JPH08257002A - 脈波伝播速度測定装置 - Google Patents
脈波伝播速度測定装置Info
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- JPH08257002A JPH08257002A JP7067274A JP6727495A JPH08257002A JP H08257002 A JPH08257002 A JP H08257002A JP 7067274 A JP7067274 A JP 7067274A JP 6727495 A JP6727495 A JP 6727495A JP H08257002 A JPH08257002 A JP H08257002A
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 高精度の脈波伝播速度を得ることができる脈
波伝播速度測定装置を提供する。 【構成】 心電誘導装置６０により検出された心電誘導
波形の周期毎に発生する所定の部位から圧脈波センサ４
６により検出された脈波の周期毎に発生する所定部位ま
での時間差ＴＤRPが、時間差算出手段８０により算出さ
れると、伝播速度算出手段８２では、その時間差ＴＤRP
に基づいて動脈内の脈波の伝播速度ＶM が算出される。
この伝播速度ＶM は、心臓に連結された大動脈内の伝播
を含む距離を基礎として算出されることから、伝播距離
が長く、且つ大動脈の径が大きいために動脈内の脈波伝
播速度が低くなって伝播時間すなわち時間差ＴＤRPが長
くなるので、僅かな時間差に基づいて算出される従来の
場合に比較して、脈波伝播速度の精度が高く得られる。
波伝播速度測定装置を提供する。 【構成】 心電誘導装置６０により検出された心電誘導
波形の周期毎に発生する所定の部位から圧脈波センサ４
６により検出された脈波の周期毎に発生する所定部位ま
での時間差ＴＤRPが、時間差算出手段８０により算出さ
れると、伝播速度算出手段８２では、その時間差ＴＤRP
に基づいて動脈内の脈波の伝播速度ＶM が算出される。
この伝播速度ＶM は、心臓に連結された大動脈内の伝播
を含む距離を基礎として算出されることから、伝播距離
が長く、且つ大動脈の径が大きいために動脈内の脈波伝
播速度が低くなって伝播時間すなわち時間差ＴＤRPが長
くなるので、僅かな時間差に基づいて算出される従来の
場合に比較して、脈波伝播速度の精度が高く得られる。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、生体の動脈内を伝播す
る脈波の伝播速度を測定するための脈波伝播速度測定装
置に関するものである。
る脈波の伝播速度を測定するための脈波伝播速度測定装
置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】たとえば、生体の血圧値、動脈硬化度、
末梢抵抗などを推定するために、生体の動脈内を伝播す
る脈波の伝播速度を求めることが行われている。このた
め、生体の皮膚上から動脈を押圧して動脈から発生する
脈波を検出する脈波センサを２個所に設け、脈波センサ
により検出される脈波の位相差に基づいて伝播速度を求
めることが行われている。たとえば、特開昭６０−２２
００３７号公報に記載された脈波伝播速度測定装置がそ
れである。
末梢抵抗などを推定するために、生体の動脈内を伝播す
る脈波の伝播速度を求めることが行われている。このた
め、生体の皮膚上から動脈を押圧して動脈から発生する
脈波を検出する脈波センサを２個所に設け、脈波センサ
により検出される脈波の位相差に基づいて伝播速度を求
めることが行われている。たとえば、特開昭６０−２２
００３７号公報に記載された脈波伝播速度測定装置がそ
れである。
【０００３】
【発明が解決すべき課題】ところで、上記従来の脈波伝
播速度測定装置では、動脈が皮膚に接近して位置してい
る頚動脈、撓骨動脈、足背動脈などに脈波センサを押圧
して脈波伝播速度を測定しているのが一般的であるが、
動脈のうちの皮膚に接近して位置する部分の２個所から
脈波センサにより脈波を検出するようにすると、脈波の
発生時間差が比較的短く、その時間差に基づいて算出さ
れる脈波伝播速度の精度が充分に得られなかった。
播速度測定装置では、動脈が皮膚に接近して位置してい
る頚動脈、撓骨動脈、足背動脈などに脈波センサを押圧
して脈波伝播速度を測定しているのが一般的であるが、
動脈のうちの皮膚に接近して位置する部分の２個所から
脈波センサにより脈波を検出するようにすると、脈波の
発生時間差が比較的短く、その時間差に基づいて算出さ
れる脈波伝播速度の精度が充分に得られなかった。
【０００４】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、高精度の脈波伝
播速度を得ることができる脈波伝播速度測定装置を提供
することにある。
ものであり、その目的とするところは、高精度の脈波伝
播速度を得ることができる脈波伝播速度測定装置を提供
することにある。
【０００５】本発明者等は、以上の事情を背景として種
々検討を重ねた結果、心臓に連結する大動脈内の伝播を
含む時間差を検出できるようにすると、伝播距離が長く
得られ且つ大動脈の径が大きいために動脈内の脈波伝播
速度が低くなることから、脈波伝播速度の精度が高く得
