JPH1189801A - 血圧監視装置 - Google Patents
血圧監視装置Info
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- JPH1189801A JPH1189801A JP9256779A JP25677997A JPH1189801A JP H1189801 A JPH1189801 A JP H1189801A JP 9256779 A JP9256779 A JP 9256779A JP 25677997 A JP25677997 A JP 25677997A JP H1189801 A JPH1189801 A JP H1189801A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 生体の動脈内を伝播する脈波の伝播情報に基
づいて生体の血圧値を監視する血圧監視装置において、
高い血圧監視精度が得られるようにする。 【解決手段】 脈波の伝播情報より一拍毎に逐次推定さ
れる推定血圧値ＥＢＰが予め設定された判断基準値を越
え、且つ心拍周期ＲＲ、脈波面積ＶＲおよびヘマトクリ
ット値Ｈｔのうち少なくとも一つが予め設定された判断
基準値を越えたことに基づいて、血圧測定起動手段９２
により血圧測定手段７０による血圧測定が起動させられ
る。従って、単に、推定血圧値が異常であることに基づ
いて血圧測定手段による血圧測定を起動させる場合に比
較して、判断基準値を正常値へ接近させることができ、
急激な血圧変動に対しても遅れがなく、確実に血圧値の
異常を判定でき、血圧監視の信頼性を高めることができ
る。
づいて生体の血圧値を監視する血圧監視装置において、
高い血圧監視精度が得られるようにする。 【解決手段】 脈波の伝播情報より一拍毎に逐次推定さ
れる推定血圧値ＥＢＰが予め設定された判断基準値を越
え、且つ心拍周期ＲＲ、脈波面積ＶＲおよびヘマトクリ
ット値Ｈｔのうち少なくとも一つが予め設定された判断
基準値を越えたことに基づいて、血圧測定起動手段９２
により血圧測定手段７０による血圧測定が起動させられ
る。従って、単に、推定血圧値が異常であることに基づ
いて血圧測定手段による血圧測定を起動させる場合に比
較して、判断基準値を正常値へ接近させることができ、
急激な血圧変動に対しても遅れがなく、確実に血圧値の
異常を判定でき、血圧監視の信頼性を高めることができ
る。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、生体の動脈内を伝
播する脈波の脈波伝播情報に基づいて、生体の血圧を監
視する血圧監視装置に関するものである。
播する脈波の脈波伝播情報に基づいて、生体の血圧を監
視する血圧監視装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】生体の動脈内を伝播する脈波の脈波伝播
情報として、所定の２部位間の伝播時間ＤＴや伝播速度
ＶM （m/s ）などが知られており、このような脈波伝播
情報は、所定の範囲内では生体の血圧値ＢＰ（mmHg）と
略比例関係を有することが知られている。そこで、予め
測定される生体の血圧値ＢＰと脈波伝播情報から、たと
えばＥＢＰ＝α（ＤＴ）＋β（但しαは負の値）、或い
はＥＢＰ＝α（ＶM ）＋β（但しαは正の値）で表され
るような関係式における係数α及びβを予め決定し、そ
の関係式から、逐次検出される伝播速度情報に基づい
て、推定血圧値ＥＢＰを求めて生体の血圧値を監視し、
その推定血圧値ＥＢＰの異常時にはカフによる血圧測定
を起動させる血圧監視装置が提案されている。
情報として、所定の２部位間の伝播時間ＤＴや伝播速度
ＶM （m/s ）などが知られており、このような脈波伝播
情報は、所定の範囲内では生体の血圧値ＢＰ（mmHg）と
略比例関係を有することが知られている。そこで、予め
測定される生体の血圧値ＢＰと脈波伝播情報から、たと
えばＥＢＰ＝α（ＤＴ）＋β（但しαは負の値）、或い
はＥＢＰ＝α（ＶM ）＋β（但しαは正の値）で表され
るような関係式における係数α及びβを予め決定し、そ
の関係式から、逐次検出される伝播速度情報に基づい
て、推定血圧値ＥＢＰを求めて生体の血圧値を監視し、
その推定血圧値ＥＢＰの異常時にはカフによる血圧測定
を起動させる血圧監視装置が提案されている。
【０００３】
【発明が解決すべき課題】ところで、上記生体の血圧値
と脈波伝播情報との関係は、心筋の状態などの中枢側の
事情や、末梢血管硬さや血流抵抗の変化などの末梢側の
事情の影響を受けて変化することから、異常判定の信頼
性を高める目的で推定血圧値の異常を判定するための判
断基準値を正常血圧値から充分に離れた値に設定する必
要があるので、急激な血圧変動などに対しては血圧測定
手段による血圧測定起動が遅れて、必ずしも血圧監視精
度が充分に得られない場合があった。
と脈波伝播情報との関係は、心筋の状態などの中枢側の
事情や、末梢血管硬さや血流抵抗の変化などの末梢側の
事情の影響を受けて変化することから、異常判定の信頼
性を高める目的で推定血圧値の異常を判定するための判
断基準値を正常血圧値から充分に離れた値に設定する必
要があるので、急激な血圧変動などに対しては血圧測定
手段による血圧測定起動が遅れて、必ずしも血圧監視精
度が充分に得られない場合があった。
【０００４】本発明は以上のような事情を背景として為
されたものであり、その目的とするところは、生体の動
脈内を伝播する脈波の伝播情報に基づいて生体の血圧値
を監視する血圧監視装置において、高い血圧監視精度が
得られるようにすることにある。
されたものであり、その目的とするところは、生体の動
脈内を伝播する脈波の伝播情報に基づいて生体の血圧値
を監視する血圧監視装置において、高い血圧監視精度が
得られるようにすることにある。
【０００５】本発明者は以上の事情を背景として種々検
討を重ねた結果、血液循環動態の中枢側の情報として心
拍周期、末梢側の情報として血液中の血球成分の割合
（％）として表されるヘマトクリット値および末梢血管
の一拍あたりの血流量を表す脈波面積を用い、その心拍
周期、ヘマトクリット値、および脈波面積の変化を監視
血圧異常判定の条件とすると、生体の血圧異常判定の信
頼性を一層高め得ることを見いだした。本発明はこのよ
うな知見に基づいて為されたものである。
討を重ねた結果、血液循環動態の中枢側の情報として心
拍周期、末梢側の情報として血液中の血球成分の割合
（％）として表されるヘマトクリット値および末梢血管
の一拍あたりの血流量を表す脈波面積を用い、その心拍
周期、ヘマトクリット値、および脈波面積の変化を監視
血圧異常判定の条件とすると、生体の血圧異常判定の信
頼性を一層高め得ることを見いだした。本発明はこのよ
うな知見に基づいて為されたものである。
【０００６】
【課題を解決するための第１の手段】すなわち、かかる
目的を達成するための第１発明の要旨とするところは、
生体の一部への圧迫圧力を変化させるカフを用いて該生
体の血圧値を測定する血圧測定手段と、その血圧測定手
段による血圧測定値と生体の脈波伝播情報との間の予め
設定された関係から実際の生体の脈波伝播情報に基づい
て該生体の推定血圧値を逐次決定する推定血圧値決定手
段とを備え、その推定血圧値決定手段により決定された
推定血圧値が予め設定された判断基準値を越えたことに
基づいて前記血圧測定手段による血圧測定を起動させる
形式の血圧監視装置であって、（ａ）前記生体の末梢部
の脈波を検出する末梢脈波検出手段と、（ｂ）その末梢
脈波検出手段により検出された末梢部の脈波から前記生
体の血液中のヘマトクリット値を連続的に算出するヘマ
トクリット値算出手段と、（ｃ）前記推定血圧値が予め
設定された判断基準値を越え、且つ前記ヘマトクリット
値が予め設定された判断基準値を越えたことに基づいて
前記血圧測定手段による血圧測定を起動させる血圧測定
起動手段とを、含むことにある。
目的を達成するための第１発明の要旨とするところは、
生体の一部への圧迫圧力を変化させるカフを用いて該生
体の血圧値を測定する血圧測定手段と、その血圧測定手
段による血圧測定値と生体の脈波伝播情報との間の予め
設定された関係から実際の生体の脈波伝播情報に基づい
て該生体の推定血圧値を逐次決定する推定血圧値決定手
段とを備え、その推定血圧値決定手段により決定された
推定血圧値が予め設定された判断基準値を越えたことに
基づいて前記血圧測定手段による血圧測定を起動させる
形式の血圧監視装置であって、（ａ）前記生体の末梢部
の脈波を検出する末梢脈波検出手段と、（ｂ）その末梢
脈波検出手段により検出された末梢部の脈波から前記生
体の血液中のヘマトクリット値を連続的に算出するヘマ
トクリット値算出手段と、（ｃ）前記推定血圧値が予め
設定された判断基準値を越え、且つ前記ヘマトクリット
値が予め設定された判断基準値を越えたことに基づいて
前記血圧測定手段による血圧測定を起動させる血圧測定
起動手段とを、含むことにある。
【０００７】
【第１発明の効果】このようにすれば、推定血圧値決定
手段により決定された推定血圧値が予め設定された判断
基準値を越え、且つ末梢脈波検出手段により検出された
末梢部の脈波からヘマトクリット値算出手段により算出
される末梢側の情報を表すヘマトクリット値が、予め設
定された判断基準値を越えたことに基づいて、血圧測定
起動手段により前記血圧測定手段による血圧測定が起動
させられる。したがって、推定血圧値に加え、ヘマトク
リット値の異常が判断されて血圧測定手段による血圧測
定が起動される。このヘマトクリット値は手術中あるい
は手術後の脱血または人工透析中の循環血漿量の変化等
の血液中の血球容積の割合の変化に起因する末梢血管の
拡張または収縮による末梢血管抵抗の変化を表している
ため、単に推定血圧値が異常であることに基づいて血圧
測定手段による血圧測定を起動させる場合に比較して、
判断基準値を正常値へ接近させることができ、急激な血
圧変動に対しても遅れがなく、確実に血圧値の異常を判
定でき、血圧監視の信頼性を高めることができる。
手段により決定された推定血圧値が予め設定された判断
基準値を越え、且つ末梢脈波検出手段により検出された
末梢部の脈波からヘマトクリット値算出手段により算出
される末梢側の情報を表すヘマトクリット値が、予め設
定された判断基準値を越えたことに基づいて、血圧測定
起動手段により前記血圧測定手段による血圧測定が起動
させられる。したがって、推定血圧値に加え、ヘマトク
リット値の異常が判断されて血圧測定手段による血圧測
