JPH021224A - 脈波検出装置の体動ノイズ検出装置 - Google Patents
脈波検出装置の体動ノイズ検出装置Info
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- JPH021224A JPH021224A JP1044523A JP4452389A JPH021224A JP H021224 A JPH021224 A JP H021224A JP 1044523 A JP1044523 A JP 1044523A JP 4452389 A JP4452389 A JP 4452389A JP H021224 A JPH021224 A JP H021224A
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Abstract
め要約のデータは記録されません。
Description
、脈波検出装置における体動ノイズ検出方法に関するも
のである。
血圧モニタ装置の発達について、大きな関心が集まって
いる。血圧モニタの技術分野で有望なものにおいては、
シリコンチップに配列された複数の小さな感圧素子を有
する動脈圧力計(トノメータ)が用いられている。この
ように感圧素子列を用いた方式は、米国特許節3.12
3,068号(R,P、ビグリアノ)、第3,219,
035号(G、L、プレスマン、 P、M、ニューガー
ド、ジョン、J、アイグ)、第3,880.145号(
E、F、ブリック)、第4,269.193号(エラカ
ール)、第4,423,738号(P、M、ニューガー
ド)、および、「動脈血圧の連続的な非観血式測定用の
トランスジューサ」の第73頁乃至第81頁(G、L、
プレスマン、 P、M、ニューガード著:IEEE (
電気電子学会)送信機、生物医学、電子工学部門、 1
963年4月発行)に記載されている。
皮膚近傍の動脈上に位置決めされた感圧素子列を含むト
ランスジューサに対して、動脈を閉塞させない程度に動
脈壁を平たくする押圧力を付与することが行われている
。個々の感圧素子は、血圧が測定される動脈の管腔より
も少なくとのその動脈の幅方向において寸法が小さくさ
れているとともに、トランスジューサ自体は、個々の感
圧素子のうちの一つ以上が少なくともその動脈の直上に
位置するように配置される。血圧のモニタに際しては、
各感圧素子のうちの一つからの出力信号が選択されて利
用される。このとき、動脈の略中央部上に位置する感圧
素子からの出力信号(圧脈波信号)を選択すれば、動脈
内の血圧が正確に測定されるのである。動脈上の中央部
以外に位置する他の感圧素子からの出力信号によっては
、通常、中央部からの出力信号と比較して正確な血圧測
定が得られない。これは、中央部上以外の感圧素子によ
っては、最高血圧値および最低血圧値と圧脈波信号の上
ピーク値および下ピーク値との偏差が正確に得られない
ためである。従来の装置では、最大振幅の信号を出力す
る感圧素子が選択される。また、他の従来の装置では、
最大振幅を出力する感圧素子群の素子配列方向において
信号の最大ピーク或いは最小ピークの極小部に対応する
感圧素子が選択される。
圧素子は体動ノイズ(所謂モーションアーティファクト
)に対して反応し易く、体動ノイズを正常な脈波形と誤
って検出するおそれがあるため、血圧測定の精度が充分
に得られないという問題があった。本発明は、かかる不
都合を解決するため、体動ノイズを検出することにより
、体動ノイズが誤って脈波形として検出されることを防
止するものである。
、その要旨とするところは、少なくとも1つの感圧素子
を有する圧力センサと、該圧力センサの感圧素子を生体
の動脈上に位置させた状態で該圧力センサを該動脈に向
かつて付勢する押圧手段とを備えたトランスジューサを
用い、前記感圧素子から出力される信号に基づいて前記
動脈の脈波を検出する形式の脈波検出装置において、該
信号に含まれる体動ノイズを検出する方法であって、(
a)前記各感圧素子から出力される信号を連続的に読み
込む工程と、(b)第1の脈波発生期間に、前記各感圧
素子の少なくとも1つから出力される信号の振幅または
振幅差に基づいて所定割合の判断基準値を算出する工程
と、(C)前記第1の脈波発生期間に続いて前記感圧素
子から出力される信号の振幅または前回の振幅との振幅
差を測定するとともに、その振幅または振幅差と前記判
断基準値とを比較する工程と、(d)前記振幅または振
幅差が前記判断基準値を超えたとき体動ノイズを判断す
る工程とを含むことにある。
どにより体動ノイズが発生させられた場合には、前記判
断基準値に対して大きな振幅または振幅差となるので、