られることを見出した。本発明はかかる知見に基づいて
為されたものである。
々検討を重ねた結果、心臓に連結する大動脈内の伝播を
含む時間差を検出できるようにすると、伝播距離が長く
得られ且つ大動脈の径が大きいために動脈内の脈波伝播
速度が低くなることから、脈波伝播速度の精度が高く得
られることを見出した。本発明はかかる知見に基づいて
為されたものである。
【０００６】
【課題を解決するための手段】すなわち、本発明の要旨
とするところは、生体の動脈内を伝播する脈波の伝播速
度を測定するための脈波伝播速度測定装置であって、
(a) 前記生体の心電誘導波形を検出する心電誘導装置
と、(b) 前記生体に装着されてその生体の脈波を検出す
る脈波センサと、(c) 前記心電誘導装置により検出され
た心電誘導波形の周期毎に発生する所定の部位から、前
記脈波センサにより検出された脈波の周期毎に発生する
所定部位までの時間差を算出する時間差算出手段と、
(d) その時間差算出手段により算出された時間差に基づ
いて前記脈波の伝播速度を算出する伝播速度算出手段と
を、含むことにある。
とするところは、生体の動脈内を伝播する脈波の伝播速
度を測定するための脈波伝播速度測定装置であって、
(a) 前記生体の心電誘導波形を検出する心電誘導装置
と、(b) 前記生体に装着されてその生体の脈波を検出す
る脈波センサと、(c) 前記心電誘導装置により検出され
た心電誘導波形の周期毎に発生する所定の部位から、前
記脈波センサにより検出された脈波の周期毎に発生する
所定部位までの時間差を算出する時間差算出手段と、
(d) その時間差算出手段により算出された時間差に基づ
いて前記脈波の伝播速度を算出する伝播速度算出手段と
を、含むことにある。
【０００７】
【作用】このようにすれば、心電誘導装置により検出さ
れた心電誘導波形の周期毎に発生する所定の部位から、
前記脈波センサにより検出された脈波の周期毎に発生す
る所定部位までの時間差が、時間差算出手段により算出
されると、伝播速度算出手段では、その時間差に基づい
て前記脈波の伝播速度が算出される。
れた心電誘導波形の周期毎に発生する所定の部位から、
前記脈波センサにより検出された脈波の周期毎に発生す
る所定部位までの時間差が、時間差算出手段により算出
されると、伝播速度算出手段では、その時間差に基づい
て前記脈波の伝播速度が算出される。
【０００８】
【発明の効果】本発明によれば、心臓に連結された大動
脈内の伝播を含む時間差が検出できることから、伝播距
離が長く得られ且つ大動脈の径が大きいために動脈内の
脈波伝播速度が低くなって伝播時間すなわち前記時間差
が長くなるので、脈波伝播速度の精度が高く得られる。
したがって、その脈波伝播速度に基づいて血圧値や動脈
硬化度が推定される場合でも、その推定精度が高くな
る。
脈内の伝播を含む時間差が検出できることから、伝播距
離が長く得られ且つ大動脈の径が大きいために動脈内の
脈波伝播速度が低くなって伝播時間すなわち前記時間差
が長くなるので、脈波伝播速度の精度が高く得られる。
したがって、その脈波伝播速度に基づいて血圧値や動脈
硬化度が推定される場合でも、その推定精度が高くな
る。
【０００９】ここで、好適には、前記脈波センサは、前
記生体に巻回されるカフと、そのカフに発生する圧力振
動であるカフ脈波を抽出するカフ脈波弁別回路とから構
成される。このようにすれば、血圧測定装置と共に設け
られる場合には、その血圧測定装置に備えられるカフを
兼用することができるので、装置が安価となる。
記生体に巻回されるカフと、そのカフに発生する圧力振
動であるカフ脈波を抽出するカフ脈波弁別回路とから構
成される。このようにすれば、血圧測定装置と共に設け
られる場合には、その血圧測定装置に備えられるカフを
兼用することができるので、装置が安価となる。
【００１０】また、好適には、前記脈波センサは、前記
生体の動脈に皮膚上から押圧されて動脈に発生する圧脈
波を検出する圧脈波センサを含んで構成される。このよ
うにすれば、圧脈波センサを用いて撓骨動脈の圧脈波を
検出することにより動脈圧を連続的に測定する連続血圧
測定装置とともに設けられる場合には、その連続血圧測
定装置に備えられる圧脈波センサを兼用することができ
るので、装置が安価となる。
生体の動脈に皮膚上から押圧されて動脈に発生する圧脈
波を検出する圧脈波センサを含んで構成される。このよ
うにすれば、圧脈波センサを用いて撓骨動脈の圧脈波を
検出することにより動脈圧を連続的に測定する連続血圧
測定装置とともに設けられる場合には、その連続血圧測
定装置に備えられる圧脈波センサを兼用することができ
るので、装置が安価となる。
【００１１】また、好適には、前記脈波センサは、前記
生体の皮膚を照射する光源と、その光源から放射された
光の透過光或いは反射光を検出する光検出素子とを備え
た光電脈波センサから構成される。このようにすれば、
２種類の波長の照射光を用いて脈波を検出する光電脈波
センサを備えたパルスオキシメータとともに設けられる
場合には、そのパルスオキシメータに備えられる光電脈
波センサを兼用することができるので、装置が安価とな
る。
生体の皮膚を照射する光源と、その光源から放射された
光の透過光或いは反射光を検出する光検出素子とを備え
た光電脈波センサから構成される。このようにすれば、
２種類の波長の照射光を用いて脈波を検出する光電脈波