定が起動される。このヘマトクリット値は手術中あるい
は手術後の脱血または人工透析中の循環血漿量の変化等
の血液中の血球容積の割合の変化に起因する末梢血管の
拡張または収縮による末梢血管抵抗の変化を表している
ため、単に推定血圧値が異常であることに基づいて血圧
測定手段による血圧測定を起動させる場合に比較して、
判断基準値を正常値へ接近させることができ、急激な血
圧変動に対しても遅れがなく、確実に血圧値の異常を判
定でき、血圧監視の信頼性を高めることができる。
【０００８】
【課題を解決するための第２の手段】かかる目的を達成
するための第２発明の要旨とするところは、前記血圧監
視装置に、（ｄ）前記生体の心拍周期を決定する心拍周
期決定手段と、（ｅ）前記推定血圧値が予め設定された
判断基準値を越え、且つ前記ヘマトクリット値および心
拍周期の少なくとも一方が予め設定された判断基準値を
越えたことに基づいて前記血圧測定手段による血圧測定
を起動させる血圧測定起動手段とがさらに含まれること
にある。
するための第２発明の要旨とするところは、前記血圧監
視装置に、（ｄ）前記生体の心拍周期を決定する心拍周
期決定手段と、（ｅ）前記推定血圧値が予め設定された
判断基準値を越え、且つ前記ヘマトクリット値および心
拍周期の少なくとも一方が予め設定された判断基準値を
越えたことに基づいて前記血圧測定手段による血圧測定
を起動させる血圧測定起動手段とがさらに含まれること
にある。
【０００９】
【第２発明の効果】このようにすれば、前記推定血圧値
が予め設定された判断基準値を越え、且つ中枢側の情報
を表す前記心拍周期、および末梢側の情報を表すヘマト
クリット値の少なくとも一方が予め設定された判断基準
値を越えたことに基づいて血圧測定起動手段により前記
血圧測定が起動させられる。従って、推定血圧値および
生体の末梢側の事情に加えて中枢側の事情も血圧測定起
動の判断基準とされるので、一層判断基準値を正常値に
近づけることができる。そのため、一層、急激な血圧変
動に対しても遅れがなく、確実に血圧値の異常を判定で
き、血圧監視の信頼性を高めることができる。
が予め設定された判断基準値を越え、且つ中枢側の情報
を表す前記心拍周期、および末梢側の情報を表すヘマト
クリット値の少なくとも一方が予め設定された判断基準
値を越えたことに基づいて血圧測定起動手段により前記
血圧測定が起動させられる。従って、推定血圧値および
生体の末梢側の事情に加えて中枢側の事情も血圧測定起
動の判断基準とされるので、一層判断基準値を正常値に
近づけることができる。そのため、一層、急激な血圧変
動に対しても遅れがなく、確実に血圧値の異常を判定で
き、血圧監視の信頼性を高めることができる。
【００１０】
【課題を解決するための第３の手段】かかる目的を達成
するための第３発明の要旨とするところは、前記第２発
明の血圧監視装置に、（ｆ）前記末梢脈波検出手段によ
り検出された末梢部の脈波の面積を算出する脈波面積算
出手段と、（ｇ）前記推定血圧値が予め設定された判断
基準値を越え、且つ前記ヘマトクリット値、心拍周期お
よび脈波面積の少なくとも一つが予め設定された判断基
準値を越えたことに基づいて前記血圧測定手段による血
圧測定を起動させる血圧測定起動手段とが、さらに含ま
れることにある。
するための第３発明の要旨とするところは、前記第２発
明の血圧監視装置に、（ｆ）前記末梢脈波検出手段によ
り検出された末梢部の脈波の面積を算出する脈波面積算
出手段と、（ｇ）前記推定血圧値が予め設定された判断
基準値を越え、且つ前記ヘマトクリット値、心拍周期お
よび脈波面積の少なくとも一つが予め設定された判断基
準値を越えたことに基づいて前記血圧測定手段による血
圧測定を起動させる血圧測定起動手段とが、さらに含ま
れることにある。
【００１１】
【第３発明の効果】このようにすれば、前記推定血圧値
が予め設定された判断基準値を越え、且つ中枢側の情報
を表す前記心拍周期、および末梢側の情報を表すヘマト
クリット値、脈波面積の少なくとも一つが予め設定され
た判断基準値を越えたことに基づいて血圧測定起動手段
により前記血圧測定が起動させられる。従って、推定血
圧値が予め設定された判断基準値を越えた場合に、推定
血圧値、生体の中枢側の情報である心拍周期および末梢
側の情報であるヘマトクリット値に加えて、さらに末梢
側の他の情報として末梢血管の一拍あたりの血流量を表
す脈波面積が判断されて血圧測定が起動されるので、よ
り一層判断基準値を正常値に近づけることができる。そ
のため、より一層、急激な血圧変動に対しても遅れがな
く、確実に血圧値の異常を判定でき、血圧監視の信頼性
を高めることができる。
が予め設定された判断基準値を越え、且つ中枢側の情報
を表す前記心拍周期、および末梢側の情報を表すヘマト
クリット値、脈波面積の少なくとも一つが予め設定され
た判断基準値を越えたことに基づいて血圧測定起動手段
により前記血圧測定が起動させられる。従って、推定血
圧値が予め設定された判断基準値を越えた場合に、推定
血圧値、生体の中枢側の情報である心拍周期および末梢
側の情報であるヘマトクリット値に加えて、さらに末梢
側の他の情報として末梢血管の一拍あたりの血流量を表
す脈波面積が判断されて血圧測定が起動されるので、よ
り一層判断基準値を正常値に近づけることができる。そ
のため、より一層、急激な血圧変動に対しても遅れがな
く、確実に血圧値の異常を判定でき、血圧監視の信頼性
を高めることができる。
【００１２】
【発明の他の形態】ここで、好適には、前記生体の脈波
伝播情報を検出するための手段として、心電誘導波形の
所定部位から末梢側で検出された圧脈波或いは容積脈波
の所定部位までの時間差から、伝播時間或いは伝播速度
を算出する脈波伝播情報算出手段が設けられる。このよ
うにすれば、動脈上の２部位に圧脈波センサを設ける場
合に比較して時間差が大きくなり、測定精度が高められ
る。
伝播情報を検出するための手段として、心電誘導波形の
所定部位から末梢側で検出された圧脈波或いは容積脈波
の所定部位までの時間差から、伝播時間或いは伝播速度
を算出する脈波伝播情報算出手段が設けられる。このよ
うにすれば、動脈上の２部位に圧脈波センサを設ける場
合に比較して時間差が大きくなり、測定精度が高められ
る。
【００１３】また、好適には、前記生体の末梢部位に装
着され、末梢部の脈波を検出する末梢脈波検出手段が、
生体組織に向かって酸素化ヘモグロビンによる吸光係数
と無酸素化ヘモグロビンによる吸光係数が略同じである
波長を２波長発光する光源と、その生体組織内で散乱さ
れた２波長の散乱光をそれぞれ受光する受光素子を備え
た光電脈波センサであり、前記ヘマトクリット値算出手
段は、その光電脈波センサの受光素子から出力された一
つの波長の散乱光を表す光電脈波信号と、他の一つの波
長の散乱光を表す光電脈波信号から、それぞれ交直成分
比を算出し、その交直成分比の比に基づいて、予め設定
された関係からヘマトクリット値を算出するものであ
る。このようにすれば、一拍毎のヘマトクリット値が容
易に検出される利点がある。
着され、末梢部の脈波を検出する末梢脈波検出手段が、
生体組織に向かって酸素化ヘモグロビンによる吸光係数
と無酸素化ヘモグロビンによる吸光係数が略同じである
波長を２波長発光する光源と、その生体組織内で散乱さ
れた２波長の散乱光をそれぞれ受光する受光素子を備え
た光電脈波センサであり、前記ヘマトクリット値算出手
段は、その光電脈波センサの受光素子から出力された一
つの波長の散乱光を表す光電脈波信号と、他の一つの波
長の散乱光を表す光電脈波信号から、それぞれ交直成分
比を算出し、その交直成分比の比に基づいて、予め設定
された関係からヘマトクリット値を算出するものであ
る。このようにすれば、一拍毎のヘマトクリット値が容
易に検出される利点がある。
【００１４】また、好適には、前記脈波面積算出手段
は、上記光電脈波センサにより得られた脈波の面積を、
その脈波の周期および振幅により正規化した正規化脈波
を算出するものである。このようにすれば、経時変化や
個人差が解消される利点がある。
は、上記光電脈波センサにより得られた脈波の面積を、
その脈波の周期および振幅により正規化した正規化脈波
を算出するものである。このようにすれば、経時変化や
個人差が解消される利点がある。
【００１５】また、好適には、前記推定血圧値決定手段
により逐次算出された推定血圧値、前記ヘマトクリット
値算出手段により逐次算出されたヘマトクリット値、前
記心拍周期決定手段により逐次決定された心拍周期、前
記脈波面積算出手段により逐次算出された末梢部の脈波
面積を、それぞれ対比可能に共通の時間軸に沿ってトレ
ンド表示する表示器が備えられる。このようにすれば、
表示器に表示される推定血圧値、ヘマトクリット値、心
拍周期、末梢部の脈波面積を、それぞれ対比して見るこ
とにより、血圧測定起動手段による起動作動の根拠を確
認することができるとともに、上記血圧測定手段による
血圧測定が行われない期間において、生体の循環動態の
様子を容易に監視することができる。
により逐次算出された推定血圧値、前記ヘマトクリット
値算出手段により逐次算出されたヘマトクリット値、前
記心拍周期決定手段により逐次決定された心拍周期、前
記脈波面積算出手段により逐次算出された末梢部の脈波
面積を、それぞれ対比可能に共通の時間軸に沿ってトレ
ンド表示する表示器が備えられる。このようにすれば、
表示器に表示される推定血圧値、ヘマトクリット値、心
拍周期、末梢部の脈波面積を、それぞれ対比して見るこ
とにより、血圧測定起動手段による起動作動の根拠を確
認することができるとともに、上記血圧測定手段による
血圧測定が行われない期間において、生体の循環動態の
様子を容易に監視することができる。
【００１６】また、好適には、生体の表皮に貼着された
電極を通して心電誘導波形を検出する心電誘導装置を備
え、前記心拍周期決定手段は、その心電誘導波形の所定
部位たとえばＲ波間の時間間隔を決定するものである。
電極を通して心電誘導波形を検出する心電誘導装置を備
え、前記心拍周期決定手段は、その心電誘導波形の所定
部位たとえばＲ波間の時間間隔を決定するものである。
【００１７】
【発明の好適な実施の形態】以下、本発明の一実施例を
図面に基づいて詳細に説明する。図１は、本発明が適用
された血圧監視装置８の回路構成を説明するブロック線
図である。
図面に基づいて詳細に説明する。図１は、本発明が適用
された血圧監視装置８の回路構成を説明するブロック線
図である。
【００１８】図１において、血圧監視装置８は、ゴム製
