者の最低血圧値の検出されるポイントＮの近くで検出される脈波成分を模式的に図示している。
【００２１】
図３（ａ）に示されるように、最大脈波振幅値が得られるポイントの近くで検出される脈波成分ＰＷは、カフの上流側の血液の拍出に伴う直接の圧力変化（血管内容積変化）に由来する波形成分Ｗ１とカフより末梢（下流）側の血管からの反射による圧力変化（血管内容積変化）に由来する波形成分Ｗ２の合成されたものとして検出される。ここでは、検出される脈波振幅値が、反射による圧力変化（血管内容積変化）に由来する波形成分Ｗ２があることにより、カフ下の上流側からの血液の拍出に伴う直接の圧力変化（血管内容積変化）に由来する波形成分Ｗ１だけの場合よりも、大きくなっている。
【００２２】
また、図３（ｂ）に示されるように、最低血圧値が低い被測定者の最低血圧値の検出されるポイントの近くで検出される脈波成分ＰＷは、カフより末梢（下流）側の血管からの反射による圧力変化（血管内容積変化）に由来する波形成分Ｗ２はなく、カフの上流側からの血液の拍出に伴う直接の圧力変化（血管内容積変化）に由来する波形成分Ｗ１だけではあるが、カフの弾性（コンプライアンス）特性により、実際の圧力変化（血管内容積変化）を反映する波形成分Ｗ１よりも小さい脈波振幅値をもつ脈波成分ＰＷが検出される。
【００２３】
以上のように、従来のオシロメトリック式血圧計での最低血圧値の決定方法では、カフ下の血管内圧力変化から血管内容積変化への反映状況や、カフ下の血管内圧力変化への反射の影響や、カフの弾性（コンプライアンス）の影響について十分に考慮されていないことから、正確な最低血圧値の測定は難しかった。
【００２４】
すなわち、従来のオシロメトリック式血圧計では、最低血圧値のポイントでの脈波振幅値と最大振幅値の割合は、被測定者の個体差や測定条件（減圧速度等）により異なることから、一義的に決められないにもかかわらず、一義的に決めた割合を用いるために、個々の測定において誤差を生じるという問題があった。
【００２５】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の目的は、最低血圧値のポイントでの脈波振幅値と最大振幅値の割合を用いるなど、カフ圧力に重畳する脈波振幅値の変化プロフィルに依存することなく、正確に、最低血圧値を測定できる電子血圧計を提供することにある。そして、被測定者の個体差や測定条件による影響を小さくして、精度よく最低血圧値を測定できる電子血圧計を提供することにある。
【００２６】
【課題を解決するための手段】
この目的を達成するために、本発明者は、カフ圧力に重畳する脈波成分の解析について、研究を重ねた結果、最低血圧値の近傍での脈波成分に特有の特徴を見出すことができた。
【００２７】
この知見に基づいて、上記目的は、脈波振幅値の変化プロフィルに依存することのない下記の（１）〜（２）の発明により達せられている。
（１）血管を圧迫するカフを有し、カフ圧力の減圧過程で前記カフ圧力に重畳する脈波成分に基づいて最低血圧値を決定する電子血圧計において、脈波成分のピ−ク点と前記ピーク点に先行して生じるボトム点との間で、脈波成分の最大勾配点を検出し、前記ボトム点と前記最大勾配点との出現の位相差に基づいて、最低血圧値を決定することを特徴とする電子血圧計。
（２）血管を圧迫するカフを有し、カフ圧力の減圧過程で前記カフ圧力に重畳する脈波成分に基づいて最低血圧値を決定する電子血圧計において、脈波成分のピ−ク点と前記ピーク点に先行して生じるボトム点との間で、脈波成分の最大勾配点を検出し、前記ボトム点と前記最大勾配点との出現の時間差に基づいて、最低血圧値を決定することを特徴とする電子血圧計。
【００２８】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の電子血圧計を、好適実施例に基づいて、原理的な内容と共に説明する。
〈カフの圧迫力と脈波成分〉
図４は、本発明の実施例のカフを上腕１０１に捲いたときの腕の長手方向（上腕の延びる方向）の断面図である。本実施例のカフは、血管阻血用の大カフ（第１のカフ）１と脈波検出用の小カフ（第２のカフ）２からなるダブルカフである。図４では、加圧された血管阻血用の大カフ１により血管１００はＱの部分で阻血され、上流側１００ａから下流側１００ｂへの血流が抑えられている様子が示されている。
【００２９】
大カフ１により腕を圧拍する力は、カフの幅方向の中央部（図のＡの部分）で最も強く、両端に近くなるに従い弱くなり、両端ではほぼ０となる。小カフ２は、このカフの幅方向の中央部（図のＡの部分）に設けられることで、この部分での血管内圧力変化（血管内容積変化）を最もよく捉える。尚、本願明細書で述べる「カフ圧力」は、カフ内の圧力を意味するが、実質的には、カフの幅方向の中央部（図のＡの部分）での腕の圧迫力と等しいことから、カフの幅方向の中央部（図のＡの部分）下の血管へ加えられるカフからの圧力でもある。
【００３０】
脈波検出用の小カフ２により検出されるカフ圧力に重畳する脈波成分は、既に述べたように、カフの上流側からの血流の拍出に伴う直接の圧力変化（血管内容積変化）に由来する波形成分Ｗ１（以下、Ｗ１波形という）とカフの下流側の血管からの反射による圧力変化（血管内容積変化）に由来する波形成分Ｗ２（以下、Ｗ２波形という）に分けられるが、このうち、Ｗ１波形は、便宜上、カフの幅方向の中央部、すなわち、図４のＡの部分（以下、単に、カフ中央部Ａという）の下の圧力変化（血管内容積変化）に由来する波形成分Ｗ１−Ａ（以下、Ｗ１−Ａ波形という）とカフの幅方向の上流部、すなわち、図４のＢの部分（以下、単に、カフ上流部Ｂという）の下の圧力変化（血管内容積変化）に由来する波形成分Ｗ１−Ｂ（以下、Ｗ１−Ｂ波形という）とカフの幅方向の下流部、すなわち、図４のＣの部分（以下、単に、カフ下流部Ｃという）の下の血管内容積変化に由来する波形成分Ｗ１−Ｃ（以下、Ｗ１−Ｃ波形という）に分けて考えることができる。
〈脈波成分を構成する各波形の性質〉
図５は、Ｗ１波形がＷ１−Ａ波形とＷ１−Ｂ波形とＷ１−Ｃ波形から合成され、更に、Ｗ２波形と合成されて脈波成分ＰＷができている状態を模式的に示している。この図示した脈波成分ＰＷは、減圧過程でのカフ圧力が最高血圧値から最低血圧値の間にある場合の代表的なものである。減圧過程でのカフ圧力が最高血圧値から最低血圧値までの間では、カフ中央部Ａに血流が流れ込み、カフよりも下流側の血管に血流を拍出する現象がみられる。そして、この場合、下流側の血管への血流の拍出に伴うカフ中央部Ａ下での血管内容積変化に由来するＷ１−Ａ波形とカフ下流部Ｃ下での血管内容積変化に由来するＷ１−Ｃ波形が、カフ上流部Ｂ下に流れ込む血流による血管内容積変化に由来するＷ１−Ｂ波形と、時間の遅れ、すなわち、時間差をもって重なりＷ１波形を形成し、更に、それに、下流側からの反射によるＷ２波形が、時間差をもって重なり、カフ圧力に重畳した脈波成分ＰＷが形成される。
【００３１】
ここで、脈波検出用の小カフ２は、カフ中央部Ａに取り付けられていることから、Ｗ１−Ｂ波形とＷ１−Ｃ波形に比べて、Ｗ１−Ａ波形を最も感知しやすい。従って、Ｗ１−Ａ波形の特徴は、Ｗ１−Ｂ波形とＷ１−Ｃ波形の特徴に比べて、Ｗ１波形の形状に大きく反映する。
【００３２】
Ｗ１−Ｂ波形は、カフ上流部Ｂ下での血管内容積変化を示すが、上流部Ｂは中央部Ａと下流部Ｃに比べて上流側（心臓側）に位置することから、Ｗ１−Ａ波形やＷ１−Ｃ波形よりも早く出現し、Ｗ１波形の立ち上がりの形状に反映される。また、Ｗ１−Ｃ波形については、カフ下流部Ｃ下での血管内容積変化を示すが、下流部Ｃは中央部Ａの下流側に位置し、下流部Ｃのカフの圧迫力は中央部Ａのカフの圧迫力よりも小さいことから、下流部Ｃ下の血管の開閉は中央部Ａ下の血管の開閉にほぼ同期しており、Ｗ１−Ａ波形とＷ１−Ｃ波形の出現の時間差は実質的にない。
【００３３】
Ｗ２波形は、上流からの血流の拍出に対するカフの下流側の血管からの反射であるから、下流側の血管内圧力がカフ圧力より高くなるタイミングによってピークの出現はＷ１波形のピークの出現より遅れる場合も進む場合もあるが、図５では、Ｗ２波形のピークの出現がＷ１波形のピークの出現より遅れる場合が示されている。一般に、Ｗ２波形の形状の脈波成分の全体形状への反映は、Ｗ１波形（Ｗ１−Ａ波形とＷ１−Ｂ波形とＷ１−Ｃ波形の合成波形）の形状の反映よりも小さい。また、減圧過程でのカフ圧力が最低血圧値の近傍では、カフ下流側の血管内圧力はカフによる阻血前の状態に充分に回復しているので、下流側の血管からの反射は実質的になくなる。従って、カフ圧力が最低血圧値の近傍で検出される脈波成分では、実質的に、Ｗ２波形は消滅している。
〈Ｗ１−Ａ波形の特徴〉
次に、Ｗ１−Ａ波形の特徴について、詳しく述べる。
【００３４】
図６は、カフ中央部Ａ下の血管内容積変化に由来するＷ１−Ａ波形が、カフ圧力の減圧過程で生じて、変化していく様子を模式的に示す図である。
【００３５】
グラフ１では、横軸は、カフ圧力を一定の減圧速度で減圧していく場合の経過時間を表し、縦軸は、血管内外圧差（血管内圧力−カフ圧力）を表し、観血波形（血管内圧力変化）を三角形波形で簡略化した場合に基づいて、経過時間の各時点での観血波形（血管内圧力変化）に由来するカフ中央部Ａ下の血管内外圧差の変化（観血波形と同じ三角形波形）を表わしている。
【００３６】
また、グラフ１の上側に、縦軸を血管内容積として、血管内外圧差の変化に応じて生じる各時点の血管内容積の変化がグラフ２として表されている。血管内外圧差の縦軸の左側には、血管内外圧差の変化（グラフ１）を血管内容積の変化（グラフ２）に変換する血管内外圧差−血管内容積の関係が、横軸を血管内容積としたグラフ３として表されている。
【００３７】
グラフ３の血管内外圧差−血管内容積の関係については、血管内容積が血管内外圧差が０の近傍で急変（急増加もしくは急減少）する傾向に注目して、簡略化した関係を仮定している。すなわち、血管内外圧差の増減する過程での血管が完全に閉じた状態（血管内容積０）と完全に開いた状態（血管内容積Ｖｍａｘ）の間の変化を、血管内容積がＶ０とＶ１の点で２つの折れ部をもち、Ｖ０とＶ１の間の急勾配の部分とＶ０以下とＶ１以上の緩やかな勾配の部分の直線からなる折れ線で表わしている。
【００３８】
これは、血管内外圧差が０の位置では、血管は自重によりつぶれた状態（血管内容積Ｖ０）であるが、この位置から血管内外圧差が正の値に変化すると急に血管内容積が増大し、血管が十分に開いた状態（血管内容積Ｖ１）に達し、その後は、血管内外圧差の変化に対して、緩やかに増大する（最大の血管内容積Ｖｍａｘに向かう）傾向と、血管内外圧差が０の位置から負の値に変化すると、血管内容積は緩やかに減少していく（血管内容積０に向う）傾向を示している。尚、グラフ３では、血管内容積がＶ０とＶ１の間の急勾配の部分は直線で近似されているため血管内容積の変化の割合はこの間では同じとなっているが、実際には、血管内外圧差が０の位置（血管内容積Ｖ０の位置）での変化の割合が最大となっている。