センサを備えたパルスオキシメータとともに設けられる
場合には、そのパルスオキシメータに備えられる光電脈
波センサを兼用することができるので、装置が安価とな
る。
【００１２】
【実施例】以下、本発明の一実施例を図面に基づいて詳
細に説明する。図１は、連続的に生体の血圧値を測定す
る連続血圧測定装置８と共に、脈波伝播速度測定装置が
設けられた構成を説明する図である。
細に説明する。図１は、連続的に生体の血圧値を測定す
る連続血圧測定装置８と共に、脈波伝播速度測定装置が
設けられた構成を説明する図である。
【００１３】図１において、連続血圧測定装置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１
２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１
６、および空気ポンプ１８とを備えている。この切換弁
１６は、カフ１０内への圧力の供給を許容する圧力供給
状態、カフ１０内を徐々に排圧する徐速排圧状態、およ
びカフ１０内を急速に排圧する急速排圧状態の３つの状
態に切り換えられるように構成されている。
ム製袋を布製帯状袋内に有してたとえば患者の上腕部１
２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１
６、および空気ポンプ１８とを備えている。この切換弁
１６は、カフ１０内への圧力の供給を許容する圧力供給
状態、カフ１０内を徐々に排圧する徐速排圧状態、およ
びカフ１０内を急速に排圧する急速排圧状態の３つの状
態に切り換えられるように構成されている。
【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。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を表すカフ圧信号Ｓ
Ｋ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。
出してその圧力を表す圧力信号ＳＰを静圧弁別回路２２
および脈波弁別回路２４にそれぞれ供給する。静圧弁別
回路２２はローパスフィルタを備え、圧力信号ＳＰに含
まれる定常的な圧力すなわちカフ圧を表すカフ圧信号Ｓ
Ｋ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。
【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ＳＭ1 をＡ／Ｄ変
換器３０を介して電子制御装置２８へ供給する。この脈
波信号ＳＭ1 が表すカフ脈波は、患者の心拍に同期して
図示しない上腕動脈から発生してカフ１０に伝達される
圧力振動波であり、上記カフ１０、圧力センサ１４、お
よび脈波弁別回路２４は、脈波センサとして機能してい
る。
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ＳＭ1 をＡ／Ｄ変
換器３０を介して電子制御装置２８へ供給する。この脈
波信号ＳＭ1 が表すカフ脈波は、患者の心拍に同期して
図示しない上腕動脈から発生してカフ１０に伝達される
圧力振動波であり、上記カフ１０、圧力センサ１４、お
よび脈波弁別回路２４は、脈波センサとして機能してい
る。
【００１６】上記電子制御装置２８は、ＣＰＵ２９，Ｒ
ＯＭ３１，ＲＡＭ３３，および図示しないＩ／Ｏポート
等を備えた所謂マイクロコンピュータにて構成されてお
り、ＣＰＵ２９は、ＲＯＭ３１に予め記憶されたプログ
ラムに従ってＲＡＭ３３の記憶機能を利用しつつ信号処
理を実行することにより、Ｉ／Ｏポートから駆動信号を
出力して切換弁１６および空気ポンプ１８を制御する。
ＯＭ３１，ＲＡＭ３３，および図示しないＩ／Ｏポート
等を備えた所謂マイクロコンピュータにて構成されてお
り、ＣＰＵ２９は、ＲＯＭ３１に予め記憶されたプログ
ラムに従ってＲＡＭ３３の記憶機能を利用しつつ信号処
理を実行することにより、Ｉ／Ｏポートから駆動信号を
出力して切換弁１６および空気ポンプ１８を制御する。
【００１７】圧脈波検出プローブ３４は、前記カフ１０
が装着されているか或いは装着されていない上腕部１２
の動脈下流側の手首４２において、容器状を成すハウジ
ング３６の開口端が体表面３８に対向する状態で装着バ
ンド４０により手首４２に着脱可能に取り付けられるよ
うになっている。ハウジング３６の内部には、ダイヤフ
ラム４４を介して圧脈波センサ４６が相対移動可能かつ
ハウジング３６の開口端からの突出し可能に設けられて
おり、これらハウジング３６およびダイヤフラム４４等
によって圧力室４８が形成されている。この圧力室４８
内には、空気ポンプ５０から調圧弁５２を経て圧力エア
が供給されるようになっており、これにより、圧脈波セ
ンサ４６は圧力室４８内の圧力に応じた押圧力ＰHDで前
記体表面３８に押圧される。
が装着されているか或いは装着されていない上腕部１２
の動脈下流側の手首４２において、容器状を成すハウジ
ング３６の開口端が体表面３８に対向する状態で装着バ
ンド４０により手首４２に着脱可能に取り付けられるよ
うになっている。ハウジング３６の内部には、ダイヤフ
ラム４４を介して圧脈波センサ４６が相対移動可能かつ
ハウジング３６の開口端からの突出し可能に設けられて
おり、これらハウジング３６およびダイヤフラム４４等