袋を布製帯状袋内に有して、たとえば患者の上腕部１２
に巻回されるカフ１０と、このカフ１０に配管２０を介
してそれぞれ接続された圧力センサ１４、切換弁１６、
および空気ポンプ１８とを備えている。この切換弁１６
は、カフ１０内への圧力の供給を許容する圧力供給状
態、カフ１０内を徐々に排圧する徐速排圧状態、および
カフ１０内を急速に排圧する急速排圧状態の３つの状態
に切り換えられるように構成されている。
袋を布製帯状袋内に有して、たとえば患者の上腕部１２
に巻回されるカフ１０と、このカフ１０に配管２０を介
してそれぞれ接続された圧力センサ１４、切換弁１６、
および空気ポンプ１８とを備えている。この切換弁１６
は、カフ１０内への圧力の供給を許容する圧力供給状
態、カフ１０内を徐々に排圧する徐速排圧状態、および
カフ１０内を急速に排圧する急速排圧状態の３つの状態
に切り換えられるように構成されている。
【００１９】圧力センサ１４は、カフ１０内の圧力を検
出して、その圧力を表す圧力信号ＳＰを静圧弁別回路２
２および脈波弁別回路２４にそれぞれ供給する。静圧弁
別回路２２はローパスフィルタを備え、圧力信号ＳＰに
含まれる定常的な圧力すなわちカフ圧Ｐc を表すカフ圧
信号ＳＫを弁別してそのカフ圧信号ＳＫをＡ／Ｄ変換器
２６を介して電子制御装置２８へ供給する。脈波弁別回
路２４はバンドパスフィルタを備え、圧力信号ＳＰの振
動成分であるカフ脈波信号ＳＭ1 を周波数的に弁別して
そのカフ脈波信号ＳＭ1 をＡ／Ｄ変換器３０を介して電
子制御装置２８へ供給する。このカフ脈波信号ＳＭ1
は、患者の心拍に同期して図示しない上腕動脈から発生
してカフ１０に伝達される圧力振動波を示している。
出して、その圧力を表す圧力信号ＳＰを静圧弁別回路２
２および脈波弁別回路２４にそれぞれ供給する。静圧弁
別回路２２はローパスフィルタを備え、圧力信号ＳＰに
含まれる定常的な圧力すなわちカフ圧Ｐc を表すカフ圧
信号ＳＫを弁別してそのカフ圧信号ＳＫをＡ／Ｄ変換器
２６を介して電子制御装置２８へ供給する。脈波弁別回
路２４はバンドパスフィルタを備え、圧力信号ＳＰの振
動成分であるカフ脈波信号ＳＭ1 を周波数的に弁別して
そのカフ脈波信号ＳＭ1 をＡ／Ｄ変換器３０を介して電
子制御装置２８へ供給する。このカフ脈波信号ＳＭ1
は、患者の心拍に同期して図示しない上腕動脈から発生
してカフ１０に伝達される圧力振動波を示している。
【００２０】上記電子制御装置２８は、ＣＰＵ２９、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。
【００２１】心電誘導装置３４は、生体の所定の部位に
貼り着けられる複数の電極３６を介して心筋の活動電位
を示す心電誘導波、所謂心電図を連続的に検出するもの
であり、その心電誘導波を示す信号ＳＭ2 を前記電子制
御装置２８へ供給する。なお、この心電誘導装置３４
は、心臓内の血液を大動脈へ向かって拍出開始する時期
に対応する心電誘導波のうちのＱ波或いはＲ波を検出す
るためのものであることから、第１脈波検出装置として
機能している。
貼り着けられる複数の電極３６を介して心筋の活動電位
を示す心電誘導波、所謂心電図を連続的に検出するもの
であり、その心電誘導波を示す信号ＳＭ2 を前記電子制
御装置２８へ供給する。なお、この心電誘導装置３４
は、心臓内の血液を大動脈へ向かって拍出開始する時期
に対応する心電誘導波のうちのＱ波或いはＲ波を検出す
るためのものであることから、第１脈波検出装置として
機能している。
【００２２】光電脈波センサとして機能する反射型光電
脈波検出プローブ３８（以下、単にプローブという）
は、生体の末梢部の脈波を検出する末梢脈波検出手段あ
るいは容積脈波検出手段として機能するものであり、例
えば、被測定者のカフの装着されていない側たとえば左
手の指尖部などの生体皮膚すなわち体表面４０に図示し
ない装着バンド等により密着した状態で装着され、毛細
血管を含む末梢動脈へ伝播した脈波を検出して光電脈波
信号ＳＭ3 （光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ 3 ）を
出力する。
脈波検出プローブ３８（以下、単にプローブという）
は、生体の末梢部の脈波を検出する末梢脈波検出手段あ
るいは容積脈波検出手段として機能するものであり、例
えば、被測定者のカフの装着されていない側たとえば左
手の指尖部などの生体皮膚すなわち体表面４０に図示し
ない装着バンド等により密着した状態で装着され、毛細
血管を含む末梢動脈へ伝播した脈波を検出して光電脈波
信号ＳＭ3 （光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ 3 ）を
出力する。
【００２３】プローブ３８は、一方向において開口する
容器状のハウジング４２と、そのハウジング４２の底部
内面の外周側に位置する部分に設けられ、ＬＥＤ等から
成る複数の第１発光素子４４、第２発光素子４５および
第３発光素子４６と、ハウジング４２の底部内面の中央
部分に設けられ、フォトダイオードやフォトトランジス
タ等から成る受光素子４７と、ハウジング４２内に一体
的に設けられて発光素子４４、４５、４６及び受光素子
４７を覆う透明な樹脂４８と、ハウジング４２内におい
て発光素子４４、４５、４６と受光素子４７との間に設
けられ、発光素子４４、４５、４６から前記体表面４０
に向かって照射された光のその体表面４０から受光素子
４７に向かう反射光を遮光する環状の遮蔽部材５０とを
備えて構成されている。
容器状のハウジング４２と、そのハウジング４２の底部
内面の外周側に位置する部分に設けられ、ＬＥＤ等から
成る複数の第１発光素子４４、第２発光素子４５および
第３発光素子４６と、ハウジング４２の底部内面の中央
部分に設けられ、フォトダイオードやフォトトランジス
タ等から成る受光素子４７と、ハウジング４２内に一体
的に設けられて発光素子４４、４５、４６及び受光素子
４７を覆う透明な樹脂４８と、ハウジング４２内におい
て発光素子４４、４５、４６と受光素子４７との間に設
けられ、発光素子４４、４５、４６から前記体表面４０
に向かって照射された光のその体表面４０から受光素子
４７に向かう反射光を遮光する環状の遮蔽部材５０とを
備えて構成されている。
【００２４】上記第１発光素子４４は、酸素飽和度によ
りヘモグロビンの吸光係数が影響される第１波長λ1 例
えば６６０ｎｍ程度の波長の赤色光を発光し、第２発光
素子４５は、酸素飽和度によりヘモグロビンの吸光係数
が影響されない第２波長λ2例えば８００ｎｍ程度の波
長の赤外光を発光し、第３発光素子は、酸素飽和度によ
りヘモグロビンの吸光係数が影響されない第３波長λ3
例えば１３００ｎｍ程度の波長の赤外光を発光するもの
である。
りヘモグロビンの吸光係数が影響される第１波長λ1 例
えば６６０ｎｍ程度の波長の赤色光を発光し、第２発光
素子４５は、酸素飽和度によりヘモグロビンの吸光係数
が影響されない第２波長λ2例えば８００ｎｍ程度の波
長の赤外光を発光し、第３発光素子は、酸素飽和度によ
りヘモグロビンの吸光係数が影響されない第３波長λ3
例えば１３００ｎｍ程度の波長の赤外光を発光するもの
である。
【００２５】図２において、１点鎖線は酸素化ヘモグロ
ビン（oxy-hemoglobin) の吸光係数を示し、実線は無酸
素化ヘモグロビン(deoxy-hemoglobin)の吸光係数を示し
ている。これらの発光素子４４，４５，４６は、一定時
間づつ順番に所定周波数で発光させられると共に、それ
ら発光素子４４，４５，４６から前記体表面４０に向か
って照射された光の体内の毛細血管が密集している部位
からの反射光は共通の受光素子４７によりそれぞれ受光
される。なお、発光素子４４，４５，４６の発光する光
の波長は上記の値に限られず、第１発光素子４４は酸素
化ヘモグロビンと無酸素化ヘモグロビンとの吸光係数が
大きく異なる波長の光を、第２発光素子４５および第３
発光素子４６はそれらの吸光係数が略同じとなる波長の
光をそれぞれ発光するものであればよい。
ビン（oxy-hemoglobin) の吸光係数を示し、実線は無酸
素化ヘモグロビン(deoxy-hemoglobin)の吸光係数を示し
ている。これらの発光素子４４，４５，４６は、一定時
間づつ順番に所定周波数で発光させられると共に、それ
ら発光素子４４，４５，４６から前記体表面４０に向か
って照射された光の体内の毛細血管が密集している部位
からの反射光は共通の受光素子４７によりそれぞれ受光
される。なお、発光素子４４，４５，４６の発光する光
の波長は上記の値に限られず、第１発光素子４４は酸素
化ヘモグロビンと無酸素化ヘモグロビンとの吸光係数が
大きく異なる波長の光を、第２発光素子４５および第３
発光素子４６はそれらの吸光係数が略同じとなる波長の
光をそれぞれ発光するものであればよい。
【００２６】図３は、上記プローブ３８のハウジング４
２の、その体表面４０に対向する面を見た図である。ハ
ウジング４２の中央部には受光素子４７が配置されてお
り、前記円環状の遮光部材５０が同心位置に固定されて
いるとともに、複数個の第１発光素子４４，第２発光素
子４５および第３発光素子４６が、その遮光部材５０の
外側であって、１点鎖線に示す半径ｒの同心円に沿って
順に配列されている。
２の、その体表面４０に対向する面を見た図である。ハ
ウジング４２の中央部には受光素子４７が配置されてお
り、前記円環状の遮光部材５０が同心位置に固定されて
いるとともに、複数個の第１発光素子４４，第２発光素
子４５および第３発光素子４６が、その遮光部材５０の
外側であって、１点鎖線に示す半径ｒの同心円に沿って
順に配列されている。
【００２７】受光素子４７は、その受光量に対応した大
きさの光電脈波信号ＳＭ3 をローパスフィルタ５２を介
して出力する。受光素子４７とローパスフィルタ５２と
の間には増幅器等が適宜設けられる。ローパスフィルタ
５２は、入力された光電脈波信号ＳＭ3 から脈波の周波
数よりも高い周波数を有するノイズを除去し、そのノイ
ズが除去された信号ＳＭ3 をデマルチプレクサ５４に出
力する。
きさの光電脈波信号ＳＭ3 をローパスフィルタ５２を介
して出力する。受光素子４７とローパスフィルタ５２と
の間には増幅器等が適宜設けられる。ローパスフィルタ
５２は、入力された光電脈波信号ＳＭ3 から脈波の周波
数よりも高い周波数を有するノイズを除去し、そのノイ
ズが除去された信号ＳＭ3 をデマルチプレクサ５４に出
力する。
【００２８】デマルチプレクサ５４は、電子制御装置２