【００３９】
このような血管内容積が血管内外圧差が０の近傍で急変（急増加）する傾向の程度は、被測定者の血管の伸展性の大きさに依存するものであるが、傾向自体は、一般化できるものと考えられる。
【００４０】
グラフ１では、カフ圧力の減圧過程（経過時間）の中で、ａはカフ圧力が最高血圧値に等しい時点、ｂはカフ圧力が最高血圧値と最低血圧値のほぼ中央に位置する時点、ｃはカフ圧力が最低血圧値に等しい時点での、カフ中央部Ａ下の血管内外圧差の変化（三角形波形）を示している。
【００４１】
経過時間の各時点での血管内外圧差の変化（三角形波形）ａ、ｂ、ｃの各頂点（ピーク点）は、観血波形（血管内圧力変化）での最高血圧値の部分（すなわち、心臓の拡張期初期）に由来するものであり、下向き頂点（ボトム点）は、観血波形（血管内圧力変化）での最低血圧値の部分（すなわち、心臓の収縮期初期）に由来するものである。
【００４２】
これらグラフ１のａ、ｂ、ｃの血管内外圧差の変化をグラフ３の血管内外圧差−血管内容積の関係を用いて、血管内容積の変化に変換したものが、グラフ２の（ａ）、（ｂ）、（ｃ）で示されている。（ａ）、（ｂ）、（ｃ）には、心臓の収縮期初期の位置（前後２箇所）を白丸で示している。これは、観血波形（血管内圧力変化）の下向き頂点（ボトム点）に対応している。そして、この心臓の収縮期初期の位置（前後２箇所）の間に示される波形（太線で表示）が、Ｗ１−Ａ波形である。
【００４３】
すなわち、グラフ２に、Ｗ１−Ａ波形が、カフ圧力の減圧過程（経過時間）の各時点で変化していく様子が示される。
【００４４】
（ｂ）、（ｃ）のＷ１−Ａ波形（血管内容積変化）の中では、ピーク点に先行して血管内外圧差が０となる位置をドットで示している。（ａ）のＷ１−Ａ波形（血管内容積変化）では、ピーク点が、血管内外圧差が０の位置に対応しており、この位置をドットで示している。（ａ）、（ｂ）、（ｃ）のドットで示されている血管内外圧差が０の位置は、実際には、血管内容積が急増加（急上昇）する部分（波形の前半での最大勾配点）となる。
【００４５】
更に、（ａ）、（ｂ）、（ｃ）のＷ１−Ａ波形の中では、ピーク点に遅れて生じる血管内容積が最小となる位置もドットで示している。このＷ１−Ａ波形のピーク点に遅れて生じる血管内容積が最小となる位置は、実際の脈波成分の下向きピーク点（ボトム点）の位置にほぼ等しいことが知られている。従って、以下、Ｗ１−Ａ波形のピーク点に遅れて生じる血管内容積が最小となる位置を、Ｗ１−Ａ波形のボトム点と呼ぶ。
【００４６】
グラフ２では、Ｗ１−Ａ波形で血管内容積が急上昇する部分（波形の前半での最大勾配点）［ドットで示した血管内外圧差が０となる位置］が、Ｗ１−Ａ波形に先行する心臓収縮期初期の位置から遅れる時間（時間差）をｔ１で示し、また、Ｗ１−Ａ波形のボトム点が次の心臓収縮期初期の位置から進む時間（時間差）をｔ２で示し、脈波成分の一周期をＴで示している。ここで、脈波成分の周期Ｔは、測定の期間中、実質的に一定である。また、Ｗ１−Ａ波形のボトム点の血管内容積が急上昇する部分（波形の前半での最大勾配点）から下方の変位をＨで示している。
【００４７】
遅れの時間（時間差）ｔ１と進みの時間（時間差）ｔ２の和をｔする。（ｔ＝ｔ１+ｔ２）連続して生じるＷ１−Ａ波形のｔ１とｔ２はほとんど同じであることを考えると、ｔは、注目するＷ１−Ａ波形の急上昇する部分（前半での最大勾配点）の先行するＷ１−Ａ波形のボトム点からの遅れの時間（時間差）、すなわち、最大勾配点の先行する（Ｗ１−Ａ波形の）ボトム点からの出現の時間差を示すと考えられる。
【００４８】
グラフ２の（ａ）、（ｂ）、（ｃ）に示されるように、時間差ｔ１と時間差ｔ２は、カフ圧力が最高血圧値から最低血圧値に近づくにつれて小さくなる。すなわち、最大勾配点の先行するボトム点からの出現の時間差ｔは、カフ圧力が最高血圧値から最低血圧値に近づくにつれて小さくなっている。脈波成分の周期Ｔは、測定の期間中、実質的に一定であることから、最大勾配点の先行するボトム点からの出現の位相差２π（ｔ／Ｔ）も、同様に、カフ圧力が最高血圧値から最低血圧値に近づくにつれて小さくなる。
【００４９】
そして、グラフ２の（ｃ）にみるように、カフ圧力が最低血圧値に等しくなる時点においては、この簡略化したグラフのもとでは、Ｗ１−Ａ波形の先行するボトム点と最大勾配点（急上昇点）と心臓収縮期初期が同時に生じ、ｔ１＝０，ｔ２＝０であり、ｔ＝０となっている。
【００５０】
更に、グラフ２の（ｂ）、（ｃ）からは、Ｗ１−Ａ波形のボトム点の最大勾配点（急上昇点）からの下方変位Ｈは、カフ圧力が最低血圧値に近づくと小さくなることも示されている。そして、（ｃ）にみるように、カフ圧力が最低血圧値に等しくなる時点においては、この簡略化したグラフのもとでは、Ｗ１−Ａ波形のボトム点の位置と最大勾配点の位置が一致して、Ｈ＝０（変位がなくなる）となっている。
【００５１】
これらのことから、実際のＷ１−Ａ波形については、次の２つの特徴（１）’（２）’を見出すことができる。
（１）’Ｗ１−Ａ波形の急峻な上昇部分（最大勾配点）のボトム点からの遅れ（時間差ｔもしくは位相差２π（ｔ／Ｔ））は、カフ圧力が最低血圧値に近づくにつれて小さくなる。
（２）’Ｗ１−Ａ波形の急峻な上昇部分（最大勾配点）からのボトム点の変位Ｈはカフ圧力が最低血圧値に近づくにつれて小さくなる。
〈脈波成分の特徴〉
以上、脈波成分ＰＷを部分波形に分けて、Ｗ１−Ａ波形についての簡略化した検討内容を示したが、実際には、脈波成分ＰＷは、Ｗ１−Ａ波形やＷ１−Ｂ波形などに分離されることなく１つの脈波成分として、脈波検出用小カフ２で検出されるものである。
【００５２】
しかし、既に述べたとおり、Ｗ１−Ｂ波形がＷ１波形の立ち上がり部分に反映されるもののＷ１−Ａ波形は、カフ圧力に重畳される脈波成分のＷ１波形の形状を大きく反映している。更に、脈波成分のＷ２波形は、一般にＷ１波形より小さく、カフ圧力が最低血圧値の近傍では消滅している。
【００５３】
従って、検出される脈波成分の特徴についても、〈Ｗ１−Ａ波形の特徴〉での検討内容と同様に、次の２つの特徴を見出すことができる。
（１）脈波成分の急峻な上昇部分（最大勾配点）のボトム点からの遅れ（時間差ｔもしくは位相差２π（ｔ／Ｔ））は、カフ圧力が最低血圧値に近づくにつれて小さくなる。
（２）脈波成分の急峻な上昇部分（最大勾配点）からのボトム点の変位Ｈはカフ圧力が最低血圧値に近づくにつれて小さくなる。
【００５４】
図７の（Ｂ）、（Ｃ）の波形は、図６の（ｂ）、（ｃ）が得られる各時点、すなわち、カフ圧力が最高血圧値と最低血圧値の間の時点、最低血圧値の時点で、実際に検出されたカフ圧力に重畳されていた脈波成分である。各脈波成分には、前半部分の急峻な上昇部分（最大勾配点）Ｕｍと、ピーク点Ｐｅとピーク点Ｐｅに先行もしくは遅れて生じる２つのボトム点Ｂ１、Ｂ２が示されている。更に、図には、最大勾配点Ｕｍのボトム点Ｂ１からの時間差ｔ、周期Ｔ、ボトム点Ｂ２の最大勾配点（急上昇点）Ｕｍからの下方の変位Ｈが示されている。尚、ボトム点Ｂ１は、先行して生じる脈波成分のピーク点に遅れて生じるボトム点Ｂ２でもあり、連続して生じる脈波成分はほとんど同じ形であることから、注目する脈波成分のボトム点Ｂ２の最大勾配点（急上昇点）Ｕｍからの変位は、ボトム点Ｂ１の最大勾配点（急上昇点）Ｕｍからの変位とほとんど同じである。
【００５５】
前述の特徴（１）（２）の通り、最低血圧値の時点では、時間差ｔ（位相差２π（ｔ／Ｔ））と変位Ｈが、最高血圧値と最低血圧値の間の時点よりも、小さくなっている様子が見られる。
〈最低血圧値の測定〉
脈波成分の特徴（１）（２）に基づき、本願発明者は、最低血圧値の測定方法として、以下の２つの妥当性を確認した。
［１］脈波成分のピーク点に先行して生じるボトム点と最大勾配点（急上昇点）の出現の位相差が所定の閾値より小さくなる時点のカフ圧力を最低血圧値とする。
［２］脈波成分のピーク点に先行もしくは遅れて生じるボトム点の最大勾配点（急上昇点）からの変位が所定の閾値より小さくなる時点のカフ圧力を最低血圧値とする。
【００５６】
［１］［２］での脈波成分のボトム点や最大勾配点（急上昇点）は、個々の脈波成分の中で検出されるものである。また、［１］［２］での所定の閾値は、検出される脈波の信号処理過程でのノイズ等を考慮して設定される。この信号処理過程でのノイズ等への個体差や減圧速度等の測定条件による影響は小さい。そして、［１］［２］の最低血圧値の測定方法は、従来のオシロメトリック式血圧計のように、被測定者の個体差や測定条件（減圧速度等）の影響の大きいパラメータ（最低血圧値のポイントでの脈波振幅値と最大脈波振幅値の割合等）を用いるカフ圧力の減圧過程の脈波振幅値の変化プロフィルを扱う必要はない。このことから、［１］［２］の最低血圧値の測定方法により、個体差や測定条件（減圧速度等）によるバラツキを小さくして、正確な最低血圧値の測定が実現できる。
【００５７】
本願発明は、上記［１］の最低血圧値の測定方法に基づくものである。
〈実施例〉
以下、本願発明の好適実施例について、詳しく述べる。
【００５８】
図８は、本発明の実施例の電子血圧計のエア−系と測定系を示すブロック図である。
【００５９】
血管阻血用の大カフ１はチュ−ブ１１を介して加圧ポンプ３と減圧制御バルブ（電磁弁）４に接続されている。また、大カフ１は、流体抵抗１３を介して圧力センサ５に接続している。また、脈波検出用の小カフ２は大カフ１のほぼ中央に位置し、チュ−ブ１２を介して圧力センサ５に接続している。これらのダブルカフを用いる血圧測定については、同一出願人による先願、特開２０００−７９１０１号に詳述されている。
【００６０】
脈波検出用の小カフ２は、血管阻血用の大カフ１のカフ中央部に設けられており、カフ中央部の血管内容積変化を最もよく捉える。また、小カフ２は、脈波振動の拡散による脈波成分の減少を少なくするために、できるだけ、小さいものとなっている。流体抵抗１３は、大カフ１より検出される脈波成分を低減もしくは遮断するためのメカニカルフィルタであり、これにより小カフ２でカフ下の血管内容積変化を正確にとらえることができる。
【００６１】
圧力センサ５としては半導体圧力ゲ−ジを使用したダイヤフラムタイプの圧力−電気変換器等が使用される。
【００６２】
圧力センサ５の出力信号（圧力信号）は増幅器６で増幅され、ロ−パスフィルタ７を介して、Ａ／Ｄ変換器（コンバータ）８でデジタル変換されＣＰＵ９に入力される。ロ−パスフィルタ７では、出力信号の周波数帯域を制限し、バルブ制御ノイズ等の不要高周波ノイズをカットしている。カットオフ周波数は１０〜３０Ｈｚに設定されている。
【００６３】
加圧ポンプ３および減圧制御バルブ（電磁弁）４は、ＣＰＵ９により制御される。特に、減圧制御バルブ（電磁弁）４は、ＣＰＵ９からのＰＷＭ信号（オン・オフのパルス信号）により、開閉が制御（ＰＷＭ制御）され、完全「閉」から完全「開」まで、ＰＷＭ信号のＤｕｔｙをかえることにより、開口オリフィス面積を連続的に制御される。
【００６４】