によって圧力室４８が形成されている。この圧力室４８
内には、空気ポンプ５０から調圧弁５２を経て圧力エア
が供給されるようになっており、これにより、圧脈波セ
ンサ４６は圧力室４８内の圧力に応じた押圧力ＰHDで前
記体表面３８に押圧される。
【００１８】上記圧脈波センサ４６は、たとえば、単結
晶シリコン等から成る半導体チップの押圧面５４に多数
の半導体感圧素子（図示せず）が配列されて構成されて
おり、手首４２の体表面３８の撓骨動脈５６上に押圧さ
れることにより、撓骨動脈５６から発生して体表面３８
に伝達される圧力振動波すなわち圧脈波を検出し、その
圧脈波を表す圧脈波信号ＳＭ2 をＡ／Ｄ変換器５８を介
して電子制御装置２８へ供給する。
晶シリコン等から成る半導体チップの押圧面５４に多数
の半導体感圧素子（図示せず）が配列されて構成されて
おり、手首４２の体表面３８の撓骨動脈５６上に押圧さ
れることにより、撓骨動脈５６から発生して体表面３８
に伝達される圧力振動波すなわち圧脈波を検出し、その
圧脈波を表す圧脈波信号ＳＭ2 をＡ／Ｄ変換器５８を介
して電子制御装置２８へ供給する。
【００１９】また、前記電子制御装置２８のＣＰＵ２９
は、ＲＯＭ３１に予め記憶されたプログラムに従って、
空気ポンプ５０および調圧弁５２へ駆動信号を出力し、
圧力室４８内の圧力すなわち圧脈波センサ４６の皮膚に
対する押圧力を調節する。これにより、連続血圧監視に
際しては、圧力室４８内の圧力変化過程で逐次得られる
圧脈波に基づいて圧脈波センサ４６の最適押圧力ＰHDP
が決定され、圧脈波センサ４６の最適押圧力ＰHDP を維
持するように調圧弁５２が制御される。
は、ＲＯＭ３１に予め記憶されたプログラムに従って、
空気ポンプ５０および調圧弁５２へ駆動信号を出力し、
圧力室４８内の圧力すなわち圧脈波センサ４６の皮膚に
対する押圧力を調節する。これにより、連続血圧監視に
際しては、圧力室４８内の圧力変化過程で逐次得られる
圧脈波に基づいて圧脈波センサ４６の最適押圧力ＰHDP
が決定され、圧脈波センサ４６の最適押圧力ＰHDP を維
持するように調圧弁５２が制御される。
【００２０】心電誘導装置６０は、生体の所定の部位に
貼り着ける複数の電極６２を介して心筋の活動電位を示
す心電誘導波形すなわち心電図を連続的に検出するもの
であり、その心電誘導波形を示す信号を前記電子制御装
置２８へ供給する。
貼り着ける複数の電極６２を介して心筋の活動電位を示
す心電誘導波形すなわち心電図を連続的に検出するもの
であり、その心電誘導波形を示す信号を前記電子制御装
置２８へ供給する。
【００２１】図２は、上記連続血圧測定装置８における
電子制御装置２８の制御機能の要部を説明する機能ブロ
ック線図である。図において、血圧測定手段７２は、カ
フ１０の圧迫圧力を緩やかに上昇させ或いは下降させる
圧迫圧力変化過程において脈波弁別回路２４により採取
される脈波の大きさの変化に基づいて良く知られたオシ
ロメトリック法（JIS T 1115）により患者の最高血圧値
ＳＡＰおよび最低血圧値ＤＡＰを測定する。
電子制御装置２８の制御機能の要部を説明する機能ブロ
ック線図である。図において、血圧測定手段７２は、カ
フ１０の圧迫圧力を緩やかに上昇させ或いは下降させる
圧迫圧力変化過程において脈波弁別回路２４により採取
される脈波の大きさの変化に基づいて良く知られたオシ
ロメトリック法（JIS T 1115）により患者の最高血圧値
ＳＡＰおよび最低血圧値ＤＡＰを測定する。
【００２２】圧脈波センサ４６は、好ましくは患者のカ
フ１０が装着される腕と異なる腕の手首に押圧されるこ
とによりその手首の撓骨動脈から発生する圧脈波を検出
する。圧脈波血圧対応関係決定手段７４は、圧脈波セン
サ４６により検出される圧脈波の大きさＰM と血圧測定
手段７２により測定された血圧値（監視血圧値ＭＢＰ）
との間の対応関係を所定の患者について予め決定する。
この対応関係は、たとえば図３に示すものであり、ＭＢ
Ｐ＝Ａ・ＰM ＋Ｂ式により表される。但し、Ａは傾きを
示す定数、Ｂは切片を示す定数である。監視血圧値決定
手段７６は、その対応関係から圧脈波センサ４６により
検出される圧脈波の大きさＰM すなわち最高値（上ピー
ク値）ＰM2max および最低値（下ピーク値）ＰM2min に
基づいて最高血圧値ＭＢＰSYS および最低血圧値ＭＢＰ
DIA （モニタ血圧値）を逐次決定し、その決定した監視
血圧値ＭＢＰを表示器３２に連続的に出力させる。
フ１０が装着される腕と異なる腕の手首に押圧されるこ
とによりその手首の撓骨動脈から発生する圧脈波を検出
する。圧脈波血圧対応関係決定手段７４は、圧脈波セン
サ４６により検出される圧脈波の大きさＰM と血圧測定
手段７２により測定された血圧値（監視血圧値ＭＢＰ）
との間の対応関係を所定の患者について予め決定する。
この対応関係は、たとえば図３に示すものであり、ＭＢ
Ｐ＝Ａ・ＰM ＋Ｂ式により表される。但し、Ａは傾きを
示す定数、Ｂは切片を示す定数である。監視血圧値決定
手段７６は、その対応関係から圧脈波センサ４６により
検出される圧脈波の大きさＰM すなわち最高値（上ピー
ク値）ＰM2max および最低値（下ピーク値）ＰM2min に
基づいて最高血圧値ＭＢＰSYS および最低血圧値ＭＢＰ
DIA （モニタ血圧値）を逐次決定し、その決定した監視
血圧値ＭＢＰを表示器３２に連続的に出力させる。