８からの信号に従って第１発光素子４４，第２発光素子
４５及び第３発光素子４６の発光に同期して切り換えら
れることにより、前記光電脈波信号ＳＭ3 をそれぞれの
発光素子４４、４５、４６からの反射光による光電脈波
信号に分別する。すなわち、第１波長λ1 ６６０ｎｍの
赤色光による光電脈波信号ＳＶ1 をサンプルホールド回
路５６及びＡ／Ｄ変換器５８を介して、第２波長λ2 ８
００ｎｍの赤外光による光電脈波信号ＳＶ2 をサンプル
ホールド回路６０及びＡ／Ｄ変換器６２を介して、第３
波長λ3 １３００ｎｍの赤外光による光電脈波信号ＳＶ
3 をサンプルホールド回路６８及びＡ／Ｄ変換器６６を
介して、それぞれ電子制御装置２８の図示しないＩ／Ｏ
ポートに逐次供給する。
８からの信号に従って第１発光素子４４，第２発光素子
４５及び第３発光素子４６の発光に同期して切り換えら
れることにより、前記光電脈波信号ＳＭ3 をそれぞれの
発光素子４４、４５、４６からの反射光による光電脈波
信号に分別する。すなわち、第１波長λ1 ６６０ｎｍの
赤色光による光電脈波信号ＳＶ1 をサンプルホールド回
路５６及びＡ／Ｄ変換器５８を介して、第２波長λ2 ８
００ｎｍの赤外光による光電脈波信号ＳＶ2 をサンプル
ホールド回路６０及びＡ／Ｄ変換器６２を介して、第３
波長λ3 １３００ｎｍの赤外光による光電脈波信号ＳＶ
3 をサンプルホールド回路６８及びＡ／Ｄ変換器６６を
介して、それぞれ電子制御装置２８の図示しないＩ／Ｏ
ポートに逐次供給する。
【００２９】サンプルホールド回路５６，６０，６８
は、入力された光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 を
Ａ／Ｄ変換器５８，６２，６６へ出力する際に、前回出
力した光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 についての
Ａ／Ｄ変換器５８，６２，６６における変換作動が終了
するまでに、次に出力する光電脈波信号ＳＶ1 ，Ｓ
Ｖ2，ＳＶ3 をそれぞれ保持するためのものである。
は、入力された光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 を
Ａ／Ｄ変換器５８，６２，６６へ出力する際に、前回出
力した光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 についての
Ａ／Ｄ変換器５８，６２，６６における変換作動が終了
するまでに、次に出力する光電脈波信号ＳＶ1 ，Ｓ
Ｖ2，ＳＶ3 をそれぞれ保持するためのものである。
【００３０】電子制御装置２８のＣＰＵ２９は、ＲＡＭ
３３の記憶機能を利用しつつＲＯＭ３１に予め記憶され
たプログラムに従って測定動作を実行し、駆動回路６４
に制御信号ＳＬＶを出力して発光素子４４，４５，４６
を順次所定の周波数で一定時間づつ発光させる一方、そ
れら発光素子４４，４５，４６の発光に同期して切換信
号ＳＣを出力してデマルチプレクサ５４を切り換えるこ
とにより、前記光電脈波信号ＳＶ1 をサンプルホールド
回路５６に、光電脈波信号ＳＶ2 をサンプルホールド回
路６０に、光電脈波信号ＳＶ3 をサンプルホールド回路
６８にそれぞれ振り分ける。上記ＣＰＵ２９は、血中酸
素飽和度ＳａＯ２を算出するために予め記憶された演算
式から上記光電脈波信号ＳＶ1 およびＳＶ2 の振幅値に
基づいて生体の血中酸素飽和度ＳａＯ２を算出する。さ
らに上記ＣＰＵ２９は、上記光電脈波信号ＳＶ2 および
ＳＶ3 の振幅値に基づいて後述する方法によりヘマトク
リット値Ｈｔを算出する。
３３の記憶機能を利用しつつＲＯＭ３１に予め記憶され
たプログラムに従って測定動作を実行し、駆動回路６４
に制御信号ＳＬＶを出力して発光素子４４，４５，４６
を順次所定の周波数で一定時間づつ発光させる一方、そ
れら発光素子４４，４５，４６の発光に同期して切換信
号ＳＣを出力してデマルチプレクサ５４を切り換えるこ
とにより、前記光電脈波信号ＳＶ1 をサンプルホールド
回路５６に、光電脈波信号ＳＶ2 をサンプルホールド回
路６０に、光電脈波信号ＳＶ3 をサンプルホールド回路
６８にそれぞれ振り分ける。上記ＣＰＵ２９は、血中酸
素飽和度ＳａＯ２を算出するために予め記憶された演算
式から上記光電脈波信号ＳＶ1 およびＳＶ2 の振幅値に
基づいて生体の血中酸素飽和度ＳａＯ２を算出する。さ
らに上記ＣＰＵ２９は、上記光電脈波信号ＳＶ2 および
ＳＶ3 の振幅値に基づいて後述する方法によりヘマトク
リット値Ｈｔを算出する。
【００３１】図４は、上記血圧監視装置８における電子
制御装置２８の制御機能の要部を説明する機能ブロック
線図である。図４において、血圧測定手段７０は、カフ
圧制御手段７２によってたとえば生体の上腕に巻回され
たカフ１０の圧迫圧力が所定の目標圧力値ＰCM（たとえ
ば、１８０mmHg程度の圧力値）まで急速昇圧させた後に
３mmHg/sec程度の速度で徐速降圧させられる徐速降圧期
間内において、順次採取される脈波信号ＳＭ1 が表す脈
波の振幅の変化に基づきよく知られたオシロメトリック
法を用いて最高血圧値ＢＰSYS 、平均血圧値ＰMEAN、お
よび最低血圧値ＢＰDIA などを決定する。
制御装置２８の制御機能の要部を説明する機能ブロック
線図である。図４において、血圧測定手段７０は、カフ
圧制御手段７２によってたとえば生体の上腕に巻回され
たカフ１０の圧迫圧力が所定の目標圧力値ＰCM（たとえ
ば、１８０mmHg程度の圧力値）まで急速昇圧させた後に
３mmHg/sec程度の速度で徐速降圧させられる徐速降圧期
間内において、順次採取される脈波信号ＳＭ1 が表す脈
波の振幅の変化に基づきよく知られたオシロメトリック
法を用いて最高血圧値ＢＰSYS 、平均血圧値ＰMEAN、お
よび最低血圧値ＢＰDIA などを決定する。
【００３２】心拍周期決定手段７３は、心電誘導装置３
４により得られた心電誘導波形の所定部位間の間隔たと
えばＲ波間隔を計測することにより心拍周期ＲＲを決定
する。また、脈波伝播情報算出手段７４は、図６に示す
ように心電誘導装置３４により逐次検出される心電誘導
波の周期毎に発生する所定の部位たとえばＲ波から、プ
ローブ３８により逐次検出される光電脈波信号ＳＭ3
（すなわち、ＳＶ1 あるいはＳＶ2 あるいはＳＶ3 ）の
周期毎に発生する所定の部位たとえば立ち上がり点或い
は最大傾斜点までの時間差（脈波伝播時間）ＤＴRPを一
拍毎に逐次算出し、予め記憶される数式１から、被測定
者の動脈内を伝播する脈波の伝播速度ＶM（m/sec ）を
逐次算出する。尚、数式１において、Ｌ（ｍ）は左心室
から大動脈を経て前記プローブ３８が装着される部位ま
での距離であり、ＴPEP （ｓec）は心電誘導波形のＲ波
から光電脈波の下ピーク点までの前駆出期間である。こ
れらの距離Ｌおよび前駆出期間ＴPEP は定数であり、予
め実験的に求められた値が用いられる。
４により得られた心電誘導波形の所定部位間の間隔たと
えばＲ波間隔を計測することにより心拍周期ＲＲを決定
する。また、脈波伝播情報算出手段７４は、図６に示す
ように心電誘導装置３４により逐次検出される心電誘導
波の周期毎に発生する所定の部位たとえばＲ波から、プ
ローブ３８により逐次検出される光電脈波信号ＳＭ3
（すなわち、ＳＶ1 あるいはＳＶ2 あるいはＳＶ3 ）の
周期毎に発生する所定の部位たとえば立ち上がり点或い
は最大傾斜点までの時間差（脈波伝播時間）ＤＴRPを一
拍毎に逐次算出し、予め記憶される数式１から、被測定
者の動脈内を伝播する脈波の伝播速度ＶM（m/sec ）を
逐次算出する。尚、数式１において、Ｌ（ｍ）は左心室
から大動脈を経て前記プローブ３８が装着される部位ま
での距離であり、ＴPEP （ｓec）は心電誘導波形のＲ波
から光電脈波の下ピーク点までの前駆出期間である。こ
れらの距離Ｌおよび前駆出期間ＴPEP は定数であり、予
め実験的に求められた値が用いられる。
【００３３】
【数１】ＶM ＝Ｌ／（ＤＴRP−ＴPEP ）
【００３４】対応関係決定手段７６は、血圧測定手段７
０により測定された最高血圧値ＢＰ SYS とそれぞれの血
圧測定期間内における脈波伝播時間ＤＴRP或いは脈波伝
播速度ＶM 、たとえばそのカフ昇圧期間内における脈波
伝播時間ＤＴRP或いは伝播速度ＶM の平均値に基づい
て、数式２或いは数式３で示される脈波伝播時間ＤＴRP
或いは伝播速度ＶM と最高血圧値ＢＰSYS との関係式に
おける係数α及びβを、予め決定する。なお、上記最高
血圧値ＢＰSYS に代えて、血圧測定手段７０により測定
された平均血圧値ＢＰMEAN或いは最低血圧値ＢＰDIA と
血圧測定期間内における脈波伝播時間ＤＴRP或いは伝播
速度ＶM との関係が求められてもよい。要するに、監視
（推定）血圧値ＥＢＰを最高血圧値とするか、平均血圧
値とするか、最低血圧値とするかによって選択される。
０により測定された最高血圧値ＢＰ SYS とそれぞれの血
圧測定期間内における脈波伝播時間ＤＴRP或いは脈波伝
播速度ＶM 、たとえばそのカフ昇圧期間内における脈波
伝播時間ＤＴRP或いは伝播速度ＶM の平均値に基づい
て、数式２或いは数式３で示される脈波伝播時間ＤＴRP
或いは伝播速度ＶM と最高血圧値ＢＰSYS との関係式に
おける係数α及びβを、予め決定する。なお、上記最高
血圧値ＢＰSYS に代えて、血圧測定手段７０により測定
された平均血圧値ＢＰMEAN或いは最低血圧値ＢＰDIA と
血圧測定期間内における脈波伝播時間ＤＴRP或いは伝播
速度ＶM との関係が求められてもよい。要するに、監視
（推定）血圧値ＥＢＰを最高血圧値とするか、平均血圧
値とするか、最低血圧値とするかによって選択される。
【００３５】
【数２】ＥＢＰ＝α（ＤＴRP）＋β （但し、αは負の定数、βは正の定数）
【００３６】
【数３】ＥＢＰ＝α（ＶM ）＋β （但し、αは正の定数、βは正の定数）
【００３７】推定血圧値決定手段７８は、生体の血圧値
とその生体の脈波伝播時間ＤＴRP或いは伝播速度ＶM と
の間の上記対応関係（数式２および数式３）から、脈波
伝播情報算出手段７４により逐次算出される生体の実際
の脈波伝播時間ＤＴRP或いは伝播速度ＶM に基づいて推
定血圧値ＥＢＰを逐次決定する。決定された推定血圧値
ＥＢＰは、図７に示すように、前述の心拍周期ＲＲおよ
び後述する脈波面積ＶＲ、酸素飽和度ＳａＯ２およびヘ
マトクリット値Ｈｔと共に表示器３２に共通の時間軸に
沿って対比可能にトレンド表示される。