更に、ＣＰＵ９は、Ａ／Ｄ変換器（コンバータ）８からデジタルに変換した圧力信号（カフ圧信号）を周期的に取り込み、カフ圧信号からそれに重畳している脈波信号（脈波成分）を分離して、この脈波信号とカフ圧（信号）から最高血圧値と最低血圧値を決定する機能を備えている。最高血圧値の決定は、本発明では、特に限定されるものではないが、本実施例では、同一出願人による先願、特開２０００−２８７９４５号に記載されている、脈波成分のピーク情報を用いて決定される。また、最低血圧値は、前述の通り、脈波成分のピーク点に先行して生じるボトム点とピーク点の間で最大勾配点（傾き最大の点）を検出して前記ボトム点との出現の時間差ｔを算出して、この時間差ｔに基づいて決定される。特に、時間差ｔを直接扱う代わりに、時間差ｔを脈拍（脈波成分）の一周期Ｔで除した位相差２π（ｔ／Ｔ）（本実施例の計算では、ｔ／Ｔの値を扱うことから、以下、ｔ／Ｔを位相差という）を扱うことで、被測定者による測定のバラツキを更になくすることができる。
【００６５】
また、ＣＰＵ９では、このようにして決定された最高血圧値と最低血圧値を表示用ＬＣＤ１０に表示する機能をも備える。
【００６６】
図９は、本発明に実施例の電子血圧計の具体的な処理動作の概略を示すフロ−チャ−トである。
【００６７】
電子血圧計の測定の開始ＳＷ（スイッチ）をＯＮする（ＳＴ１）と減圧制御バルブ４が完全「閉」（ＳＴ２）となり、ＣＰＵ９の制御により、加圧ポンプ３の駆動が開始（ＯＮ）される（ＳＴ３）。加圧ポンプ３が駆動されるとカフ圧力の読み込みが開始され（ＳＴ４）、読み込んだカフ圧力があらかじめ設定された最高血圧値より十分に高い圧力値（設定圧力）になったか否か判断される（ＳＴ５）。カフ圧力が設定圧力になるまで、加圧ポンプは駆動され、カフ圧力が設定圧力になると加圧ポンプ３の駆動が停止（ＯＦＦ）される（ＳＴ６）。
【００６８】
その後、減圧制御バルブ４のＣＰＵ９の制御により、微速排気をスタートさせることで、所定の減圧速度（例えば、２〜３ｍｍＨｇ／秒）で微速減圧が開始される（ＳＴ７）。この減圧過程で、ＣＰＵ９により、カフ圧力が所定の時間間隔毎（サンプリング時間毎）に読み込まれ（ＳＴ８）、カフ圧力に重畳している脈波成分が抽出される（ＳＴ９）。そして、まず、抽出される脈波成分よりピーク情報が検出され、ピーク情報に基づいて最高血圧値を決定され（ＳＴ１０）。次に、更に、継続してカフ圧力の減圧過程で、カフ圧力が読み込まれ（ＳＴ１１）、脈波成分が抽出されて（Ｓ１２）、脈波成分を抽出して最低血圧値が決定される（Ｓ１３）。
【００６９】
最低血圧値の決定の後は、減圧制御バルブを全開（完全「開」）にしてカフ圧力を大気圧に戻す（ＳＴ１４）。そして、ＣＰＵ９の制御により、記憶した最高血圧値と最低血圧値をＬＣＤ１０に表示する（ＳＴ１５）。
【００７０】
図１０は、図９のＳ１１からＳ１３までの破線で囲んだ部分についての最低血圧値の決定のＣＰＵの処理動作を、より詳細なフローチャートで示したものである。
【００７１】
カフ圧力Ｐは、最高血圧値の決定後も、所定の時間間隔毎（サンプリング時間毎）に検出して（ＳＴ１００）、カフ圧力に重畳している脈波成分（図７の脈波成分の図を参照）を抽出する（ＳＴ１０１）。脈波成分からは、連続するボトム点Ｂ１，Ｂ２とその間のピーク点Ｐｅを検出して（ＳＴ１０２、ＳＴ１０３、ＳＴ１０４）、そのボトム点Ｂ１（ピーク点に先行して生じるボトム点）とピーク点Ｐｅの間、すなわち、脈波成分の前半部分で、最大勾配を有する点（最大勾配点）Ｕｍを検出する（ＳＴ１０５）。そして、ボトム点Ｂ１と最大勾配を有する点（最大勾配点）Ｕｍの出現の時間差ｔを算出する（ＳＴ１０６）。また、ボトム点Ｂ１とボトム点Ｂ２の出現の時間間隔Ｔを求めて（ＳＴ１０７）、位相差（ｔ／Ｔ）を算出する（ＳＴ１０８）。ここで、ボトム点Ｂ２は次の脈波成分のボトム点Ｂ１になることから、時間間隔Ｔは、脈波間隔でもあり、また、脈拍周期でもある。
【００７２】
この位相差（ｔ／Ｔ）が所定の閾値ｋより小さくなったとき、その時点でのカフ圧力Ｐを最低血圧値として決定する（ＳＴ１１０）。位相差（ｔ／Ｔ）が所定の閾値ｋ以上のときは、更に減圧されたカフ圧力に重畳される次の脈波成分について、同様の処理を順次行い、最低血圧値を決定するものである。
【００７３】
図１１は、図９のＳ１１からＳ１３までの破線で囲んだ部分について、別の実施例での最低血圧値の決定のＣＰＵの処理動作を、より詳細なフローチャートで示したものである。
【００７４】
図１０のフローチャートと異なる部分は、ＳＴ１０９とＳＴ１１０の間に、破線で囲んだ部分のステップＳＴ２００とＳＴ２０１を設けた点であり、その他については、図１０のフローチャートと同じである。
【００７５】
ＳＴ２００とＳＴ２０１は、〈最低血圧値の測定〉で記した［２］の最低血圧値の測定方法に基づくものである。すなわち、脈波成分の急峻な上昇部分（最大勾配点）Ｕｍからのボトム点Ｂ２の変位Ｈを算出する（ＳＴ２００）。そして、変位Ｈが所定の閾値ｈより小さくなったとき（ＳＴ２０１）、その時点でのカフ圧力を最低血圧値として決定する（ＳＴ１１０）。
【００７６】
そして、変位Ｈが所定の閾値ｈ以上のときは、ＳＴ１００に戻って、更に減圧されたカフ圧力に重畳される次の脈波成分を抽出し（ＳＴ１０１）、ＳＴ１０２〜ＳＴ１０９、ＳＴ２００、ＳＴ２０１の一連の処理を順次行い、最低血圧値を決定するものである。
【００７７】
尚、既に説明したように、ボトム点Ｂ１とボトム点Ｂ２の変位はほとんど同じであることから、ＳＴ２００を、最大勾配点Ｕｍからのボトム点Ｂ１の変位Ｈ’を算出するステップに置きかえ、ＳＴ２０１を、変位Ｈ’を閾値ｈとの大きさを比較するステップに置きかえることもできる。
【００７８】
この図１１のフローチャートで示される実施例では、〈最低血圧値の測定〉で記した［１］の最低血圧値の測定方法と［２］の最低血圧値の測定方法の２つの測定方法で最低血圧値であることが確認（ＳＴ１０９、ＳＴ２０１）されてはじめて、最低血圧値（ＳＴ１１０）を決定することから、最低血圧値の決定の精度が更によい。
【００７９】
以上、本発明の電子血圧計の好適実施例を説明したが、本発明はこれらに限定されるものではない。
【００８０】
【発明の効果】
以上説明してきたように本発明の電子血圧計では、カフ圧力の減圧過程でカフ圧力に重畳する脈波成分の脈波振幅値の変化プロフィルを用いないで、脈波成分のピーク点に先行して生じるボトム点からピ−ク点までの間の最大勾配点と前記ボトム点との出現の位相差（時間差）に基づいて最低血圧値を決定するので、血管の伸展性、脈圧（＝最高血圧−最低血圧）の大きさ、脈拍数等の個人差や減圧速度等の測定条件による測定値のバラツキを小さくすることができ、精度よく最低血圧値を測定することができる。
【００８１】
また、脈波成分の前記最大勾配点からのボトム点の変位を用いて最低血圧値を決定するので、より精度よく最低血圧値を測定することができる。
【００８２】
更に、カフが血管阻血用の大カフと脈波検出用の小カフからなり、大カフと小カフが流体抵抗を介して接続されていることから、脈波成分を正確にとらえることができ、安定して精度よく最低血圧値を測定することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】カフ圧力の減圧過程で、カフ圧力に脈波成分が重畳している様子を示す図である。
【図２】カフ圧力の減圧過程で、カフ圧力に重畳する脈波の振幅値の変化の様子を示す図である。
【図３】（ａ）（ｂ）は、それぞれ、図２の最大脈波振幅値の出現するポイントの近くの脈波成分とカフ圧力が最低血圧値に等しいポイントの近くの脈波成分を模式的に示す図である。
【図４】本発明の実施例のカフを上腕に捲いて、カフを加圧したときの腕の長手方向の断面図である。
【図５】脈波成分がいくつかの波形により合成されていることを模式的に示す図である。
【図６】カフ中央部下の血管容積変化に由来する波形が、カフ圧力の減圧過程で生じて、変化していく様子を模式的に示す図である。
【図７】カフ圧力が最高血圧値と最低血圧値の間の時点と最低血圧値の時点での実際に検出されたカフ圧力に重畳された脈波成分を示した図である。
【図８】本発明の実施例の電子血圧計のエアー系と測定系を示すブロック図である。
【図９】本発明の実施例の電子血圧計の処理動作の概略を示すフローチャート図である。
【図１０】本発明の実施例の電子血圧計の最低血圧値の決定の概略を示すフローチャート図である。
【図１１】本発明の別の実施例の電子血圧計の最低血圧値の決定の概略を示すフローチャート図である。
【符号の説明】
１…大カフ
２…小カフ
３…加圧ポンプ
４…減圧制御バルブ
５…圧力センサ
６…増幅器
７…ローパスフィルタ
８…Ａ／Ｄコンバータ
９…ＣＰＵ
１０…ＬＣＤ
１１、１２…チューブ
１３…流体抵抗
１００…血管
１００ａ…血管の上流側（心臓側）
１００ｂ…血管の下流側（末梢側）
１０１…腕[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an oscillometric sphygmomanometer that measures a minimum blood pressure value based on a pulse wave component superimposed on a cuff pressure.
[0002]
[Prior art]
The oscillometric sphygmomanometer determines the blood pressure value (maximum blood pressure value, minimum blood pressure value) by changing the intravascular volume of the artery under the cuff in the pulse wave component superimposed on the cuff pressure (pressure signal from the cuff). It is based on the idea that The method for determining the blood pressure value based on the pulse wave component superimposed on the cuff pressure is generally called an oscillometric method as compared to the Korotkoff sound method for determining the blood pressure value based on the Korotkoff sound. .
[0003]