【００２３】時間差算出手段８０では、前記心電誘導波
形の周期毎に発生する所定の部位から前記圧脈波の周期
毎に発生する所定の部位までの時間差、たとえば心電誘
導波形のＲ波から圧脈波の最大値までの時間差ＴＤRPが
算出される。伝播速度算出手段８２では、予め設定され
た数式１から実際に算出された上記時間差ＴＤRPに基づ
いて脈波伝播速度ＶM （ｍ／sec)が算出される。数式１
において、Ｌは左心室から大動脈を経て前記圧脈波セン
サ４６の押圧部位までの距離（ｍ）であり、Ｔ PEP は心
電波形のＱ点から圧脈波の立ち上がり点までの前駆出期
間（sec)である。これらの距離Ｌおよび前駆出期間Ｔ
PEP には予め実験的に求められた値が用いられる。
形の周期毎に発生する所定の部位から前記圧脈波の周期
毎に発生する所定の部位までの時間差、たとえば心電誘
導波形のＲ波から圧脈波の最大値までの時間差ＴＤRPが
算出される。伝播速度算出手段８２では、予め設定され
た数式１から実際に算出された上記時間差ＴＤRPに基づ
いて脈波伝播速度ＶM （ｍ／sec)が算出される。数式１
において、Ｌは左心室から大動脈を経て前記圧脈波セン
サ４６の押圧部位までの距離（ｍ）であり、Ｔ PEP は心
電波形のＱ点から圧脈波の立ち上がり点までの前駆出期
間（sec)である。これらの距離Ｌおよび前駆出期間Ｔ
PEP には予め実験的に求められた値が用いられる。
【００２４】
【数１】ＶM ＝Ｌ／（ＴＤRP−ＴPEP ）
【００２５】図４は、上記電子制御装置２８の制御作動
の要部を説明するフローチャートである。図のステップ
ＳＡ１（以下、ステップを省略する。）では、心電誘導
装置６０により逐次検出される心電誘導波形が読み込ま
れるとともに、ＳＡ２では、圧脈波センサ４６により逐
次検出される圧脈波が読み込まれる。次いで、ＳＡ３で
は、心電誘導波形のＲ波（Ｒ点）が検出されたか否かが
判断される。この判断が否定された場合は前記ＳＡ１以
下が繰り返し実行されるが、肯定された場合は、ＳＡ４
において圧脈波の最大点が検出されたか否かが判断され
る。
の要部を説明するフローチャートである。図のステップ
ＳＡ１（以下、ステップを省略する。）では、心電誘導
装置６０により逐次検出される心電誘導波形が読み込ま
れるとともに、ＳＡ２では、圧脈波センサ４６により逐
次検出される圧脈波が読み込まれる。次いで、ＳＡ３で
は、心電誘導波形のＲ波（Ｒ点）が検出されたか否かが
判断される。この判断が否定された場合は前記ＳＡ１以
下が繰り返し実行されるが、肯定された場合は、ＳＡ４
において圧脈波の最大点が検出されたか否かが判断され
る。
【００２６】上記ＳＡ４の判断が否定された場合は前記
ＳＡ１以下が繰り返し実行されるが、肯定された場合
は、前記時間差算出手段８０に対応するＳＡ５におい
て、図５に示すように、心電誘導波形のＲ波から圧脈波
の最大値までの時間差ＴＤRPが算出される。そして、前
記伝播速度算出手段８２に対応するＳＡ６において、予
め記憶された数式１からＳＡ５において実際に求められ
た時間差ＴＤRPに基づいて脈波伝播速度ＶM が算出され
る。このようにして算出された脈波伝播速度ＶM は、図
示しないアルゴリズムに従って動脈硬化度または末梢抵
抗を推定するため、或いは前記圧脈波血圧対応関係決定
手段７４により対応関係再決定動作開始時における血圧
値などを推定するために用いられる。
ＳＡ１以下が繰り返し実行されるが、肯定された場合
は、前記時間差算出手段８０に対応するＳＡ５におい
て、図５に示すように、心電誘導波形のＲ波から圧脈波
の最大値までの時間差ＴＤRPが算出される。そして、前
記伝播速度算出手段８２に対応するＳＡ６において、予
め記憶された数式１からＳＡ５において実際に求められ
た時間差ＴＤRPに基づいて脈波伝播速度ＶM が算出され
る。このようにして算出された脈波伝播速度ＶM は、図
示しないアルゴリズムに従って動脈硬化度または末梢抵
抗を推定するため、或いは前記圧脈波血圧対応関係決定
手段７４により対応関係再決定動作開始時における血圧
値などを推定するために用いられる。
【００２７】上述のように、本実施例によれば、心電誘
導装置６０により検出された心電誘導波形の周期毎に発
生する所定の部位から脈波センサ４６により検出された
脈波の周期毎に発生する所定部位までの時間差ＴＤ
RPが、時間差算出手段８０に対応するＳＡ５により算出
されると、伝播速度算出手段８２に対応するＳＡ６で
は、その時間差ＴＤRPに基づいて動脈内の脈波の伝播速
度ＶM が算出される。この伝播速度ＶM は、心臓に連結
された大動脈内の伝播を含む距離を基礎として算出され
ることから、伝播距離が長く、且つ大動脈の径が大きい
ために動脈内の脈波伝播速度が低くなって伝播時間すな
わち時間差ＴＤRPが長くなるので、僅かな時間差に基づ
いて算出される従来の場合に比較して、脈波伝播速度の
精度が高く得られる。したがって、その脈波伝播速度に
基づいて血圧値や動脈硬化度が推定される場合でも、そ
の推定精度が高くなる。
導装置６０により検出された心電誘導波形の周期毎に発
生する所定の部位から脈波センサ４６により検出された
脈波の周期毎に発生する所定部位までの時間差ＴＤ
RPが、時間差算出手段８０に対応するＳＡ５により算出
されると、伝播速度算出手段８２に対応するＳＡ６で
は、その時間差ＴＤRPに基づいて動脈内の脈波の伝播速