その判断基準値と脈波振幅または振幅差とを順次比較す
ることにより、体動ノイズの発生が検出され得るのであ
る。
る。
10が生体の手首において撓骨動脈上に装着された状態
が示されている。トランスジューサlOは、通常の腕時
計と同様にしで、バンド12が生体の一部に巻回される
ことにより固定されている。トランスジューサ10に接
続されている配管14には、トランスジューサ10にお
いて送受信される電気信号を搬送するための電線が含ま
れている。また、配管14には、トランスジューサ10
内の後述の圧力室40に対して圧縮気体を供給する空気
配管も含まれており、その圧力室40に圧縮気体が供給
されることにより、後述の圧力センサ20が生体の表皮
に接触させられるようになっている。
て重要なことは、動脈24を半押圧することである。特
に、動脈壁の張力が無視できるほど、動脈壁の一部が平
坦となるまで押圧されることが重要である。このため、
血圧モニタにおいては、撓骨上に位置している撓骨動脈
が好適に用いられる。
の撓骨動脈24上に固定され且つその押圧部材18が押
圧されている状態を等価的断面図を示している。また、
第3図は、トランスジューサ10およびその周辺の装置
を示すブロック線図である。図において、トランスジュ
ーサ10の底面からは、押圧部材18を備えたピストン
16の一部がハウジングから突き出すように構成されて
おり、撓骨28に向かって撓骨動脈24を押圧してそれ
を平たくする。ピストン16はダイアフラムによって移
動可能に支持されており、圧力室40内に供給される圧
力に対応した推力で突き出される。押圧部材18の底面
には、圧力センサ20が固着されている。
ら構成され、その単結晶シリコン基板には、複数の感圧
素子22A乃至22Jが設けられている。それら感圧素
子22A乃至22Jは、従来の集積回路技術に基づいて
、局部的に薄肉部が設けられることにより形成されてい
る。予め定められた厚み寸法のシリコンチップなどを形
成するための技術については、米国特許第3,888,
708号(ワイズ他:「シリコンにおける所定厚み領域
の形成方法(Method for Forming
Regions of Predetermined
Th1ckness in 5ilicon) Jに記
載されている。但し、上記のような感圧素子22A乃至
22Jの配列は、図を簡略化して理解を容易とするため
に示されたものである。実際には、感圧素子の数は、好
適な血圧測定が得られる範囲で種々変更が可能であり、
また、感圧素子はシリコン基板内において種々のパター
ンにて配置され得る。
69,193号に記載されているものと同様に構成され
ている。トランスジューサアレイ22を構成する各感圧
素子22A、22B、22C,・・・・22Jは、それ
らのうちの一つ以上が撓骨動脈24の直上部に位置する
ように、撓骨動脈24上に配置される。各感圧素子22
A乃至22Jの寸法は、撓骨動脈24の直径よりもそれ
ぞれ充分に小さくされていることから、感圧素子22A
乃至22Jのうちの複数が撓骨動脈24直上部に位置し
得るのである。生体の表皮26および撓骨動脈24は、
トランスジューサ10に対して供給される押圧力によっ
て押圧される。撓骨動脈24の中央部上に位置する感圧
素子からは、血圧モニタにおいて用いられる圧力信号、
すなわち撓骨動脈24内に発生する脈波を表す信号が出
力される。
ては、前記米国特許第4,269,193号に記載され
ている。また、動脈内に発生する実際の脈波形を最適に
検出する感圧素子を決定する方式については、本発明の
出願と同日に米国へ特許出願された[血圧モニタ装置(
Active IEIement 5election
for Continuous Blood Pre
ssure Mon1tor Transducer
)に記載されている。ここで、たとえば、感圧素子22
Eが撓骨動脈24の中央部上にあると判定された場合に
は、残りの感圧素子22A乃至22Dおよび22F乃至
22Jは表皮26および撓骨動脈24を押圧するための
押圧面として機能する。
動脈24の動脈壁は、張力は伝達するが曲げモーメント
は伝達しない薄膜と考えられる。
対応して平坦部を形成するとともに、血圧測定期間中は
、撓骨28上において支持された状態となる。図に示す
ように、トランスジューサ10内の前記圧力室40内に
圧縮気体が供給されると、トランスジューサ10および
バンド12によって、適当な押圧力が撓骨動脈24に対
して付与されるとともに、感圧素子22A乃至22Jが
撓骨動脈24上にて位置固定とされることにより、撓骨
動脈24内の圧力変動がトランスジューサアレイ22の
うちの撓骨動脈24上に対応する感圧素子によって検出
されるのである。以上のような押圧作動は、次のように