A conventional oscillometric sphygmomanometer (a sphygmomanometer that measures blood pressure values by an oscillometric method) pressurizes a cuff wound around an ischemic site to a maximum blood pressure value or higher, and then adjusts the cuff pressure at a slow speed (eg, 2 to 3 mmHg / Second), the pulse wave component superimposed on the cuff pressure is extracted in this pressure reduction process, and the pulse wave amplitude value is determined by paying attention to the amplitude value (pulse wave amplitude value) of the pulse wave component. In general, the systolic blood pressure value and the diastolic blood pressure value are determined from the transition (change profile of the pulse wave amplitude value with respect to the cuff pressure change).
[0004]
FIG. 1 is a graph showing a state in which a pulse wave component is superimposed on the cuff pressure in the process of reducing the cuff pressure. This graph shows how the magnitude and shape of the pulse wave component change as the cuff pressure decreases.
[0005]
FIG. 2 is a diagram showing a change in the pulse wave amplitude value superimposed on the cuff pressure in the process of decreasing the cuff pressure together with the change in the cuff pressure. It is shown that in the process of reducing the cuff pressure, the pulse wave amplitude value gradually increases, and after passing through the point M where the maximum amplitude value appears, the pulse wave amplitude value tends to gradually decrease.
[0006]
The measurement of the minimum blood pressure value with a conventional oscillometric sphygmomanometer is shown in FIG. 2 in which the maximum pulse wave amplitude value is predetermined in the process in which the pulse wave amplitude value decreases after the point at which the maximum pulse wave amplitude value is detected. The pulse wave amplitude value closest to the value multiplied by the ratio (for example, 60%) is searched, and the value of the cuff pressure in the vicinity when this pulse wave is generated is determined as the minimum blood pressure value. That is, after the maximum pulse wave amplitude value PA is detected at the point M, the pulse wave amplitude value becomes TH = α × PA, with a predetermined ratio α (for example, α = 0.6) after the point M has elapsed. The cuff pressure at the nearest point N is determined as the minimum blood pressure value. With regard to such a method for determining the minimum blood pressure value, in order to minimize the measurement error in each measurement as much as possible, the value of α, which is a predetermined ratio, is obtained by statistical means using data of several hundred people. Improvements such as making decisions are also being attempted.
[0007]
However, the conventional method for determining the minimum blood pressure value based on the change profile of the pulse wave amplitude value of the oscillometric sphygmomanometer has the following problems.
[0008]
First, the reflection state of the intravascular pressure change of the artery under the cuff on the intravascular volume change is different in each measurement.
[0009]
In the case of a subject having a blood vessel with low extensibility due to arteriosclerosis or the like, when the arterial intravascular pressure (hereinafter, simply referred to as intravascular pressure) exceeds the cuff pressure, the arterial intravascular volume (hereinafter, present In the specification, the intravascular volume (which is simply referred to as “intravascular volume”) changes considerably sharply (increase). On the other hand, in the case of a subject having a highly extensible blood vessel such as a child or a young person, the intravascular pressure is cuffed. Even if the pressure is exceeded, the change is not as steep as the former. For this reason, the change profile of the pulse wave amplitude value of the subject with small blood vessel extensibility suddenly increases when the cuff pressure exceeds the maximum blood pressure value, and exhibits a change that decreases suddenly after the minimum blood pressure value. There is little change between systolic and diastolic blood pressure values. On the other hand, the change profile of the pulse wave amplitude value in the case of a subject having high blood vessel extensibility exhibits a smooth change as a whole.
[0010]
Therefore, as in the conventional oscillometric sphygmomanometer, in the method of determining the minimum blood pressure value by searching for the pulse wave amplitude value closest to the value obtained by multiplying the maximum pulse wave amplitude value by a predetermined ratio, the cuff pressure is the minimum blood pressure. It is difficult to measure the diastolic blood pressure value with the same accuracy for a person to be measured whose pulse wave amplitude value varies in the vicinity of the value.