度ＶM が算出される。この伝播速度ＶM は、心臓に連結
された大動脈内の伝播を含む距離を基礎として算出され
ることから、伝播距離が長く、且つ大動脈の径が大きい
ために動脈内の脈波伝播速度が低くなって伝播時間すな
わち時間差ＴＤRPが長くなるので、僅かな時間差に基づ
いて算出される従来の場合に比較して、脈波伝播速度の
精度が高く得られる。したがって、その脈波伝播速度に
基づいて血圧値や動脈硬化度が推定される場合でも、そ
の推定精度が高くなる。
【００２８】また、本実施例では、脈波センサ４６は、
連続血圧測定装置８が撓骨動脈の圧脈波を検出すること
により動脈圧を連続的に測定するために用いるものと兼
用するので、装置が安価となる。
連続血圧測定装置８が撓骨動脈の圧脈波を検出すること
により動脈圧を連続的に測定するために用いるものと兼
用するので、装置が安価となる。
【００２９】次に、本発明の他の実施例を説明する。な
お、以下の説明において前述の実施例と共通する部分に
は同一の符号を付して説明を省略する。
お、以下の説明において前述の実施例と共通する部分に
は同一の符号を付して説明を省略する。
【００３０】図６および図７は、前述の実施例の図１お
よび図２に相当する図である。本実施例では、脈波セン
サが、カフ１０、圧力センサ１４、および脈波弁別回路
２４により構成されており、時間差算出手段８０により
算出される時間差ＴＤRPは、心電誘導波形のＲ波とカフ
脈波の最大点との時間間隔として求められる。伝播速度
算出手段８２では、前述の実施例と同様に、上記時間差
ＴＤRPに基づいて動脈内の脈波の伝播速度ＶM が算出さ
れる。この伝播速度ＶM も、心臓に連結された大動脈内
の伝播を含む距離を基礎として算出されることから、伝
播距離が長く、且つ大動脈の径が大きいために動脈内の
脈波伝播速度が低くなって伝播時間すなわち時間差ＴＤ
RPが長くなるので、僅かな時間差に基づいて算出される
従来の場合に比較して、脈波伝播速度の精度が高く得ら
れる。したがって、その脈波伝播速度に基づいて血圧値
や動脈硬化度が推定される場合でも、その推定精度が高
くなる。
よび図２に相当する図である。本実施例では、脈波セン
サが、カフ１０、圧力センサ１４、および脈波弁別回路
２４により構成されており、時間差算出手段８０により
算出される時間差ＴＤRPは、心電誘導波形のＲ波とカフ
脈波の最大点との時間間隔として求められる。伝播速度
算出手段８２では、前述の実施例と同様に、上記時間差
ＴＤRPに基づいて動脈内の脈波の伝播速度ＶM が算出さ
れる。この伝播速度ＶM も、心臓に連結された大動脈内
の伝播を含む距離を基礎として算出されることから、伝
播距離が長く、且つ大動脈の径が大きいために動脈内の
脈波伝播速度が低くなって伝播時間すなわち時間差ＴＤ
RPが長くなるので、僅かな時間差に基づいて算出される
従来の場合に比較して、脈波伝播速度の精度が高く得ら
れる。したがって、その脈波伝播速度に基づいて血圧値
や動脈硬化度が推定される場合でも、その推定精度が高
くなる。
【００３１】また、本実施例によれば、脈波センサは、
カフ１０、圧力センサ１４、および脈波弁別回路２４に
より構成されており、それらカフ１０、圧力センサ１
４、および脈波弁別回路２４は、血圧測定手段７２を含
む血圧測定装置に用いるものと兼用することができるの
で、装置が安価となる。
カフ１０、圧力センサ１４、および脈波弁別回路２４に
より構成されており、それらカフ１０、圧力センサ１
４、および脈波弁別回路２４は、血圧測定手段７２を含
む血圧測定装置に用いるものと兼用することができるの
で、装置が安価となる。
【００３２】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。
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。
【００３３】たとえば、前述の実施例において、数式１
から、心電誘導波形のＲ波から圧脈波の最大値までの時
間差ＴＤRPに基づいて脈波伝播速度ＶM が算出されてい
たが、その時間差ＴＤRPは、心電誘導波形のＱ波から圧
脈波の最大値までの時間差、心電誘導波形のＳ波から圧
脈波の最大値までの時間差、心電誘導波形のＱ波から圧
脈波の最小値までの時間差など、種々に定義されること
ができる。
から、心電誘導波形のＲ波から圧脈波の最大値までの時
間差ＴＤRPに基づいて脈波伝播速度ＶM が算出されてい
たが、その時間差ＴＤRPは、心電誘導波形のＱ波から圧
脈波の最大値までの時間差、心電誘導波形のＳ波から圧
脈波の最大値までの時間差、心電誘導波形のＱ波から圧
脈波の最小値までの時間差など、種々に定義されること
ができる。
【００３４】また、前述の実施例の数式１において、Ｔ
PEP は心電波形のＱ点から圧脈波の立ち上がり点までの
前駆出期間（sec)として定義されていたが、心電波形の
Ｒ点或いはＳ点から圧脈波の立ち上がり点までの前駆出
期間として定義されてもよい。心電波形におけるＱ点、
Ｒ点、Ｓ点の間の相互の時間差は極めて僅かな値である
ので、前述の実施例のように定義されても差支えない。
PEP は心電波形のＱ点から圧脈波の立ち上がり点までの
前駆出期間（sec)として定義されていたが、心電波形の
Ｒ点或いはＳ点から圧脈波の立ち上がり点までの前駆出
期間として定義されてもよい。心電波形におけるＱ点、