置き換えて説明することができる。すなわち、各感圧素
子22A乃至22Jの一面は、一端を硬質の支持板32
によりそれぞれ支持されている各スプリング30A、3
0B30C,30D、30E、30F、30C;、30
H,301,30Jの他端によりそれぞれ支持されてお
り、その支持板32と固定部材38との間には、押圧力
発生器36が設けられている。
でも、固定部材38と支持板32との間の接続は非常に
強固であって、感圧素子22A乃至22Jが撓骨28と
の関係で強く押圧されるので、各感圧素子22A乃至Z
2Jは撓骨動脈24に対して位置固定とされ得るのであ
る。しかしながら、かかる方式は実用的ではないため、
本実施例においては、空気押圧装置を備えた押圧力発生
器36が設けられることにより、感圧素子22A乃至2
2Jに対して固定部材38から供給される押圧力が一定
に維持されるようになっている。この押圧力発生器36
においては、ばね定数には殆ど零とされている。前記空
気押圧装置については、前述の米国特許筒3,219,
035号および第4,269,193号や、「動脈血圧
の連続的な非観血式測定用のトランスジューサ」などの
文献に記載されている。
圧モニタ用押圧力制御装置(Pressurizati
on System for Continuous
Blood Pressure Mon1tor Tr
ansducer) Jには、さらに改良が加えられた
形態の空気押圧装置が記載されている。
ぞれ強固に固定されることにより、撓骨動脈24が平坦
に押圧され、延いては血圧測定が正確に実行されるので
ある。したがって、スプリング30A乃至30Jは、可
及的に固く、すなわちばね定数に=ωとなるようにされ
ることが理想的である。
スプリング30A乃至30Jのばね定数が動脈から皮膚
に至る組織の定数の約10倍程度とされると、トランス
ジューサ10の押圧力が適当である場合には、実際の血
圧値が正確に測定されるのである。
至22Jからの出力信号(圧脈波信号)は、配線42を
介してマルチプレクサ44に入力される。マルチプレク
サ44から出力された信号は、A/D変換器46にてデ
ジタル化された後、マイクロプロセッサ48に供給され
る。マイクロプロセンサ48からは、レコーダ、CRT
、LCDなどから成る表示器等を備えた表示・記録装置
50に対して信号が出力される。同時に、マイクロプロ
センサ48からは、押圧力制御装置52に対して信号が
供給される。この押圧力制御装置52は、圧力供給源5
4を制御することにより、ピストン16に供給される押
圧力を最適に維持するものである。また、マイクロプロ
セッサ48の作動は、記憶回路56内に予め記憶された
プログラムにより制御されるか、或いはキーポー1ζな
どの人力手段58を用いて使用者が人力することにより
制御される。トランスジューサ10の圧力室40内の圧
力は、圧力供給源54に接続された圧カドランスジュー
サ53から出力されるフィードバンク信号に対応して維
持されるのである。このフィードバック信号は、圧力室
40内の圧力を表し、且つピストン16の押圧力に比例
している。フィードバンク信号は、圧カドランスジュー
サ53から出力された後、A/D変換器55にてデジタ
ル化されて、マイクロプロセッサ48に供給される。
ら出力された信号波形(圧脈波)が示されている。なお
、その一つ以外の感圧素子からも、略同様の信号波形が
出力される。圧力センサ20が最適の押圧力で押圧され
るとともに、感圧素子22A乃至22Jのうちの撓骨動
脈24の中央部上に位置する感圧素子が正確に選択され
た場合には、選択された感圧素子から出力される脈波形
は撓骨動脈24内の血圧波形に対応するのである。
感圧素子からの信号波形の上ピークおよび下ピークに対
応した、最高血圧値および最低血圧値と、各心拍におけ
る最高および最低血圧値間の差である脈波振幅とが決定
され、且つそれらが表示・記録装置501に表示される
。撓骨動脈24の中央部上に位置する感圧素子にて検出
される信号波形を用いた方法は、前記米国特許第4,2
69,193号に記載されているものであり、本実施例
においては説明を省略する。
圧縮気体に対応して、約QmmHg乃至30mm II
gの範囲内で変化させられるが、その圧力室40内の
圧力が、約70 mm11g程度、すなわち撓骨動脈2
4に対する最適押圧力に一旦到達すると、その最適押圧
力において維持されるのである。
従ってマイクロプロセッサ48の作動を説明する。その
フロ−チャートに示すプログラムは、予め記憶回路56
に記↑意されている。ステップ100においてスタート
させられた後、ステップ102において、アレイ22が
撓骨動脈24を丁度横断するようにトランスジューサ1