[0011]
Secondly, the intravascular pressure element under the cuff includes not only the pressure associated with the blood flow from the upstream side (heart side) of the cuff but also the pressure due to reflection from the downstream side (peripheral side). The effect of pressure due to the reflection from the downstream side differs depending on individual measurements.
[0012]
Since the cuff pressure is capped when the cuff pressure exceeds about 30 mmHg, the blood pumped out during the decompression process during measurement is pulled to the blood vessel downstream from the cuff, and the arterial blood pressure on the downstream side is , Gradually rise to recover (approach) to the state before ischemia by cuff. When the cuff pressure in the decompression process is in the middle of the maximum blood pressure value and the minimum blood pressure value (around the pulse wave component of the maximum pulse wave amplitude value), a transient phenomenon occurs depending on the recovery state of the intravascular pressure on the downstream side. As a temporary phenomenon, a phenomenon occurs in which the intravascular pressure on the downstream side of the cuff pressure becomes higher at a timing with a cycle of pulsation, and the pressure change due to the blood flow from the upstream side is reflected. Then, the reflected pressure change overlaps with the pressure change accompanying the blood flow from the upstream side under the cuff, and the intravascular pressure change affected by the reflection appears under the cuff. For this reason, the influence of reflection appears also in the amplitude value of the pulse wave component detected under the cuff. The influence of the reflection on the amplitude value of the detected pulse wave component is due to the timing at which the intravascular pressure on the downstream side becomes higher than the cuff pressure and the intravascular pressure change that does not depend on the reflection under the cuff (the blood flow from the upstream side). This depends on the phase difference of the timing at which the maximum pressure (direct pressure change accompanying stroke) is maximized (a peak occurs in the waveform of the intravascular pressure change). That is, in the decompression process, the phase difference in which the timing at which the downstream intravascular pressure becomes higher than the cuff pressure and the timing at which the peak occurs in the waveform of the intravascular pressure change (within one beat) not due to reflection below the cuff is 0. The amplitude value of the pulse wave component is most affected by reflection at a certain point (position within the elapsed time of the decompression process).
[0013]
The point most affected by this reflection is the recovery of the intravascular pressure of the downstream side related to the extensibility of the blood vessel of the subject, blood pressure values (maximum blood pressure value, minimum blood pressure value), pulse rate, etc. and the decompression speed. It depends on the speed of.
[0014]
Paying attention to the maximum pulse wave amplitude value, the point where the pulse wave component with the maximum pulse wave amplitude value appears in the decompression process is the point of phase difference 0 where the above two timings overlap (the point most affected by reflection) When coincident, the maximum pulse wave amplitude value is most affected by reflection. In general, the influence of the reflection that the maximum pulse wave amplitude value receives is based on the positional relationship between the point where the pulse wave component having the maximum pulse wave amplitude value appears and the point that is most affected by the reflection of the downstream intravascular pressure. Dependent. Thus, since the influence of the reflection on the maximum pulse wave amplitude value depends on the point most affected by the reflection determined by the speed of the recovery of the intravascular pressure on the downstream side, the speed of the recovery of the intravascular pressure on the downstream side. Depends on being.
[0015]
When the cuff pressure is close to the minimum blood pressure value, the intravascular pressure on the downstream side of the cuff is sufficiently restored to the state before ischemia by the cuff, so the influence of reflection due to the intravascular pressure on the downstream side is Virtually disappear.
[0016]
Thus, the maximum pulse wave amplitude value is affected by different reflections depending on the speed of recovery of the intravascular pressure downstream of the cuff, while the pulse wave amplitude value at the point of the minimum blood pressure value is affected by this reflection. In the method of determining the minimum blood pressure value by searching for the pulse wave amplitude value closest to the value obtained by multiplying the maximum pulse wave amplitude value by a predetermined ratio, such as a conventional oscillometric sphygmomanometer, It is difficult to get the correct minimum blood pressure.
[0017]
Thirdly, the cuff elasticity (compliance) characteristic is related to the detection of the change in the intravascular volume under the cuff as a pulse wave component. When this characteristic is close to the minimum blood pressure value, The measurement is different.
[0018]
When the cuff pressure is lower than when the cuff pressure is high, the change in the cuff pressure with respect to the change in the intravascular volume under the cuff is small. In particular, when the cuff pressure is about 50 mmHg or less, the change in the cuff pressure with respect to the change in the intravascular volume is rapidly reduced.
[0019]
For this reason, the pulse wave amplitude value when the cuff pressure is close to the minimum blood pressure value is greater in the case of a subject having a low minimum blood pressure value than in the case of a subject having a high minimum blood pressure value. The pulse wave amplitude value that is measured relatively small with respect to the pulse wave amplitude value and that is closest to the value obtained by multiplying the maximum pulse wave amplitude value by a predetermined ratio, such as a conventional oscillometric sphygmomanometer, is searched for and the lowest In the method of determining the blood pressure value, it is difficult to obtain a correct minimum blood pressure value.
[0020]
3 (a) and 3 (b), the pulse wave component near the point M at which the maximum pulse wave amplitude value appears in FIG. 2 and the minimum blood pressure value of the subject having a low minimum blood pressure value are detected. A pulse wave component detected in the vicinity of the point N is schematically illustrated.
[0021]
As shown in FIG. 3A, the pulse wave component PW detected in the vicinity of the point where the maximum pulse wave amplitude value is obtained is a direct pressure change (blood vessel content) accompanying the pumping of blood upstream of the cuff. The waveform component W1 derived from the product change) and the waveform component W2 derived from the pressure change (intravascular volume change) due to the reflection from the blood vessel on the distal side (downstream) from the cuff are detected. Here, since the detected pulse wave amplitude value has a waveform component W2 derived from a pressure change (intravascular volume change) due to reflection, a direct pressure change associated with blood pumping from the upstream side under the cuff. It is larger than the case of only the waveform component W1 derived from (intravascular volume change).
[0022]
In addition, as shown in FIG. 3B, the pulse wave component PW detected near the point where the lowest blood pressure value of the measurement subject having a low lowest blood pressure value is detected is more distal (downstream) than the cuff. There is no waveform component W2 derived from a pressure change (intravascular volume change) due to reflection from the blood vessel, but a waveform component W1 derived from a direct pressure change (intravascular volume change) accompanying blood pumping from the upstream side of the cuff. However, the pulse wave component PW having a pulse wave amplitude value smaller than the waveform component W1 reflecting the actual pressure change (intravascular volume change) is detected by the elasticity (compliance) characteristic of the cuff.
[0023]
As described above, in the method for determining the minimum blood pressure value with a conventional oscillometric sphygmomanometer, the reflection state from the intravascular pressure change under the cuff to the intravascular volume change and the reflection to the intravascular pressure change under the cuff It is difficult to accurately measure the minimum blood pressure because the effects of the cuff and cuff elasticity (compliance) are not fully considered.
[0024]
That is, in the conventional oscillometric sphygmomanometer, the ratio between the pulse wave amplitude value and the maximum amplitude value at the point of the minimum blood pressure value varies depending on individual differences of the person to be measured and measurement conditions (decompression speed, etc.). In spite of the fact that it cannot be determined, there is a problem that an error is caused in each measurement because a uniquely determined ratio is used.
[0025]
[Problems to be solved by the invention]
The object of the present invention is to accurately measure the minimum blood pressure without depending on the change profile of the pulse wave amplitude value superimposed on the cuff pressure, such as using the ratio between the pulse wave amplitude value and the maximum amplitude value at the point of the minimum blood pressure value. The object is to provide an electronic sphygmomanometer capable of measuring values. It is another object of the present invention to provide an electronic sphygmomanometer that can accurately measure a minimum blood pressure value while reducing the influence of individual differences of measurement subjects and measurement conditions.
[0026]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve this object, the present inventor has been able to find characteristics peculiar to the pulse wave component in the vicinity of the diastolic blood pressure as a result of repeated research on the analysis of the pulse wave component superimposed on the cuff pressure. It was.
[0027]
Based on this finding, the above object is achieved by the following inventions (1) to (2) that do not depend on the change profile of the pulse wave amplitude value.
(1) In an electronic sphygmomanometer that has a cuff that compresses a blood vessel and determines a minimum blood pressure value based on a pulse wave component that is superimposed on the cuff pressure in the process of reducing the cuff pressure, The maximum gradient point of the pulse wave component is detected between the bottom point generated prior to the peak point, and the minimum blood pressure value is determined based on the phase difference of appearance between the bottom point and the maximum gradient point. An electronic blood pressure monitor characterized by that.
(2) In an electronic sphygmomanometer that has a cuff that compresses a blood vessel and determines a minimum blood pressure value based on a pulse wave component that is superimposed on the cuff pressure in the process of reducing the cuff pressure, Detecting the maximum gradient point of the pulse wave component between the bottom point that precedes the peak point and determining the minimum blood pressure value based on the time difference between the appearance of the bottom point and the maximum gradient point Electronic blood pressure monitor characterized by.
[0028]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, the electronic blood pressure monitor of the present invention will be described together with the principle content based on a preferred embodiment.
<Cuff pressure and pulse wave component>
FIG. 4 is a cross-sectional view in the longitudinal direction of the arm (the direction in which the upper arm extends) when the cuff of the embodiment of the present invention is put on the upper arm 101. The cuff of the present embodiment is a double cuff comprising a large cuff (first cuff) 1 for blood vessel ischemia and a small cuff (second cuff) 2 for pulse wave detection. FIG. 4 shows a state in which the blood vessel 100 is blocked at the portion Q by the pressurized large cuff 1 for vascular ischemia, and the blood flow from the upstream side 100a to the downstream side 100b is suppressed.