Ｒ点、Ｓ点の間の相互の時間差は極めて僅かな値である
ので、前述の実施例のように定義されても差支えない。
【００３５】また、前述の実施例では、脈波として圧脈
波或いはカフ脈波が用いられていたが、生体の皮膚を照
射する光源と、その光源から放射された光の透過光或い
は反射光を検出する光検出素子とを備えた光電脈波セン
サが脈波センサとして用いられてもよい。このような場
合には、２種類の波長の照射光を用いて脈波を検出する
光電脈波センサを備えたパルスオキシメータとともに脈
波伝播速度測定装置を設けることにより、光電脈波セン
サを兼用することができる利点がある。
波或いはカフ脈波が用いられていたが、生体の皮膚を照
射する光源と、その光源から放射された光の透過光或い
は反射光を検出する光検出素子とを備えた光電脈波セン
サが脈波センサとして用いられてもよい。このような場
合には、２種類の波長の照射光を用いて脈波を検出する
光電脈波センサを備えたパルスオキシメータとともに脈
波伝播速度測定装置を設けることにより、光電脈波セン
サを兼用することができる利点がある。
【００３６】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。
囲において種々変更が加えられ得るものである。
【図１】本発明の一実施例である連続血圧測定装置の構
成を示すブロック図である。
成を示すブロック図である。
【図２】図１の実施例の電子制御装置の制御機能の要部
を説明する機能ブロック線図である。
を説明する機能ブロック線図である。
【図３】図１の実施例において用いられる対応関係を例
示する図である。
示する図である。
【図４】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。
を説明するフローチャートである。
【図５】図１の実施例の制御作動により求められる時間
差ＴＤRPを説明するタイムチャートである。
差ＴＤRPを説明するタイムチャートである。
【図６】本発明の他の実施例における図１に相当する図
である。
である。
【図７】図６の実施例の制御機能の要部を説明する機能
ブロック線図であって、図２に対応する図である。
ブロック線図であって、図２に対応する図である。
１０：カフ、１４：圧力センサ、２４：脈波弁別回路
（脈波センサ） ４６：圧脈波センサ（脈波センサ） ８０：時間差算出手段 ８２：伝播速度算出手段
（脈波センサ） ４６：圧脈波センサ（脈波センサ） ８０：時間差算出手段 ８２：伝播速度算出手段
Claims (4)
- 【請求項１】 生体の動脈内を伝播する脈波の伝播速度
を測定するための脈波伝播速度測定装置であって、 前記生体の心電誘導波形を検出する心電誘導装置と、 前記生体に装着されて該生体の脈波を検出する脈波セン
サと、 前記心電誘導装置により検出された心電誘導波形の周期
毎に発生する所定の部位から、前記脈波センサにより検
出された脈波の周期毎に発生する所定の部位までの時間
差を算出する時間差算出手段と、 該時間差算出手段により算出された時間差に基づいて前
記脈波の伝播速度を算出する伝播速度算出手段とを含む
ことを特徴とする脈波伝播速度測定装置。 - 【請求項２】 前記脈波センサは、前記生体に巻回され
るカフと、該カフに発生する圧力振動であるカフ脈波を
抽出するカフ脈波弁別回路とから成るものである請求項
１の脈波伝播速度測定装置。 - 【請求項３】 前記脈波センサは、前記生体の動脈に皮
膚上から押圧されて該動脈に発生する圧脈波を検出する
圧脈波センサを含むものである請求項１の脈波伝播速度
測定装置。 - 【請求項４】 前記脈波センサは、前記生体の皮膚を照
射する光源と、該光源から放射された光の透過光或いは
反射光を検出する光検出素子とを備えた光電脈波センサ
から成るものである請求項１の脈波伝播速度測定装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP7067274A JPH08257002A (ja) | 1995-03-27 | 1995-03-27 | 脈波伝播速度測定装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP7067274A JPH08257002A (ja) | 1995-03-27 | 1995-03-27 | 脈波伝播速度測定装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08257002A true JPH08257002A (ja) | 1996-10-08 |
Family
ID=13340233
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP7067274A Pending JPH08257002A (ja) | 1995-03-27 | 1995-03-27 | 脈波伝播速度測定装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH08257002A (ja) |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0876791A1 (en) * | 1995-11-06 | 1998-11-11 | Colin Corporation | Electrocardiographic waveform detection system |