0が1通者の腕に装着される。ステップ104では、圧
力供給tX54から圧力室40へ圧力が供給されること
により押圧部材20が動規24上へ押圧される。
素子からの信号が読み込まれるとともに、ステップ10
8において、動脈24内の脈波(血圧)をモニタするた
めに動脈24の真上に位置する1つの感圧素子(アクテ
ィブ素子)が決定される。そして、ステップ110では
、体動ノイズが検出されたか否かが判断される。この判
断が肯定された場合には、ステップ112において所定
の時間待機させられた後、再びステップ110が実行さ
れる。上記ステップ110および112の内容は、後述
の第5b図および第5C図において詳しく説明される。
断された場合には、ステップ114において、前記ステ
ップ8108にて選択された感圧素子からの出力信号(
脈波信号)に基づいて最高血圧および最低血圧が決定さ
れ、且つ表示される。すなわち、予め求められた出力信
号と血圧(1αとの関係から実際の出力信号の最大ピー
ク値に基づいて最高血圧が決定され、最小ピーク値に基
づいて最低血圧が決定されるのである。
かが図示しない停市キーの操作に従って判断され、この
判断が肯定されると前記ステップ110以下が再び実行
されるが、否定されると上記一連の血圧モニタルーチン
がステップ118において終了させられる。
、およびデータ採取を待機するだめのステップ112を
詳細に説明する。
0では全ての感圧素子からの出力信号が読み込まれると
ともに、ステップ202では体動ノイズが存在している
ことを示すためのモーションフラグF9がセットされて
いるか否かが判断される。モーションフラグFイがセッ
トされていると判断された場合には後述のステップ21
4が直接実行されるが、モーションフラグF Mがセッ
トされていないと判断された場合には続くステップ20
4が実行される。ステップ204では、前記アクティブ
素子からの前回の出力信号の振幅値(絶対値)と今回の
出力信号の振幅値(絶対値)との振幅差DIFFが算出
されるとともに、ステップ206において上記の振幅差
D I I? Fが以上であるか否かを判断するための
判断基($値TOLが算出される。ごの判1tli W
〈1ζ値は、体動ではなく正常脈波であるとして許容
できる範囲を示すものであり、たとえば前回の脈波振幅
差の+25%が採用される。そして、ステップ208で
は、上記ステップ204にて算出された振幅差DIFF
がステップ206にて決定された判断基準値TOLを超
えているか否かが判断される。
ップ210において全ての感圧素子からの信号が更新さ
れ、且つステップ212において非体動状態カウンタN
M Cの内容が更新(計数加算)された後、後述のス
テップ232が実行される。この非体動状態カウンタN
MCは、体動ノイズが発生しない正常な脈波発生期間を
計時するものである。しかし、上記ステップ208の判
断が肯定された場合には、ステップ214において全て
の感圧素子からの信号の前回と今回との振幅差DIFF
−Nがそれぞれ算出されるとともに、ステップ216に
おいて全ての感圧素子に対応する圧脈波列が更新される
。また、続くステップ218において各感圧素子からの
前回と今回との振幅差D I F I”−Nが許容され
得るものか否かの判断基〈店値TOL−Nが各感圧素子
に対応してそれぞれ算出されるとともに、ステップ22
0において上記振幅差DIFF−Nが判断基準値TOL
−Nを超えたか否かが判断される。上記判断基準値TO
I、−Nも、前回の振幅差の+25%程度の値が採用さ
れる。
、前記ステップ208の判断が肯定されたもののすべて
の感圧素子からの信号に基づいて判断すると体動ではな
い状態と考えられるので、ステップ222において前記
非体動状態カウンタNMCの内容が更新(計数加算)さ
れた後、後述のステップ232が実行される。しかし、
上記ステップ220の判断が肯定された場合には、ステ
ップ224において前記振幅差DIFF−Nが正負に分
類され、正および負の値の個数がそれぞれ計数されると
ともに、ステップ226において上記振幅差D I F
F−Hの正または負の個数が所定数、たとえば感圧素子
の全個数が15であるとすると13個を超えるか否か、
或いは上記正または負の個数の割合が所定の割合13/
15を超えるか否かが判断される。本実施例では、非体
動カウンタNMCが計数されるべき状態では、上記ステ
ップ224にて算出された個数が15個の感圧素子のう
ち13個より少ない個数でなければならない。動脈内の
実際の血圧変化(圧脈波)では、影響をうける各感圧素
子の数が限定されており、様に影響を受ける感圧素子の
個数或いはその割合が小さな分数となる傾向にあるが、