とその生体の脈波伝播時間ＤＴRP或いは伝播速度ＶM と
の間の上記対応関係（数式２および数式３）から、脈波
伝播情報算出手段７４により逐次算出される生体の実際
の脈波伝播時間ＤＴRP或いは伝播速度ＶM に基づいて推
定血圧値ＥＢＰを逐次決定する。決定された推定血圧値
ＥＢＰは、図７に示すように、前述の心拍周期ＲＲおよ
び後述する脈波面積ＶＲ、酸素飽和度ＳａＯ２およびヘ
マトクリット値Ｈｔと共に表示器３２に共通の時間軸に
沿って対比可能にトレンド表示される。
【００３８】脈波面積算出手段８０は、プローブ３８に
より得られた光電脈波の面積Ｓをその１周期Ｗおよび振
幅Ｌに基づいて正規化して算出し、正規化脈波面積ＶＲ
を算出する。すなわち、上記光電脈波は、図５に示すよ
うに、数ミリ或いは十数ミリ毎のサンプリング周期毎に
入力される光電脈波の大きさを示す点の連なりにより構
成されており、その１周期Ｗ内において光電脈波を積分
（加算）することにより光電脈波の面積Ｓが求められた
後、Ｓ／（Ｗ×Ｌ）なる演算が行われることにより正規
化脈波面積ＶＲが算出される。この正規化脈波面積ＶＲ
は、その１周期Ｗと振幅Ｌとによって囲まれる矩形内に
おける面積割合を示す無次元の値であり、％ＭＡＰとし
ても称される。この脈波面積算出手段８０において面積
Ｓを算出するために用いられる光電脈波信号は、第１波
長λ1 の反射光による光電脈波信号ＳＶ1 、第２波長λ
2 の反射光による光電脈波信号ＳＶ2 、第３波長λ3 の
反射光による光電脈波信号ＳＶ3 のいずれも用いられ得
るが、酸素飽和度により吸光係数が影響されず、且つ吸
光係数の絶対値が比較的大きい光電脈波信号ＳＶ2が好
適に用いられる。
より得られた光電脈波の面積Ｓをその１周期Ｗおよび振
幅Ｌに基づいて正規化して算出し、正規化脈波面積ＶＲ
を算出する。すなわち、上記光電脈波は、図５に示すよ
うに、数ミリ或いは十数ミリ毎のサンプリング周期毎に
入力される光電脈波の大きさを示す点の連なりにより構
成されており、その１周期Ｗ内において光電脈波を積分
（加算）することにより光電脈波の面積Ｓが求められた
後、Ｓ／（Ｗ×Ｌ）なる演算が行われることにより正規
化脈波面積ＶＲが算出される。この正規化脈波面積ＶＲ
は、その１周期Ｗと振幅Ｌとによって囲まれる矩形内に
おける面積割合を示す無次元の値であり、％ＭＡＰとし
ても称される。この脈波面積算出手段８０において面積
Ｓを算出するために用いられる光電脈波信号は、第１波
長λ1 の反射光による光電脈波信号ＳＶ1 、第２波長λ
2 の反射光による光電脈波信号ＳＶ2 、第３波長λ3 の
反射光による光電脈波信号ＳＶ3 のいずれも用いられ得
るが、酸素飽和度により吸光係数が影響されず、且つ吸
光係数の絶対値が比較的大きい光電脈波信号ＳＶ2が好
適に用いられる。
【００３９】周波数解析手段８２は、高速フ−リエ変換
法を利用した周波数解析を予め設定された所定の区間毎
に施すことにより、受光素子４７から出力された光電脈
波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 から、それぞれの光電脈
波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ 3 の交流成分および直流成
分を決定する。すなわち、その所定区間毎の第１光電脈
波信号ＳＶ1 からその交流成分ＡＣ1 および直流成分Ｄ
Ｃ1 を、第２光電脈波信号ＳＶ2 からその交流成分ＡＣ
2 および直流成分ＤＣ2 を、第３光電脈波信号ＳＶ3 か
らその交流成分ＡＣ3 および直流成分ＤＣ3 をそれぞれ
逐次決定する。上記第１光電脈波信号ＳＶ1 ，第２光電
脈波信号ＳＶ2 および第３光電脈波信号ＳＶ3 は、生体
組織の毛細血管内の血液容積の心拍に同期した脈動に同
期して変化させられるので、上記交流成分ＡＣ1 ，ＡＣ
2 ，ＡＣ3 は、生体の脈拍数ＰＲ（１／分）すなわち脈
拍周波数ＰＦ（Hz）に相当する周波数成分の信号電力
（ワット）として得られ、上記直流成分ＤＣ1 ，ＤＣ
2 ，ＤＣ3 は、直流に相当する周波数成分の信号電力
（ワット）として得られる。図８には、上記周波数解析
によって得られた光電脈波信号の例として第１光電脈波
信号ＳＶ1 の周波数スペクトルの例が示されている。
法を利用した周波数解析を予め設定された所定の区間毎
に施すことにより、受光素子４７から出力された光電脈
波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 から、それぞれの光電脈
波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ 3 の交流成分および直流成
分を決定する。すなわち、その所定区間毎の第１光電脈
波信号ＳＶ1 からその交流成分ＡＣ1 および直流成分Ｄ
Ｃ1 を、第２光電脈波信号ＳＶ2 からその交流成分ＡＣ
2 および直流成分ＤＣ2 を、第３光電脈波信号ＳＶ3 か
らその交流成分ＡＣ3 および直流成分ＤＣ3 をそれぞれ
逐次決定する。上記第１光電脈波信号ＳＶ1 ，第２光電
脈波信号ＳＶ2 および第３光電脈波信号ＳＶ3 は、生体
組織の毛細血管内の血液容積の心拍に同期した脈動に同
期して変化させられるので、上記交流成分ＡＣ1 ，ＡＣ
2 ，ＡＣ3 は、生体の脈拍数ＰＲ（１／分）すなわち脈
拍周波数ＰＦ（Hz）に相当する周波数成分の信号電力
（ワット）として得られ、上記直流成分ＤＣ1 ，ＤＣ
2 ，ＤＣ3 は、直流に相当する周波数成分の信号電力
（ワット）として得られる。図８には、上記周波数解析
によって得られた光電脈波信号の例として第１光電脈波
信号ＳＶ1 の周波数スペクトルの例が示されている。
【００４０】上記周波数解析手段８２により周波数解析
が行われる区間は、測定対象の生体の呼吸周期ＴREの半
周期或いは１周期の整数倍、たとえば脈拍周期の２或い
は４倍の時間の整数倍の時間に設定される。動脈内血圧
は呼吸周期に同期して変動することが知られており、こ
れにより生体組織の毛細血管内の血液容積も脈拍に同期
して脈動しつつ上記呼吸周期に同期してうねり変動を生
じることから、前記光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ
3 も図９に示すようにその呼吸周期に同期する変動を受
ける。そのため、上記のようにすれば、区間内の信号が
平均化されて少なくとも呼吸性変動の影響が好適に解消
される。
が行われる区間は、測定対象の生体の呼吸周期ＴREの半
周期或いは１周期の整数倍、たとえば脈拍周期の２或い
は４倍の時間の整数倍の時間に設定される。動脈内血圧
は呼吸周期に同期して変動することが知られており、こ
れにより生体組織の毛細血管内の血液容積も脈拍に同期
して脈動しつつ上記呼吸周期に同期してうねり変動を生
じることから、前記光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ
3 も図９に示すようにその呼吸周期に同期する変動を受
ける。そのため、上記のようにすれば、区間内の信号が
平均化されて少なくとも呼吸性変動の影響が好適に解消
される。
【００４１】交直成分比算出手段８４は、上記周波数解
析手段８２により決定された光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ
2 ，ＳＶ3 の交流成分ＡＣ1 ，ＡＣ2 ，ＡＣ3 および直
流成分ＤＣ1 ，ＤＣ2 ，ＤＣ3 から、その交直成分比
（ＡＣ1 ／ＤＣ1 ），（ＡＣ2／ＤＣ2 ），（ＡＣ3 ／
ＤＣ3 ）をそれぞれ算出する。
析手段８２により決定された光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ
2 ，ＳＶ3 の交流成分ＡＣ1 ，ＡＣ2 ，ＡＣ3 および直
流成分ＤＣ1 ，ＤＣ2 ，ＤＣ3 から、その交直成分比
（ＡＣ1 ／ＤＣ1 ），（ＡＣ2／ＤＣ2 ），（ＡＣ3 ／
ＤＣ3 ）をそれぞれ算出する。
【００４２】酸素飽和度算出手段８５は、たとえば予め
設定された数式４に示す関係から、酸素化ヘモグロビン
と無酸素化ヘモグロビンとの吸光係数差が大きい波長λ
1 における交直成分比および酸素化ヘモグロビンと無酸
素化ヘモグロビンとの吸光係数が略同じとなる波長λ2
における交直成分比を算出する。たとえば、前記第１光
電脈波信号ＳＶ1 の交直成分比（ＡＣ1 ／ＤＣ1 ）と第
２光電脈波信号ＳＶ2の交直成分比（ＡＣ2 ／ＤＣ2 ）
を算出し、たとえば数式４に示す予め求められた関係か
ら、その比Ｒ1 ＝｛（ＡＣ1 ／ＤＣ1 ）／（ＡＣ2 ／Ｄ
Ｃ2 ）｝に基づいて、前記生体の酸素飽和度ＳａＯ２を
算出する。なお、数式４において、Ａは傾きを示す負の
定数であり、Ｂは切片を示す定数である。
設定された数式４に示す関係から、酸素化ヘモグロビン
と無酸素化ヘモグロビンとの吸光係数差が大きい波長λ
1 における交直成分比および酸素化ヘモグロビンと無酸
素化ヘモグロビンとの吸光係数が略同じとなる波長λ2
における交直成分比を算出する。たとえば、前記第１光
電脈波信号ＳＶ1 の交直成分比（ＡＣ1 ／ＤＣ1 ）と第
２光電脈波信号ＳＶ2の交直成分比（ＡＣ2 ／ＤＣ2 ）
を算出し、たとえば数式４に示す予め求められた関係か
ら、その比Ｒ1 ＝｛（ＡＣ1 ／ＤＣ1 ）／（ＡＣ2 ／Ｄ
Ｃ2 ）｝に基づいて、前記生体の酸素飽和度ＳａＯ２を
算出する。なお、数式４において、Ａは傾きを示す負の
定数であり、Ｂは切片を示す定数である。
【００４３】
【数４】ＳａＯ２＝Ａ×Ｒ1 ＋Ｂ
【００４４】ヘマトクリット値算出手段８６は、末梢脈
波検出手段として機能しているプロ−ブ３８により検出
された末梢部の脈波から生体の血液中のヘマトクリット
値Ｈｔを連続的に算出する。すなわち、交直成分比算出
手段８４において算出された酸素化ヘモグロビンと無酸
素化ヘモグロビンとの吸光係数が略同じとなる２つの波
長すなわち第２光電脈波信号ＳＶ2 の波長λ2 （８００
ｎｍ）および第３光電脈波信号の波長λ3 （１３００ｎ
ｍ）における交直成分比（ＡＣ2 ／ＤＣ2 ）および（Ａ
Ｃ3 ／ＤＣ3 ）より、その比Ｒ2 ＝｛（ＡＣ2 ／ＤＣ
2 ）／（ＡＣ3 ／ＤＣ3 ）｝を算出し、その比Ｒ2 に基
づいて例えば図１０に示すような予め決定された関係か
ら前記生体の血液中の血球濃度（％）を表す値であるヘ
マトクリット値Ｈｔを算出する。このヘマトクリット値
Ｈｔは血圧と負の相関関係があることが知られており、
ヘマトクリット値Ｈｔの変動より血圧の変動が推定でき
るものである。