| EP1273262A1 (en) * | 2000-02-18 | 2003-01-08 | Colin Corporation | Heart-sound detection apparatus and pulse-wave-propagation-velocity determination |
| JP2003116800A (ja) * | 2001-10-10 | 2003-04-22 | Nippon Colin Co Ltd | 波形特徴点決定装置、およびその波形特徴点決定装置を用いた脈波伝播速度情報測定装置 |
| US6669646B1 (en) | 2002-09-19 | 2003-12-30 | Colin Corporation | Arteriosclerosis evaluating apparatus |
| JP2008532719A (ja) * | 2005-03-21 | 2008-08-21 | フローレ，インゴ | 携帯診断装置 |
| WO2010004940A1 (ja) | 2008-07-11 | 2010-01-14 | 国立大学法人筑波大学 | 血管特性計測装置及び血管特性計測方法 |
-
1995
- 1995-03-27 JP JP7067274A patent/JPH08257002A/ja active Pending
Cited By (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0876791A1 (en) * | 1995-11-06 | 1998-11-11 | Colin Corporation | Electrocardiographic waveform detection system |
| EP1273262A1 (en) * | 2000-02-18 | 2003-01-08 | Colin Corporation | Heart-sound detection apparatus and pulse-wave-propagation-velocity determination |
| US6845263B2 (en) | 2000-02-18 | 2005-01-18 | Colin Medical Technology Corporation | Heart-sound detecting apparatus and pulse-wave-propagation-velocity-relating-information obtaining system using the heart-sound detecting apparatus |
| JP2003116800A (ja) * | 2001-10-10 | 2003-04-22 | Nippon Colin Co Ltd | 波形特徴点決定装置、およびその波形特徴点決定装置を用いた脈波伝播速度情報測定装置 |
| US6669646B1 (en) | 2002-09-19 | 2003-12-30 | Colin Corporation | Arteriosclerosis evaluating apparatus |
| JP2008532719A (ja) * | 2005-03-21 | 2008-08-21 | フローレ，インゴ | 携帯診断装置 |
| JP2014039875A (ja) * | 2005-03-21 | 2014-03-06 | Ingo Flore | 携帯診断装置 |
| WO2010004940A1 (ja) | 2008-07-11 | 2010-01-14 | 国立大学法人筑波大学 | 血管特性計測装置及び血管特性計測方法 |
| US9113797B2 (en) | 2008-07-11 | 2015-08-25 | University Of Tsukuba | Blood vessel characteristics measuring apparatus and blood vessel characteristics measuring method |
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|---|---|---|---|
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Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A711 Effective date: 20040115 |
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| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20040225 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20040301 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20040330 |
|
| A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20040727 |