[0029]
The force that squeezes the arm with the large cuff 1 is strongest at the central portion (A portion in the figure) in the width direction of the cuff, becomes weaker as it approaches the both ends, and becomes substantially zero at both ends. The small cuff 2 is provided at the central portion (portion A in the figure) of the cuff in the width direction, and captures the intravascular pressure change (intravascular volume change) at this portion best. The “cuff pressure” described in the present specification means the pressure in the cuff, but it is substantially equal to the compression force of the arm at the central portion (A portion in the figure) in the width direction of the cuff. From the cuff, it is also the pressure from the cuff applied to the blood vessel below the central part (A portion in the figure) in the width direction of the cuff.
[0030]
As described above, the pulse wave component superimposed on the cuff pressure detected by the small cuff 2 for pulse wave detection is a direct pressure change (intravascular volume change) associated with the blood flow from the upstream side of the cuff. ) Derived waveform component W1 (hereinafter referred to as W1 waveform) and waveform component W2 (hereinafter referred to as W2 waveform) derived from pressure change (intravascular volume change) due to reflection from the blood vessel downstream of the cuff. Of these, for convenience, the W1 waveform is derived from the pressure change (intravascular volume change) under the central part in the cuff width direction, that is, the part A in FIG. 4 (hereinafter simply referred to as the cuff central part A). Waveform component W1-A (hereinafter referred to as the W1-A waveform) and the upstream portion in the width direction of the cuff, that is, the pressure change (blood vessel) under the portion B in FIG. 4 (hereinafter simply referred to as the cuff upstream portion B). Waveform component W1-B (hereinafter, W Waveform component W1-C (hereinafter referred to as “-B waveform”) and a downstream portion in the width direction of the cuff, that is, a change in intravascular volume under the portion C in FIG. 4 (hereinafter simply referred to as the cuff downstream portion C). , W1-C waveform).
<Characteristics of each waveform constituting the pulse wave component>
FIG. 5 schematically shows a state where the W1 waveform is synthesized from the W1-A waveform, the W1-B waveform, and the W1-C waveform, and is further synthesized with the W2 waveform to generate a pulse wave component PW. The illustrated pulse wave component PW is representative when the cuff pressure in the decompression process is between the maximum blood pressure value and the minimum blood pressure value. When the cuff pressure in the depressurization process is between the maximum blood pressure value and the minimum blood pressure value, a blood flow flows into the cuff central portion A, and a phenomenon in which the blood flow is pumped into a blood vessel downstream of the cuff is observed. In this case, the W1-A waveform derived from the change in the intravascular volume under the cuff central portion A accompanying the blood flow to the downstream blood vessel and the change in the intravascular volume under the cuff downstream portion C are obtained. The W1-C waveform overlaps with the W1-B waveform derived from the change in the intravascular volume due to the blood flow flowing under the cuff upstream portion B with a time delay, that is, with a time difference, and forms a W1 waveform further downstream. The W2 waveform due to reflection from the side overlaps with a time difference, and a pulse wave component PW superimposed on the cuff pressure is formed.
[0031]
Here, since the small cuff 2 for pulse wave detection is attached to the cuff central portion A, the W1-A waveform is most easily detected as compared with the W1-B waveform and the W1-C waveform. Therefore, the characteristics of the W1-A waveform are largely reflected in the shape of the W1 waveform as compared with the characteristics of the W1-B waveform and the W1-C waveform.
[0032]
The W1-B waveform shows the intravascular volume change under the cuff upstream portion B. Since the upstream portion B is located on the upstream side (heart side) compared to the central portion A and the downstream portion C, W1-A It appears earlier than the waveform or the W1-C waveform, and is reflected in the rising shape of the W1 waveform. Further, regarding the W1-C waveform, the change in intravascular volume under the cuff downstream portion C is shown, but the downstream portion C is located on the downstream side of the central portion A, and the cuff compression force of the downstream portion C is the central portion A. Therefore, the opening and closing of the blood vessel under the downstream portion C is almost synchronized with the opening and closing of the blood vessel under the central portion A, and the time difference between the appearance of the W1-A waveform and the W1-C waveform is substantially the same. Not really.
[0033]
Since the W2 waveform is a reflection from the blood vessel on the downstream side of the cuff with respect to the blood flow from the upstream, the peak appears at the timing when the intravascular pressure on the downstream side becomes higher than the cuff pressure. FIG. 5 shows a case where the appearance of the peak of the W2 waveform is delayed from the appearance of the peak of the W1 waveform. In general, the reflection of the pulse wave component of the shape of the W2 waveform to the overall shape is smaller than the reflection of the shape of the W1 waveform (the combined waveform of the W1-A waveform, the W1-B waveform, and the W1-C waveform). In addition, when the cuff pressure in the decompression process is close to the minimum blood pressure value, the intravascular pressure on the downstream side of the cuff has sufficiently recovered to the state before ischemia by the cuff, so reflection from the downstream blood vessel is substantially reduced. Disappear. Therefore, in the pulse wave component detected when the cuff pressure is in the vicinity of the minimum blood pressure value, the W2 waveform substantially disappears.
<Characteristics of W1-A waveform>
Next, the characteristics of the W1-A waveform will be described in detail.
[0034]
FIG. 6 is a diagram schematically showing how the W1-A waveform derived from the change in the intravascular volume under the cuff central portion A is generated and changed in the process of reducing the cuff pressure.
[0035]
In graph 1, the horizontal axis represents the elapsed time when the cuff pressure is reduced at a constant pressure reduction rate, the vertical axis represents the intravascular external pressure difference (intravascular pressure−cuff pressure), and an open waveform (blood vessel) Based on the case where the internal pressure change is simplified with a triangular waveform, the change in the intravascular external pressure difference under the cuff central portion A derived from the blood pressure waveform (intravascular pressure change) at each time point in the elapsed time (blood pressure waveform) The same triangular waveform).
[0036]
Further, on the upper side of the graph 1, the change in the intravascular volume at each time point corresponding to the change in the intravascular external pressure difference is shown as the graph 2 with the vertical axis as the intravascular volume. On the left side of the vertical axis of the intravascular / external pressure difference, the relationship between the intravascular / external pressure difference and the intravascular volume that converts the change in the intravascular external pressure difference (graph 1) into the change in the intravascular volume (graph 2), and the horizontal axis indicates the intravascular volume. Is represented as graph 3.
[0037]
Regarding the relationship between the intravascular external pressure difference and the intravascular volume in Graph 3, a simplified relationship is assumed by paying attention to the tendency of the intravascular volume to suddenly change (rapid increase or decrease) near the intravascular external pressure difference of 0. Yes. That is, the change between the state in which the blood vessel is completely closed (intravascular volume 0) and the state in which the blood vessel is completely open (intravascular volume Vmax) in the process of increasing or decreasing the intravascular external pressure difference, It has two folds at the point, and is represented by a fold line composed of a straight line between a steep part between V0 and V1, and a gentle part between V0 and lower and V1 and higher.
[0038]
This is a state in which the blood vessel is crushed by its own weight (intravascular volume V0) at a position where the intravascular external pressure difference is 0, but when the intravascular external pressure difference changes to a positive value from this position, the intravascular volume suddenly increases. The blood vessel reaches a sufficiently open state (intravascular volume V1), and then gradually increases (towards the maximum intravascular volume Vmax) with respect to the change in the intravascular external pressure difference, and the intravascular external pressure difference When the position changes from 0 to a negative value, the intravascular volume tends to decrease gradually (towards the intravascular volume 0). In the graph 3, the steep portion between the blood vessel volume V0 and V1 is approximated by a straight line, so the rate of change in the blood vessel volume is the same during this period. The rate of change at the position where the internal / external pressure difference is 0 (position of the blood vessel volume V0) is the maximum.
[0039]
The degree of such a tendency that the intravascular volume suddenly changes (rapidly increases) when the intravascular external pressure difference is close to 0 depends on the degree of extensibility of the blood vessel of the measurement subject. It is thought that it can be made.
[0040]
In the graph 1, in the process of reducing the cuff pressure (elapsed time), a is a time when the cuff pressure is equal to the systolic blood pressure value, b is a time when the cuff pressure is located approximately in the middle between the maximum blood pressure value and the minimum blood pressure value, c Shows the change (triangular waveform) in the blood pressure difference inside and outside the cuff center A at the time when the cuff pressure is equal to the minimum blood pressure value.
[0041]
Changes in the intravascular external pressure difference (triangular waveforms) a, b, and c at each time point in the elapsed time are peaks (peak points) of a maximum blood pressure value portion (ie, heart) in the open waveform (intravascular pressure change). The lower apex (bottom point) is derived from the portion of the lowest blood pressure value (ie, the early systolic phase of the heart) in the open waveform (intravascular pressure change) is there.
[0042]
The change in the intravascular external pressure difference of a, b, and c in the graph 1 is converted into the change in the intravascular volume using the relationship between the intravascular external pressure difference and the intravascular volume in the graph 3. (B) and (c). In (a), (b), and (c), the initial position of the heart (two positions in the front and rear) is indicated by white circles. This corresponds to the downward apex (bottom point) of the open waveform (change in intravascular pressure). A waveform (indicated by a thick line) shown between the initial positions (two positions before and after) of the systole of the heart is a W1-A waveform.
[0043]
That is, the graph 2 shows how the W1-A waveform changes at each point in the cuff pressure reducing process (elapsed time).
[0044]
In the W1-A waveforms (intravascular volume change) of (b) and (c), the positions where the intravascular external pressure difference becomes 0 preceding the peak point are indicated by dots. In the W1-A waveform (change in intravascular volume) in (a), the peak point corresponds to a position where the intravascular external pressure difference is 0, and this position is indicated by a dot. The position where the intravascular external pressure difference indicated by the dots (a), (b), and (c) is 0 is actually a portion where the intravascular volume rapidly increases (rapidly increases) (the maximum gradient in the first half of the waveform) Point).
[0045]
Furthermore, in the W1-A waveforms of (a), (b), and (c), the position where the intravascular volume that occurs after the peak point is minimized is also indicated by dots. It is known that the position where the intravascular volume that occurs behind the peak point of the W1-A waveform is minimized is substantially equal to the position of the downward peak point (bottom point) of the actual pulse wave component. Therefore, hereinafter, the position where the intravascular volume that occurs behind the peak point of the W1-A waveform is minimized is referred to as the bottom point of the W1-A waveform.