波検出手段として機能しているプロ−ブ３８により検出
された末梢部の脈波から生体の血液中のヘマトクリット
値Ｈｔを連続的に算出する。すなわち、交直成分比算出
手段８４において算出された酸素化ヘモグロビンと無酸
素化ヘモグロビンとの吸光係数が略同じとなる２つの波
長すなわち第２光電脈波信号ＳＶ2 の波長λ2 （８００
ｎｍ）および第３光電脈波信号の波長λ3 （１３００ｎ
ｍ）における交直成分比（ＡＣ2 ／ＤＣ2 ）および（Ａ
Ｃ3 ／ＤＣ3 ）より、その比Ｒ2 ＝｛（ＡＣ2 ／ＤＣ
2 ）／（ＡＣ3 ／ＤＣ3 ）｝を算出し、その比Ｒ2 に基
づいて例えば図１０に示すような予め決定された関係か
ら前記生体の血液中の血球濃度（％）を表す値であるヘ
マトクリット値Ｈｔを算出する。このヘマトクリット値
Ｈｔは血圧と負の相関関係があることが知られており、
ヘマトクリット値Ｈｔの変動より血圧の変動が推定でき
るものである。
【００４５】血圧測定起動手段９２は、推定血圧値決定
手段７８により決定された推定血圧値ＥＢＰが予め設定
された判断基準値を越え、且つ上記ヘマトクリット値Ｈ
ｔ、心拍周期ＲＲおよび脈波面積ＶＲの少なくとも一つ
が予め設定された判断基準値を越えたことに基づいて前
記血圧測定手段７０による血圧測定を起動させる。すな
わち、血圧測定起動手段９２は、推定血圧値決定手段７
８により決定された推定血圧値ＥＢＰが予め設定された
判断基準値たとえば血圧測定手段７０による前回のカフ
による血圧測定時を基準としてそれから所定値或いは所
定割合以上変化したことを以て異常判定する推定血圧値
異常判定手段８７、ヘマトクリット値算出手段８６によ
り決定されたヘマトクリット値Ｈｔが予め設定された判
断基準値たとえば血圧測定手段７０による前回のカフに
よる血圧測定時を基準としてそれから所定値或いは所定
割合以上変化したことを以て異常判定するヘマトクリッ
ト値異常判定手段９０、心拍周期決定手段７３により決
定された心拍周期ＲＲが予め設定された判断基準値たと
えば血圧測定手段７０による前回のカフによる血圧測定
時を基準としてそれから所定値或いは所定割合以上変化
したことを以て異常判定する心拍周期異常判定手段８
８、脈波面積算出手段８０により算出された脈波面積Ｖ
Ｒが予め設定された判断基準値たとえば血圧測定手段７
０による前回のカフによる血圧測定時を基準としてそれ
から所定値或いは所定割合以上変化したことを以て異常
判定する脈波面積異常判定手段８９を備え、上記推定血
圧値異常判定手段８７により推定血圧値ＥＢＰの異常が
判定され、且つヘマトクリット値異常判定手段９０によ
りヘマトクリット値Ｈｔの異常が判定されるか、心拍周
期異常判定手段８８により心拍周期ＲＲの異常が判定さ
れるか、或いは脈波面積異常判定手段８９により脈波面
積ＶＲの異常が判定された場合に、前記血圧測定手段７
０による血圧測定を起動させる。
手段７８により決定された推定血圧値ＥＢＰが予め設定
された判断基準値を越え、且つ上記ヘマトクリット値Ｈ
ｔ、心拍周期ＲＲおよび脈波面積ＶＲの少なくとも一つ
が予め設定された判断基準値を越えたことに基づいて前
記血圧測定手段７０による血圧測定を起動させる。すな
わち、血圧測定起動手段９２は、推定血圧値決定手段７
８により決定された推定血圧値ＥＢＰが予め設定された
判断基準値たとえば血圧測定手段７０による前回のカフ
による血圧測定時を基準としてそれから所定値或いは所
定割合以上変化したことを以て異常判定する推定血圧値
異常判定手段８７、ヘマトクリット値算出手段８６によ
り決定されたヘマトクリット値Ｈｔが予め設定された判
断基準値たとえば血圧測定手段７０による前回のカフに
よる血圧測定時を基準としてそれから所定値或いは所定
割合以上変化したことを以て異常判定するヘマトクリッ
ト値異常判定手段９０、心拍周期決定手段７３により決
定された心拍周期ＲＲが予め設定された判断基準値たと
えば血圧測定手段７０による前回のカフによる血圧測定
時を基準としてそれから所定値或いは所定割合以上変化
したことを以て異常判定する心拍周期異常判定手段８
８、脈波面積算出手段８０により算出された脈波面積Ｖ
Ｒが予め設定された判断基準値たとえば血圧測定手段７
０による前回のカフによる血圧測定時を基準としてそれ
から所定値或いは所定割合以上変化したことを以て異常
判定する脈波面積異常判定手段８９を備え、上記推定血
圧値異常判定手段８７により推定血圧値ＥＢＰの異常が
判定され、且つヘマトクリット値異常判定手段９０によ
りヘマトクリット値Ｈｔの異常が判定されるか、心拍周
期異常判定手段８８により心拍周期ＲＲの異常が判定さ
れるか、或いは脈波面積異常判定手段８９により脈波面
積ＶＲの異常が判定された場合に、前記血圧測定手段７
０による血圧測定を起動させる。
【００４６】図１１は、上記血圧監視装置８の電子制御
装置２８における制御作動の要部を説明するフローチャ
ートである。図１１において、ステップＳＡ１（以下、
ステップを省略する。）において図示しないフラグ、カ
ウンタ、レジスタをクリアする初期処理が実行された
後、脈波伝播情報算出手段７４に対応するＳＡ２では、
カフ昇圧期間において、心電誘導波形のＲ波からプロー
ブ３８により逐次検出される光電脈波の立ち上がり点ま
での時間差すなわち伝播時間ＤＴRPが決定され、前記数
式１からその伝播時間ＤＴRPに基づいて脈波伝播速度Ｖ
M （m/sec ）が算出される。
装置２８における制御作動の要部を説明するフローチャ
ートである。図１１において、ステップＳＡ１（以下、
ステップを省略する。）において図示しないフラグ、カ
ウンタ、レジスタをクリアする初期処理が実行された
後、脈波伝播情報算出手段７４に対応するＳＡ２では、
カフ昇圧期間において、心電誘導波形のＲ波からプロー
ブ３８により逐次検出される光電脈波の立ち上がり点ま
での時間差すなわち伝播時間ＤＴRPが決定され、前記数
式１からその伝播時間ＤＴRPに基づいて脈波伝播速度Ｖ
M （m/sec ）が算出される。
【００４７】次いで、前記カフ圧制御手段７２に対応す
るＳＡ３およびＳＡ４では、切換弁１６が圧力供給状態
に切り換えられ且つ空気ポンプ１８が駆動されることに
より、血圧測定のためにカフ１０の急速昇圧が開始され
るとともに、カフ圧ＰC が１８０mmHg程度に予め設定さ
れた目標圧迫圧ＰCM以上となったか否かが判断される。
このＳＡ４の判断が否定された場合は、上記ＳＡ２以下
が繰り返し実行されることによりカフ圧ＰC の上昇が継
続される。
るＳＡ３およびＳＡ４では、切換弁１６が圧力供給状態
に切り換えられ且つ空気ポンプ１８が駆動されることに
より、血圧測定のためにカフ１０の急速昇圧が開始され
るとともに、カフ圧ＰC が１８０mmHg程度に予め設定さ
れた目標圧迫圧ＰCM以上となったか否かが判断される。
このＳＡ４の判断が否定された場合は、上記ＳＡ２以下
が繰り返し実行されることによりカフ圧ＰC の上昇が継
続される。
【００４８】しかし、カフ圧ＰC の上昇により上記ＳＡ
４の判断が肯定されると、前記血圧測定手段７０に対応
するＳＡ５において、血圧測定アルゴリズムが実行され
る。すなわち、空気ポンプ１８を停止させ且つ切換弁１
６を徐速排圧状態に切り換えてカフ１０内の圧力を予め
定められた３mmHg/sec程度の緩やかな速度で下降させる
ことにより、この徐速降圧過程で逐次得られる脈波信号
ＳＭ1 が表す脈波の振幅の変化に基づいて、良く知られ
たオシロメトリック方式の血圧値決定アルゴリズムに従
って最高血圧値ＢＰSYS 、平均血圧値ＢＰMEAN、および
最低血圧値ＢＰ DIA が測定されるとともに、脈波間隔に
基づいて脈拍数などが決定されるのである。そして、そ
の測定された血圧値および脈拍数などが表示器３２に表
示されるとともに、切換弁１６が急速排圧状態に切り換
えられてカフ１０内が急速に排圧される。
４の判断が肯定されると、前記血圧測定手段７０に対応
するＳＡ５において、血圧測定アルゴリズムが実行され
る。すなわち、空気ポンプ１８を停止させ且つ切換弁１
６を徐速排圧状態に切り換えてカフ１０内の圧力を予め
定められた３mmHg/sec程度の緩やかな速度で下降させる
ことにより、この徐速降圧過程で逐次得られる脈波信号
ＳＭ1 が表す脈波の振幅の変化に基づいて、良く知られ
たオシロメトリック方式の血圧値決定アルゴリズムに従
って最高血圧値ＢＰSYS 、平均血圧値ＢＰMEAN、および
最低血圧値ＢＰ DIA が測定されるとともに、脈波間隔に
基づいて脈拍数などが決定されるのである。そして、そ
の測定された血圧値および脈拍数などが表示器３２に表
示されるとともに、切換弁１６が急速排圧状態に切り換
えられてカフ１０内が急速に排圧される。
【００４９】次に、前記対応関係決定手段７６に対応す
るＳＡ６では、ＳＡ２において求められたカフ昇圧期間
内の脈波伝播時間ＤＴRP或いは脈波伝播速度ＶM の平均
値と、ＳＡ５において測定されたカフ１０による血圧値
ＢＰSYS 、ＢＰMEAN、またはＢＰDIA との間の対応関係
が求められる。すなわち、ＳＡ５において血圧値ＢＰ
SYS 、ＢＰMEAN、およびＢＰDIA が測定されると、それ
ら血圧値ＢＰSYS 、ＢＰ MEAN、またはＢＰDIA のうちの
１つと、脈波伝播時間ＤＴRP或いは脈波伝播速度ＶM と
に基づいて、脈波伝播時間ＤＴRP或いは脈波伝播速度Ｖ
M と推定血圧値ＥＢＰとの間の対応関係（数式２或いは
数式３）が決定されるのである。
るＳＡ６では、ＳＡ２において求められたカフ昇圧期間
内の脈波伝播時間ＤＴRP或いは脈波伝播速度ＶM の平均
値と、ＳＡ５において測定されたカフ１０による血圧値
ＢＰSYS 、ＢＰMEAN、またはＢＰDIA との間の対応関係
が求められる。すなわち、ＳＡ５において血圧値ＢＰ
SYS 、ＢＰMEAN、およびＢＰDIA が測定されると、それ
ら血圧値ＢＰSYS 、ＢＰ MEAN、またはＢＰDIA のうちの
１つと、脈波伝播時間ＤＴRP或いは脈波伝播速度ＶM と
に基づいて、脈波伝播時間ＤＴRP或いは脈波伝播速度Ｖ
M と推定血圧値ＥＢＰとの間の対応関係（数式２或いは
数式３）が決定されるのである。
【００５０】上記のようにして脈波伝播情報血圧対応関
係が決定されると、ＳＡ７において、心電誘導波形のＲ
波および光電脈波信号ＳＭ3 が入力されたか否かが判断
される。このＳＡ７の判断が否定された場合はＳＡ７が
繰り返し実行されるが、肯定された場合は、前記脈波伝
播情報算出手段７４に対応するＳＡ８において、新たに
入力された心電誘導波形のＲ波および光電脈波信号ＳＭ