反対に、体動発生時では、すべての感圧素子に対して一
様に影響が及ぼされる傾向にあることから、ステップ2
26の判断基準値として13個に決定しであるのである
。
が発生した状態であるのでステップ228において非体
動カウンタNMCの内容がリセットされるとともに、ス
テップ232が実行される。
非体動カウンタNMCの内容がリセットされていること
から当然に否定されるので、ステップ234にてモーシ
ョンフラグF、がセットされた後、前記ステップ200
(110)以下が再び実行される。
は、体動が発生していない状態であるので、ステップ2
30において非体動カウンタNMCの内容が更新される
とともに、ステップ232において非体動カウンタNM
Cの内容が予め定められた判断基準値Tに到達したか否
かが判断される。本実施例では、上記判断基準値Tは、
体動ノイズが発生しない4脈拍相当の期間、すなわち4
つの正常な脈波が連続して発生した期間の経過を判断す
るために、4拍に対応する計数が行われたかを判断する
値とされる。
ップ234においてモーションフラグFイがセットされ
た後、前記ステップ214以下が繰り返し実行される。
ンタNMCの内容が判断基準値Tに到達するまでは、モ
ーションフラグF、4がセットされて血圧モニタが開始
されないのである。
記ステップ232の判断が肯定された場合には、ステッ
プ236において前記モーションフラグビイの内容がク
リアされ且つ非体動カウンタNMCの内容がリセットさ
れた後、血圧モニタのための前記ステップ114が実行
される。このように、4つの正常な脈波が連続して発生
したことが(Ill L’lされる毎に血圧モニタが実
行されるのである。
たが、本発明はその他の態様においても適用される。
断基準値TOLと比較されていたが、振幅値(上ビーク
と下ピークとの差、或いは上ピーク値を示す絶対値)が
判断基準値と比較されてもよいのである。この場合の判
断基準値は、たとえば前回の振幅値の+25%値が採用
される。
脈波検出用トランスジューサ10が用いられていたが、
1つの感圧素子を備えたものであってもよいのである。
ィブ素子からの出力信号に基づいて体動が判断され、ス
テップ220にて全ての感圧素子からの出力信号に基づ
いて体動が判断され、ステップ226にて全ての感圧素
子からの出力信号が一様に正または負となったか否かに
基づいて体動が判断され、それら3つの判断において体
動と判断されたときに非体動カウンタNMCがリセット
されるように構成されているが、上記3つのステップの
いずれかひとつにより非体動カウンタNMCがリセット
されるように構成されてもよい。
、本発明はその精神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。
されるトランスジューサが生体に装着された状態を示す
図である。第2図は、第1図のトランスジューサの動脈
に対する押圧作動を機械的に等価な構成に置き換えて説
明するための断面図である。第3図は、複数の感圧素子
からの出力信号をモニタして動脈の血圧を測定するため
の構成要素を示すブロック線図である。第4図は生体の
脈波形を経時的に示すことにより最高および最低血圧値
、脈波幅をそれぞれ示すタイムチャー1−である。第5
a図、第5b図、第5C図は、第3図に示す装置の作動
の要部を示すフローチャー1−である。 10ニドランスジユーサ 20:圧力センサ 22A−J:感圧素子 24:撓骨動脈(動脈) く−田」; FIG、5c
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 少なくとも一つの感圧素子を有する圧力センサと、該圧
力センサの感圧素子を生体の動脈上に位置させた状態で
該圧力センサを該動脈に向かって付勢する押圧手段とを
備えたトランスジューサを用い、前記感圧素子から出力
される信号に基づいて前記動脈の脈波を検出する形式の
脈波検出装置において、該信号に含まれる体動ノイズを
検出する方法であって、 前記各感圧素子から出力される信号を連続的に読み込む
工程と、 第1の脈波発生期間に、前記各感圧素子の少なくとも1
つから出力される信号の振幅または振幅差に基づいて所
定割合の判断基準値を算出する工程と、 前記第1の脈波発生期間に続いて前記感圧素子から出力
される信号の振幅または前回の振幅との振幅差を測定す
るとともに、その振幅または振幅差と前記判断基準値と
を比較する工程と、 前記振幅または振幅差が前記判断基準値を超えたとき体
動ノイズを判断する工程と を含むことを特徴とする脈波検出装置の体動ノイズ検出
方法。
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