[0046]
In the graph 2, the portion where the intravascular volume rapidly increases in the W1-A waveform (the maximum gradient point in the first half of the waveform) [the position where the intravascular external pressure difference indicated by the dot becomes 0] is the heart preceding the W1-A waveform. The time (time difference) that is delayed from the initial systolic position is indicated by t1, and the time (time difference) in which the bottom point of the W1-A waveform advances from the next initial systolic position is indicated by t2. The period is indicated by T. Here, the period T of the pulse wave component is substantially constant during the measurement period. In addition, the downward displacement from the portion where the blood vessel volume at the bottom point of the W1-A waveform rapidly increases (the maximum gradient point in the first half of the waveform) is indicated by H.
[0047]
The sum of the delay time (time difference) t1 and the advance time (time difference) t2 is t. (T = t1 + t2) Considering that t1 and t2 of W1-A waveforms generated continuously are almost the same, t is a rapidly rising portion of the W1-A waveform of interest (maximum gradient point in the first half) This is considered to indicate the time delay (time difference) from the bottom point of the preceding W1-A waveform, that is, the time difference of appearance of the maximum gradient point from the preceding bottom point (of the W1-A waveform).
[0048]
As shown in graphs (a), (b), and (c), the time difference t1 and the time difference t2 decrease as the cuff pressure approaches the minimum blood pressure value from the maximum blood pressure value. That is, the time difference t of the appearance of the maximum gradient point from the preceding bottom point decreases as the cuff pressure approaches the minimum blood pressure value from the maximum blood pressure value. Since the period T of the pulse wave component is substantially constant during the measurement period, the phase difference 2π (t / T) of the maximum gradient point appearing from the preceding bottom point is also equal to the cuff pressure. It becomes smaller as it approaches the minimum blood pressure value from the maximum blood pressure value.
[0049]
As shown in (c) of graph 2, when the cuff pressure becomes equal to the minimum blood pressure value, the preceding bottom point and the maximum slope point (W1-A waveform) under this simplified graph ( The sudden rise point) and the early systolic period occur simultaneously, t1 = 0, t2 = 0, and t = 0.
[0050]
Furthermore, from (b) and (c) of graph 2, the downward displacement H from the maximum slope point (rapid increase point) of the bottom point of the W1-A waveform may decrease as the cuff pressure approaches the minimum blood pressure value. It is shown. As shown in (c), at the time when the cuff pressure becomes equal to the minimum blood pressure value, the position of the bottom point of the W1-A waveform and the position of the maximum gradient point are one under the simplified graph. As a result, H = 0 (displacement disappears).
[0051]
From these facts, the following two features (1) '(2)' can be found for the actual W1-A waveform.
(1) The delay (time difference t or phase difference 2π (t / T)) of the steeply rising portion (maximum gradient point) of the 'W1-A waveform becomes smaller as the cuff pressure approaches the minimum blood pressure value. .
(2) The displacement H of the bottom point from the steeply rising portion (maximum gradient point) of the 'W1-A waveform decreases as the cuff pressure approaches the minimum blood pressure value.
<Characteristics of pulse wave component>
As described above, the pulse wave component PW is divided into partial waveforms, and the simplified examination content for the W1-A waveform is shown. However, in actuality, the pulse wave component PW is converted into a W1-A waveform, a W1-B waveform, or the like. It is detected by the small pulse wave detection cuff 2 as one pulse wave component without being separated.
[0052]
However, as already described, although the W1-B waveform is reflected in the rising portion of the W1 waveform, the W1-A waveform largely reflects the shape of the W1 waveform of the pulse wave component superimposed on the cuff pressure. Furthermore, the W2 waveform of the pulse wave component is generally smaller than the W1 waveform, and the cuff pressure disappears in the vicinity of the minimum blood pressure value.
[0053]
Therefore, the following two characteristics can be found also about the characteristic of the detected pulse wave component, similarly to the examination content in <W1-A waveform characteristic>.
(1) The delay (time difference t or phase difference 2π (t / T)) from the bottom point of the steeply rising portion (maximum gradient point) of the pulse wave component decreases as the cuff pressure approaches the minimum blood pressure value.
(2) The displacement H of the bottom point from the steeply rising portion (maximum gradient point) of the pulse wave component decreases as the cuff pressure approaches the minimum blood pressure value.
[0054]
The waveforms of (B) and (C) in FIG. 7 indicate the time points at which (b) and (c) in FIG. 6 are obtained, that is, the time points when the cuff pressure is between the highest blood pressure value and the lowest blood pressure value, and the lowest blood pressure value. This is the pulse wave component superimposed on the actually detected cuff pressure at the time of. In each pulse wave component, a steeply rising portion (maximum gradient point) Um in the first half and two bottom points B1 and B2 that occur before or after the peak point Pe and the peak point Pe are shown. Furthermore, the figure shows the time difference t from the bottom point B1 of the maximum gradient point Um, the period T, and the downward displacement H of the bottom point B2 from the maximum gradient point (rapidly rising point) Um. Note that the bottom point B1 is also a bottom point B2 generated behind the peak point of the pulse wave component generated in advance, and the pulse wave components generated continuously have almost the same shape. The displacement of the point B2 from the maximum gradient point (abrupt increase point) Um is almost the same as the displacement of the bottom point B1 from the maximum gradient point (abrupt increase point) Um.
[0055]
As described above, the time difference t (phase difference 2π (t / T)) and the displacement H at the time point of the minimum blood pressure value are higher than those at the time point between the maximum blood pressure value and the minimum blood pressure value. You can see it getting smaller.
<Measurement of diastolic blood pressure>
Based on the features (1) and (2) of the pulse wave component, the inventor of the present application confirmed the following two validity as a method of measuring the minimum blood pressure value.
[1] The cuff pressure at the time when the phase difference between the appearance of the bottom point and the maximum gradient point (rapidly rising point) generated prior to the peak point of the pulse wave component becomes smaller than a predetermined threshold is set as the minimum blood pressure value.
[2] The cuff pressure at the time when the displacement from the maximum gradient point (rapid rise point) of the bottom point that occurs before or after the peak point of the pulse wave component becomes smaller than a predetermined threshold is set as the minimum blood pressure value.
[0056]
[1] The bottom point and the maximum gradient point (rapid rise point) of the pulse wave component in [2] are detected in the individual pulse wave components. The predetermined threshold values in [1] and [2] are set in consideration of noise or the like in the signal processing process of the detected pulse wave. The influence of measurement conditions such as individual differences and decompression speed on noise in the signal processing process is small. And the method of measuring the minimum blood pressure value of [1] and [2] is a parameter (minimum blood pressure) that is greatly influenced by individual differences of measurement subjects and measurement conditions (decompression rate, etc.) as in a conventional oscillometric sphygmomanometer. It is not necessary to deal with the change profile of the pulse wave amplitude value during the cuff pressure reduction process using the pulse wave amplitude value at the value point and the ratio of the maximum pulse wave amplitude value). From this, the measurement method of the minimum blood pressure value of [1] and [2] can reduce the variation due to individual differences and measurement conditions (decompression rate, etc.), and can accurately measure the minimum blood pressure value.
[0057]
The present invention is based on the above-mentioned method [1] for measuring the minimum blood pressure.
<Example>
Hereinafter, preferred embodiments of the present invention will be described in detail.
[0058]
FIG. 8 is a block diagram showing an air system and a measurement system of the electronic blood pressure monitor according to the embodiment of the present invention.
[0059]
A large cuff 1 for blood vessel ischemia is connected to a pressurizing pump 3 and a pressure reducing control valve (solenoid valve) 4 through a tube 11. The large cuff 1 is connected to the pressure sensor 5 via the fluid resistance 13. Further, the small cuff 2 for pulse wave detection is located substantially at the center of the large cuff 1, and is connected to the pressure sensor 5 via the tube 12. The blood pressure measurement using these double cuffs is described in detail in the prior application by the same applicant, Japanese Patent Application Laid-Open No. 2000-79101.
[0060]
The small cuff 2 for pulse wave detection is provided at the cuff central portion of the large cuff 1 for blood vessel ischemia, and captures the change in the intravascular volume at the cuff central portion best. The small cuff 2 is as small as possible in order to reduce the decrease in the pulse wave component due to the diffusion of the pulse wave vibration. The fluid resistance 13 is a mechanical filter for reducing or blocking the pulse wave component detected from the large cuff 1, whereby the small intra-cuff 2 can accurately grasp the intravascular volume change under the cuff.
[0061]
As the pressure sensor 5, a diaphragm type pressure-electrical converter using a semiconductor pressure gauge is used.
[0062]
An output signal (pressure signal) of the pressure sensor 5 is amplified by an amplifier 6, converted into a digital signal by an A / D converter (converter) 8 via a low-pass filter 7, and input to a CPU 9. The low pass filter 7 limits the frequency band of the output signal and cuts unnecessary high frequency noise such as valve control noise. The cut-off frequency is set to 10 to 30 Hz.
[0063]
The pressure pump 3 and the pressure reduction control valve (solenoid valve) 4 are controlled by the CPU 9. In particular, the decompression control valve (solenoid valve) 4 is controlled to open and close (PWM control) by a PWM signal (ON / OFF pulse signal) from the CPU 9, and from the complete “closed” to the complete “open”, By changing the duty, the opening orifice area is continuously controlled.
[0064]
Further, the CPU 9 periodically takes in a pressure signal (cuff pressure signal) converted into digital form from the A / D converter (converter) 8 and takes a pulse wave signal (pulse wave component) superimposed on the pressure signal from the cuff pressure signal. Separately, a function of determining a systolic blood pressure value and a diastolic blood pressure value from the pulse wave signal and the cuff pressure (signal) is provided. The determination of the maximum blood pressure value is not particularly limited in the present invention, but in this embodiment, the peak information of the pulse wave component described in the prior application by the same applicant, Japanese Patent Application Laid-Open No. 2000-287945. Is determined. In addition, as described above, the minimum blood pressure value is determined by detecting the maximum gradient point (maximum slope point) between the bottom point and the peak point generated prior to the peak point of the pulse wave component, and the appearance of the bottom point. A time difference t is calculated and determined based on the time difference t. In particular, instead of directly handling the time difference t, a phase difference 2π (t / T) obtained by dividing the time difference t by one period T of the pulse (pulse wave component) (in the calculation of this embodiment, the value of t / T is handled. Thus, hereinafter, t / T is referred to as a phase difference), so that variations in measurement by the measurement subject can be further eliminated.