3 についての脈波伝播時間ＤＴRPおよび脈波伝播速度Ｖ
M がＳＡ２と同様にして算出される。
係が決定されると、ＳＡ７において、心電誘導波形のＲ
波および光電脈波信号ＳＭ3 が入力されたか否かが判断
される。このＳＡ７の判断が否定された場合はＳＡ７が
繰り返し実行されるが、肯定された場合は、前記脈波伝
播情報算出手段７４に対応するＳＡ８において、新たに
入力された心電誘導波形のＲ波および光電脈波信号ＳＭ
3 についての脈波伝播時間ＤＴRPおよび脈波伝播速度Ｖ
M がＳＡ２と同様にして算出される。
【００５１】そして、推定血圧値決定手段７８に対応す
るＳＡ９において、上記ＳＡ６において求められた伝播
情報血圧対応関係から、上記ＳＡ８において求められた
脈波伝播時間ＤＴRP或いは脈波伝播速度ＶM に基づい
て、推定血圧値ＥＢＰ（最高血圧値、平均血圧値、或い
は最低血圧値）が決定され、且つ一拍毎の推定血圧値Ｅ
ＢＰをトレンド表示させるために表示器３２に出力され
る。
るＳＡ９において、上記ＳＡ６において求められた伝播
情報血圧対応関係から、上記ＳＡ８において求められた
脈波伝播時間ＤＴRP或いは脈波伝播速度ＶM に基づい
て、推定血圧値ＥＢＰ（最高血圧値、平均血圧値、或い
は最低血圧値）が決定され、且つ一拍毎の推定血圧値Ｅ
ＢＰをトレンド表示させるために表示器３２に出力され
る。
【００５２】次いで、前記血圧測定起動手段９２に対応
するＳＡ１０では、たとえば図１２に示す血圧測定起動
判定ルーチンが実行されることにより、推定血圧値ＥＢ
Ｐが予め設定された判断基準値を越え、且つ前記ヘマト
クリット値Ｈｔ、心拍周期ＲＲおよび脈波面積ＶＲの少
なくとも一つが予め設定された判断基準値を越えたこと
に基づいて前記血圧測定手段７０による血圧測定を起動
させる。
するＳＡ１０では、たとえば図１２に示す血圧測定起動
判定ルーチンが実行されることにより、推定血圧値ＥＢ
Ｐが予め設定された判断基準値を越え、且つ前記ヘマト
クリット値Ｈｔ、心拍周期ＲＲおよび脈波面積ＶＲの少
なくとも一つが予め設定された判断基準値を越えたこと
に基づいて前記血圧測定手段７０による血圧測定を起動
させる。
【００５３】図１２において、前記心拍周期決定手段７
３に対応するＳＢ１では、心電誘導装置３４により得ら
れた心電誘導波形から心拍周期ＲＲが算出され、図７に
示すように表示器３２に表示された後、前記心拍周期異
常判定手段８８に対応するＳＢ２では、心拍周期ＲＲが
異常であるか否かが、たとえば前回のカフによる血圧測
定時を基準としてそれから所定値或いは所定割合（たと
えば上下へ５％）以上変化した状態が所定の拍数たとえ
ば２０拍以上連続したことを以て判定される。このＳＢ
２の判断が否定された場合はＳＢ４以下が直接的に実行
されるが、肯定された場合は、ＳＢ３において上記心拍
周期ＲＲの異常を示すためのＲＲフラグがオン状態とさ
れる。
３に対応するＳＢ１では、心電誘導装置３４により得ら
れた心電誘導波形から心拍周期ＲＲが算出され、図７に
示すように表示器３２に表示された後、前記心拍周期異
常判定手段８８に対応するＳＢ２では、心拍周期ＲＲが
異常であるか否かが、たとえば前回のカフによる血圧測
定時を基準としてそれから所定値或いは所定割合（たと
えば上下へ５％）以上変化した状態が所定の拍数たとえ
ば２０拍以上連続したことを以て判定される。このＳＢ
２の判断が否定された場合はＳＢ４以下が直接的に実行
されるが、肯定された場合は、ＳＢ３において上記心拍
周期ＲＲの異常を示すためのＲＲフラグがオン状態とさ
れる。
【００５４】次いで、前記脈波面積算出手段８０に対応
するＳＢ４では、プローブ３８により得られた光電脈波
信号ＳＶ2 から正規化脈波面積ＶＲが算出され、図７に
示すように表示器３２に表示された後、ＳＢ５におい
て、末梢部で検出された光電脈波が正常であるか否かが
判断される。このＳＢ５は、光電脈波の形状が異常、た
とえば基線の傾斜が所定以上であるもの、或いは校正が
入ることによって脈波形状が途中でずれているものなど
を除去するためのものである。上記ＳＢ５の判断が否定
された場合はＳＢ１３以下が実行されるが、肯定された
場合には、ＳＢ６以下が実行される。
するＳＢ４では、プローブ３８により得られた光電脈波
信号ＳＶ2 から正規化脈波面積ＶＲが算出され、図７に
示すように表示器３２に表示された後、ＳＢ５におい
て、末梢部で検出された光電脈波が正常であるか否かが
判断される。このＳＢ５は、光電脈波の形状が異常、た
とえば基線の傾斜が所定以上であるもの、或いは校正が
入ることによって脈波形状が途中でずれているものなど
を除去するためのものである。上記ＳＢ５の判断が否定
された場合はＳＢ１３以下が実行されるが、肯定された
場合には、ＳＢ６以下が実行される。
【００５５】前記脈波面積異常判定手段８９に対応する
ＳＢ６では、ＳＢ４において算出された正規化脈波面積
ＶＲが異常であるか否かが、たとえば前回のカフによる
血圧測定時を基準としてそれから所定値或いは所定割合
（たとえば上下へ３％）以上変化した状態が所定の拍数
たとえば２０拍以上連続したことを以て判定される。こ
のＳＢ６の判断が否定された場合はＳＢ８以下が直接的
に実行されるが、肯定された場合は、ＳＢ７において上
記脈波面積ＶＲの異常を示すためのＶＲフラグがオン状
態とされる。
ＳＢ６では、ＳＢ４において算出された正規化脈波面積
ＶＲが異常であるか否かが、たとえば前回のカフによる
血圧測定時を基準としてそれから所定値或いは所定割合
（たとえば上下へ３％）以上変化した状態が所定の拍数
たとえば２０拍以上連続したことを以て判定される。こ
のＳＢ６の判断が否定された場合はＳＢ８以下が直接的
に実行されるが、肯定された場合は、ＳＢ７において上
記脈波面積ＶＲの異常を示すためのＶＲフラグがオン状
態とされる。
【００５６】続くヘマトクリット値算出手段８６に対応
するＳＢ８では、たとえば、図１３に示す酸素飽和度お
よびヘマトクリット値算出ル−チンが実行されることに
より、酸素飽和度ＳａＯ２と共にヘマトクリット値Ｈｔ
が算出される。
するＳＢ８では、たとえば、図１３に示す酸素飽和度お
よびヘマトクリット値算出ル−チンが実行されることに
より、酸素飽和度ＳａＯ２と共にヘマトクリット値Ｈｔ
が算出される。
【００５７】図１３において、ＳＣ１では、第１波長λ
1 の後方散乱光を表す第１光電脈波信号ＳＶ1 ，第２波
長λ2 の後方散乱光を表す第２光電脈波信号ＳＶ2 およ
び第３波長λ3 の後方散乱光を表す第３光電脈波信号Ｓ
Ｖ3 が読み込まれる。次いで、ＳＣ２においてタイマカ
ウンタＣＴの内容に「１」が加算された後、ＳＣ３にお
いて、タイマカウンタＣＴの内容が予め設定された判断
基準時間Ｔ0 以上となったか否かが判断される。この判
断基準時間Ｔ0 は、後述のＳＣ４の周波数解析の対象と
なる単位区間の時間幅に対応するものであり、呼吸周期
ＴREの半周期の整数倍たとえば測定対象である生体の脈
拍周期の２或いは４倍の時間の整数倍の時間に設定され
ている。
1 の後方散乱光を表す第１光電脈波信号ＳＶ1 ，第２波
長λ2 の後方散乱光を表す第２光電脈波信号ＳＶ2 およ
び第３波長λ3 の後方散乱光を表す第３光電脈波信号Ｓ
Ｖ3 が読み込まれる。次いで、ＳＣ２においてタイマカ
ウンタＣＴの内容に「１」が加算された後、ＳＣ３にお
いて、タイマカウンタＣＴの内容が予め設定された判断
基準時間Ｔ0 以上となったか否かが判断される。この判
断基準時間Ｔ0 は、後述のＳＣ４の周波数解析の対象と
なる単位区間の時間幅に対応するものであり、呼吸周期
ＴREの半周期の整数倍たとえば測定対象である生体の脈
拍周期の２或いは４倍の時間の整数倍の時間に設定され
ている。
【００５８】当初は上記ＳＣ３の判断が否定されるの
で、ＳＣ１以下が繰り返し実行されることにより光電脈
波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 が連続的に読み込まれ
る。そして、それら光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ
3 が連続的に読み込まれるうちにＳＣ３の判断が肯定さ
れると、前記周波数解析手段８２に対応するＳＣ４にお
いて、上記の単位区間内の第１光電脈波信号ＳＶ1 ，第
２光電脈波信号ＳＶ2 および第３光電脈波信号ＳＶ3 に
対して周波数解析処理がそれぞれ実行されることによ
り、第１光電脈波信号ＳＶ1 の交流成分ＡＣ1 （信号電
力値）および直流成分ＤＣ1 （信号電力値）、第２光電
脈波信号ＳＶ2 の交流成分ＡＣ2 （信号電力値）および
直流成分ＤＣ2 （信号電力値）、第３光電脈波信号ＳＶ
3 の交流成分ＡＣ3 （信号電力値）および直流成分ＤＣ
3 （信号電力値）が抽出される。
で、ＳＣ１以下が繰り返し実行されることにより光電脈
波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 が連続的に読み込まれ
る。そして、それら光電脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ
3 が連続的に読み込まれるうちにＳＣ３の判断が肯定さ
れると、前記周波数解析手段８２に対応するＳＣ４にお
いて、上記の単位区間内の第１光電脈波信号ＳＶ1 ，第
２光電脈波信号ＳＶ2 および第３光電脈波信号ＳＶ3 に
対して周波数解析処理がそれぞれ実行されることによ
り、第１光電脈波信号ＳＶ1 の交流成分ＡＣ1 （信号電
力値）および直流成分ＤＣ1 （信号電力値）、第２光電
脈波信号ＳＶ2 の交流成分ＡＣ2 （信号電力値）および
直流成分ＤＣ2 （信号電力値）、第３光電脈波信号ＳＶ
3 の交流成分ＡＣ3 （信号電力値）および直流成分ＤＣ
3 （信号電力値）が抽出される。
【００５９】次いで、前記交直成分比算出手段８４に対
応するＳＣ５では、上記ＳＣ４において抽出された光電
脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 の交流成分ＡＣ1 ，Ａ
Ｃ2，ＡＣ3 および直流成分ＤＣ1 ，ＤＣ2 ，ＤＣ3 か
ら、その第１光電脈波信号ＳＶ1 の交直成分比ＡＣ1 ／
ＤＣ1 ，第２光電脈波信号ＳＶ2 の交直成分比ＡＣ1／
ＤＣ1 および第３光電脈波信号ＳＶ3 の交直成分比ＡＣ
3 ／ＤＣ3 がそれぞれ算出される。
応するＳＣ５では、上記ＳＣ４において抽出された光電
脈波信号ＳＶ1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 の交流成分ＡＣ1 ，Ａ