[0065]
The CPU 9 also has a function of displaying the maximum blood pressure value and the minimum blood pressure value thus determined on the display LCD 10.
[0066]
FIG. 9 is a flowchart showing an outline of a specific processing operation of the electronic blood pressure monitor according to the embodiment of the present invention.
[0067]
When the measurement start SW (switch) of the electronic sphygmomanometer is turned on (ST1), the pressure reducing control valve 4 is completely “closed” (ST2), and the drive of the pressurizing pump 3 is started (ON) by the control of the CPU 9. (ST3). When the pressurizing pump 3 is driven, reading of the cuff pressure is started (ST4), and it is determined whether or not the read cuff pressure has reached a pressure value (set pressure) sufficiently higher than a preset maximum blood pressure value. (ST5). The pressure pump is driven until the cuff pressure reaches the set pressure, and when the cuff pressure reaches the set pressure, the drive of the pressure pump 3 is stopped (OFF) (ST6).
[0068]
After that, by controlling the CPU 9 of the decompression control valve 4 to start the slow exhaust, the slow decompression is started at a predetermined decompression speed (for example, 2 to 3 mmHg / sec) (ST7). During this decompression process, the CPU 9 reads the cuff pressure every predetermined time interval (sampling time) (ST8), and extracts the pulse wave component superimposed on the cuff pressure (ST9). First, peak information is detected from the extracted pulse wave component, and a systolic blood pressure value is determined based on the peak information (ST10). Next, the cuff pressure is continuously read in the process of reducing the cuff pressure (ST11), the pulse wave component is extracted (S12), and the pulse wave component is extracted to determine the minimum blood pressure value ( S13).
[0069]
After the determination of the minimum blood pressure value, the decompression control valve is fully opened (completely “open”), and the cuff pressure is returned to the atmospheric pressure (ST14). Then, under the control of the CPU 9, the stored maximum blood pressure value and minimum blood pressure value are displayed on the LCD 10 (ST15).
[0070]
FIG. 10 is a more detailed flowchart showing the processing operation of the CPU for determining the minimum blood pressure value for the portion surrounded by the broken line from S11 to S13 in FIG.
[0071]
Even after the determination of the maximum blood pressure value, the cuff pressure P is detected at predetermined time intervals (sampling time) (ST100), and the pulse wave component superimposed on the cuff pressure (the diagram of the pulse wave component in FIG. 7). Are extracted) (ST101). From the pulse wave component, continuous bottom points B1, B2 and a peak point Pe between them are detected (ST102, ST103, ST104), and the bottom point B1 (bottom point generated before the peak point) and the peak point Pe are detected. In other words, the point having the maximum gradient (maximum gradient point) Um is detected during the first half of the pulse wave component (ST105). Then, the time difference t between the appearance of the bottom point B1 and the point having the maximum gradient (maximum gradient point) Um is calculated (ST106). Further, the time interval T between the appearance of the bottom point B1 and the bottom point B2 is obtained (ST107), and the phase difference (t / T) is calculated (ST108). Here, since the bottom point B2 becomes the bottom point B1 of the next pulse wave component, the time interval T is also a pulse wave interval and is also a pulse cycle.
[0072]
When the phase difference (t / T) becomes smaller than a predetermined threshold k, the cuff pressure P at that time is determined as the minimum blood pressure value (ST110). When the phase difference (t / T) is equal to or greater than a predetermined threshold value k, the same processing is sequentially performed on the next pulse wave component superimposed on the further reduced cuff pressure to determine the minimum blood pressure value. .
[0073]
FIG. 11 is a more detailed flowchart showing the processing operation of the CPU for determining the minimum blood pressure value in another embodiment for the portion surrounded by the broken lines from S11 to S13 in FIG.
[0074]
10 is different from the flowchart in FIG. 10 in that steps ST200 and ST201 surrounded by a broken line are provided between ST109 and ST110, and the rest is the same as the flowchart in FIG.
[0075]
ST200 and ST201 are based on the measurement method of the minimum blood pressure value of [2] described in <Measurement of minimum blood pressure value>. That is, the displacement H of the bottom point B2 from the steep rising portion (maximum gradient point) Um of the pulse wave component is calculated (ST200). When the displacement H becomes smaller than the predetermined threshold value h (ST201), the cuff pressure at that time is determined as the minimum blood pressure value (ST110).
[0076]
When the displacement H is equal to or greater than the predetermined threshold value h, the process returns to ST100, and the next pulse wave component superimposed on the reduced cuff pressure is extracted (ST101), and a series of ST102 to ST109, ST200, ST201 is performed. These processes are sequentially performed to determine the minimum blood pressure value.
[0077]
As already described, since the displacement of the bottom point B1 and the bottom point B2 is almost the same, ST200 is replaced with the step of calculating the displacement H ′ of the bottom point B1 from the maximum gradient point Um, and ST201 is replaced. The displacement H ′ can be replaced with a step of comparing the magnitude with the threshold value h.
[0078]
In the embodiment shown in the flow chart of FIG. 11, the two methods of measuring the lowest blood pressure value [1] and the lowest blood pressure value measuring method [2] described in <Measurement of the lowest blood pressure value> are the lowest. Since the minimum blood pressure value (ST110) is determined only after the blood pressure value is confirmed (ST109, ST201), the accuracy of determining the minimum blood pressure value is further improved.
[0079]
The preferred embodiments of the electronic blood pressure monitor of the present invention have been described above, but the present invention is not limited to these.
[0080]
【Effect of the invention】
As described above, the electronic sphygmomanometer of the present invention precedes the peak point of the pulse wave component without using the change profile of the pulse wave amplitude value of the pulse wave component superimposed on the cuff pressure in the process of reducing the cuff pressure. The minimum blood pressure value is determined based on the phase difference (time difference) between the maximum slope point between the bottom point and the peak point and the appearance of the bottom point. It is possible to reduce variations in measurement values due to individual conditions such as (hypertension-diastolic blood pressure), pulse rate, etc., and measurement conditions such as decompression speed, and to measure the diastolic blood pressure with high accuracy.
[0081]
Moreover, since the minimum blood pressure value is determined using the displacement of the bottom point from the maximum gradient point of the pulse wave component, the minimum blood pressure value can be measured with higher accuracy.
[0082]
Furthermore, the cuff consists of a large cuff for blood vessel ischemia and a small cuff for pulse wave detection, and since the large cuff and the small cuff are connected via fluid resistance, the pulse wave component can be accurately captured, The blood pressure value can be measured stably and accurately.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram showing a state in which a pulse wave component is superimposed on a cuff pressure in the process of reducing the cuff pressure.
FIG. 2 is a diagram showing a change in the amplitude value of a pulse wave superimposed on the cuff pressure in the process of reducing the cuff pressure.
FIGS. 3A and 3B schematically show a pulse wave component near the point where the maximum pulse wave amplitude value appears in FIG. 2 and a pulse wave component near the point where the cuff pressure is equal to the minimum blood pressure value, respectively. FIG.
FIG. 4 is a cross-sectional view in the longitudinal direction of the arm when the cuff of the embodiment of the present invention is put on the upper arm and the cuff is pressed.
FIG. 5 is a diagram schematically showing that a pulse wave component is synthesized by several waveforms.
FIG. 6 is a diagram schematically showing how a waveform derived from a change in blood vessel volume under the central portion of the cuff occurs and changes in the process of reducing the cuff pressure.
FIG. 7 is a diagram showing a pulse wave component superimposed on the cuff pressure actually detected at the time point when the cuff pressure is between the maximum blood pressure value and the minimum blood pressure value and when the cuff pressure is the minimum blood pressure value.
FIG. 8 is a block diagram showing an air system and a measurement system of the electronic blood pressure monitor according to the embodiment of the present invention.
FIG. 9 is a flowchart showing an outline of a processing operation of the electronic blood pressure monitor according to the embodiment of the present invention.
FIG. 10 is a flowchart showing an outline of determination of a minimum blood pressure value of the electronic sphygmomanometer according to the embodiment of the present invention.
FIG. 11 is a flowchart showing an outline of determination of a minimum blood pressure value of an electronic sphygmomanometer according to another embodiment of the present invention.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Large cuff 2 ... Small cuff 3 ... Pressure pump 4 ... Pressure reduction control valve 5 ... Pressure sensor 6 ... Amplifier 7 ... Low pass filter 8 ... A / D converter 9 ... CPU
10 ... LCD
11, 12 ... Tube 13 ... Fluid resistance 100 ... Blood vessel 100a ... Upstream side of blood vessel (heart side)
100b ... downstream side of blood vessel (peripheral side)
101 ... arms

Claims

In an electronic sphygmomanometer that has a cuff that compresses a blood vessel and determines a minimum blood pressure value based on a pulse wave component that is superimposed on the cuff pressure in the process of reducing the cuff pressure, the peak point and the peak point of the pulse wave component Detecting a maximum gradient point of the pulse wave component between the bottom point and the bottom point generated prior to the basal point, and determining a minimum blood pressure value based on a phase difference of appearance between the bottom point and the maximum gradient point. Electronic blood pressure monitor.

In an electronic sphygmomanometer that has a cuff that compresses a blood vessel and determines a minimum blood pressure value based on a pulse wave component that is superimposed on the cuff pressure in the process of reducing the cuff pressure, the peak point and the peak point of the pulse wave component And detecting a maximum blood pressure value based on a time difference of appearance between the bottom point and the maximum gradient point. Electronic blood pressure monitor.