Ｃ2，ＡＣ3 および直流成分ＤＣ1 ，ＤＣ2 ，ＤＣ3 か
ら、その第１光電脈波信号ＳＶ1 の交直成分比ＡＣ1 ／
ＤＣ1 ，第２光電脈波信号ＳＶ2 の交直成分比ＡＣ1／
ＤＣ1 および第３光電脈波信号ＳＶ3 の交直成分比ＡＣ
3 ／ＤＣ3 がそれぞれ算出される。
【００６０】次いで、前記酸素飽和度算出手段８５に対
応するＳＣ６では、前述の数式４に基づいて、第１光電
脈波信号ＳＶ1 の交直成分比ＡＣ1 ／ＤＣ1 と第２光電
脈波信号ＳＶ2 の交直成分比ＡＣ2 ／ＤＣ2 との比Ｒ1
＝｛（ＡＣ1 ／ＤＣ1 ）／（ＡＣ2 ／ＤＣ2 ）｝に基づ
いて、生体の酸素飽和度ＳａＯ２が算出される。
応するＳＣ６では、前述の数式４に基づいて、第１光電
脈波信号ＳＶ1 の交直成分比ＡＣ1 ／ＤＣ1 と第２光電
脈波信号ＳＶ2 の交直成分比ＡＣ2 ／ＤＣ2 との比Ｒ1
＝｛（ＡＣ1 ／ＤＣ1 ）／（ＡＣ2 ／ＤＣ2 ）｝に基づ
いて、生体の酸素飽和度ＳａＯ２が算出される。
【００６１】次いで、前記ヘマトクリット値算出手段８
６に対応するＳＣ７では、第２光電脈波信号ＳＶ2 の交
直成分比ＡＣ2 ／ＤＣ2 と第３光電脈波信号ＳＶ3 の交
直成分比ＡＣ3 ／ＤＣ3 との比Ｒ2 ＝｛（ＡＣ2 ／ＤＣ
2 ）／（ＡＣ3 ／ＤＣ3 ）｝に基づいて、たとえば図１
０に示すような予め決定された関係から生体のヘマトク
リット値Ｈｔが算出される。
６に対応するＳＣ７では、第２光電脈波信号ＳＶ2 の交
直成分比ＡＣ2 ／ＤＣ2 と第３光電脈波信号ＳＶ3 の交
直成分比ＡＣ3 ／ＤＣ3 との比Ｒ2 ＝｛（ＡＣ2 ／ＤＣ
2 ）／（ＡＣ3 ／ＤＣ3 ）｝に基づいて、たとえば図１
０に示すような予め決定された関係から生体のヘマトク
リット値Ｈｔが算出される。
【００６２】続く、ＳＣ８では、ＳＣ６およびＳＣ７に
おいて算出された生体の酸素飽和度ＳａＯ2 およびヘマ
トクリット値Ｈｔが、例えば図７に示すように表示器３
２に表示され、続くＳＣ９では、タイマカウンタＣＴの
内容が「０」にクリアされた後、本ル−チンが終了させ
られる。
おいて算出された生体の酸素飽和度ＳａＯ2 およびヘマ
トクリット値Ｈｔが、例えば図７に示すように表示器３
２に表示され、続くＳＣ９では、タイマカウンタＣＴの
内容が「０」にクリアされた後、本ル−チンが終了させ
られる。
【００６３】図１２に戻って、前記ヘマトクリット値異
常判定手段９０に対応するＳＢ９では、ＳＢ８（ＳＣ
７）において算出されたヘマトクリット値Ｈｔが異常で
あるか否かが、たとえば前回のカフによる血圧測定時を
基準としてそれから所定値或いは所定割合（たとえば上
下へ２０％）以上変化した状態が所定の拍数たとえば２
０拍以上連続したことを以て判定される。このＳＢ９の
判断が否定された場合はＳＢ１１以下が直接的に実行さ
れるが、肯定された場合は、ＳＢ１０において上記ヘマ
トクリット値Ｈｔの異常を示すためのＨｔフラグがオン
状態とされる。
常判定手段９０に対応するＳＢ９では、ＳＢ８（ＳＣ
７）において算出されたヘマトクリット値Ｈｔが異常で
あるか否かが、たとえば前回のカフによる血圧測定時を
基準としてそれから所定値或いは所定割合（たとえば上
下へ２０％）以上変化した状態が所定の拍数たとえば２
０拍以上連続したことを以て判定される。このＳＢ９の
判断が否定された場合はＳＢ１１以下が直接的に実行さ
れるが、肯定された場合は、ＳＢ１０において上記ヘマ
トクリット値Ｈｔの異常を示すためのＨｔフラグがオン
状態とされる。
【００６４】次いで、前記推定血圧値異常判定手段８７
に対応するＳＢ１１では、ＳＡ９において決定された推
定血圧値ＥＢＰが異常であるか否かが、たとえば前回の
カフによる血圧測定時を基準としてそれから所定値或い
は所定割合（たとえば上下へ３０％）以上変化した状態
が所定の拍数たとえば２０拍以上連続したことを以て判
定される。このＳＢ１１の判断が否定された場合はＳ１
３以下が直接的に実行されるが、肯定された場合は、Ｓ
Ｂ１２において上記推定血圧値ＥＢＰの異常を示すため
のＥＢＰフラグがオン状態とされる。
に対応するＳＢ１１では、ＳＡ９において決定された推
定血圧値ＥＢＰが異常であるか否かが、たとえば前回の
カフによる血圧測定時を基準としてそれから所定値或い
は所定割合（たとえば上下へ３０％）以上変化した状態
が所定の拍数たとえば２０拍以上連続したことを以て判
定される。このＳＢ１１の判断が否定された場合はＳ１
３以下が直接的に実行されるが、肯定された場合は、Ｓ
Ｂ１２において上記推定血圧値ＥＢＰの異常を示すため
のＥＢＰフラグがオン状態とされる。
【００６５】そして、ＳＢ１３では、ＥＢＰフラグがオ
ン状態とされ且つＲＲフラグ、ＶＲフラグおよびＨｔフ
ラグの少なくとも一つがオン状態とされているか否かが
判断される。このＳＢ１３の判断が否定された場合はＳ
Ａ１１が実行される。このＳＡ１１では、ＳＡ５におい
てカフ１０による血圧測定が行われてからの経過時間が
予め設定された１５乃至２０分程度の設定周期すなわち
キャリブレーション周期を経過したか否かが判断され
る。このＳＡ１１の判断が否定された場合には、前記Ｓ
Ａ７以下の血圧監視ルーチンが繰り返し実行され、推定
血圧値ＥＢＰが１拍毎に連続的に決定され、且つその決
定された推定血圧値ＥＢＰが表示器３２において時系列
的にトレンド表示される。しかし、このＳＡ１１の判断
が肯定された場合には、前記対応関係を再決定するため
に前記ＳＡ２以下のカフキャリブレーションルーチンが
再び実行される。
ン状態とされ且つＲＲフラグ、ＶＲフラグおよびＨｔフ
ラグの少なくとも一つがオン状態とされているか否かが
判断される。このＳＢ１３の判断が否定された場合はＳ
Ａ１１が実行される。このＳＡ１１では、ＳＡ５におい
てカフ１０による血圧測定が行われてからの経過時間が
予め設定された１５乃至２０分程度の設定周期すなわち
キャリブレーション周期を経過したか否かが判断され
る。このＳＡ１１の判断が否定された場合には、前記Ｓ
Ａ７以下の血圧監視ルーチンが繰り返し実行され、推定
血圧値ＥＢＰが１拍毎に連続的に決定され、且つその決
定された推定血圧値ＥＢＰが表示器３２において時系列
的にトレンド表示される。しかし、このＳＡ１１の判断
が肯定された場合には、前記対応関係を再決定するため
に前記ＳＡ２以下のカフキャリブレーションルーチンが
再び実行される。
【００６６】しかし、上記ＳＢ１３の判断が肯定された
場合は、ＳＡ１２が実行されて推定血圧値の異常表示が
表示器３２において行われた後、対応関係を再決定させ
るためにＳＡ２以下が再び実行されることにより、カフ
による血圧測定が起動される。
場合は、ＳＡ１２が実行されて推定血圧値の異常表示が
表示器３２において行われた後、対応関係を再決定させ
るためにＳＡ２以下が再び実行されることにより、カフ
による血圧測定が起動される。
【００６７】上述のように本実施例によれば、推定血圧
値決定手段７８（ＳＡ９）により決定された推定血圧値
ＥＢＰが予め設定された判断基準値を越え、且つ末梢脈
波検出手段として機能するプロ−ブ３８により検出され
た末梢部の脈波からヘマトクリット値算出手段８６（Ｓ
Ｃ７）により算出される末梢側の情報の一つを表すヘマ
トクリット値Ｈｔが予め設定された判断基準値を越えた
場合は、血圧測定起動手段９２（ＳＢ１乃至ＳＢ１３）
により血圧測定手段７０による血圧測定が起動させられ
る。したがって、推定血圧値ＥＢＰに加え、ヘマトクリ
ット値Ｈｔの異常が判断されて血圧測定が起動される。
このヘマトクリット値Ｈｔは手術中あるいは手術後の脱
血または人工透析中の循環血漿量の変化等の血液中の血
球容積の割合の変化に起因する末梢血管の拡張または収
縮による末梢血管抵抗の変化を表しているため、単に推
定血圧値ＥＢＰが異常であることに基づいて血圧測定手
段による血圧測定を起動させる場合に比較して、判断基
準値を正常値へ接近させることができ、急激な血圧変動
に対しても遅れがなく、確実に血圧値の異常を判定で
き、血圧監視の信頼性を高めることができる。
値決定手段７８（ＳＡ９）により決定された推定血圧値
ＥＢＰが予め設定された判断基準値を越え、且つ末梢脈
波検出手段として機能するプロ−ブ３８により検出され
た末梢部の脈波からヘマトクリット値算出手段８６（Ｓ
Ｃ７）により算出される末梢側の情報の一つを表すヘマ
トクリット値Ｈｔが予め設定された判断基準値を越えた
場合は、血圧測定起動手段９２（ＳＢ１乃至ＳＢ１３）
により血圧測定手段７０による血圧測定が起動させられ
る。したがって、推定血圧値ＥＢＰに加え、ヘマトクリ
ット値Ｈｔの異常が判断されて血圧測定が起動される。
このヘマトクリット値Ｈｔは手術中あるいは手術後の脱
血または人工透析中の循環血漿量の変化等の血液中の血
球容積の割合の変化に起因する末梢血管の拡張または収
縮による末梢血管抵抗の変化を表しているため、単に推
定血圧値ＥＢＰが異常であることに基づいて血圧測定手
段による血圧測定を起動させる場合に比較して、判断基
準値を正常値へ接近させることができ、急激な血圧変動
に対しても遅れがなく、確実に血圧値の異常を判定で
き、血圧監視の信頼性を高めることができる。
【００６８】また、本実施例によれば、推定血圧値ＥＢ
Ｐが予め設定された判断基準値を越え、且つ中枢側の情
報を表す心拍周期ＲＲ、および末梢側の情報を表すヘマ
トクリット値Ｈｔの少なくとも一方が予め設定された判
断基準値を越えた場合にも、血圧測定起動手段９２（Ｓ
Ｂ１乃至ＳＢ１３）により血圧測定が起動させられる。
従って、推定血圧値ＥＢＰおよび生体の末梢側の事情に
加えて中枢側の事情も血圧測定起動の判断基準とされる
ので、一層判断基準値を正常値に近づけることができ
る。そのため、一層、急激な血圧変動に対しても遅れが
なく、確実に血圧値の異常を判定でき、血圧監視の信頼
性を高めることができる。
Ｐが予め設定された判断基準値を越え、且つ中枢側の情
報を表す心拍周期ＲＲ、および末梢側の情報を表すヘマ
トクリット値Ｈｔの少なくとも一方が予め設定された判
断基準値を越えた場合にも、血圧測定起動手段９２（Ｓ
Ｂ１乃至ＳＢ１３）により血圧測定が起動させられる。
従って、推定血圧値ＥＢＰおよび生体の末梢側の事情に
加えて中枢側の事情も血圧測定起動の判断基準とされる
ので、一層判断基準値を正常値に近づけることができ
る。そのため、一層、急激な血圧変動に対しても遅れが
なく、確実に血圧値の異常を判定でき、血圧監視の信頼
性を高めることができる。
【００６９】また、本実施例によれば、推定血圧値決定
手段７８（ＳＡ９）により決定された推定血圧値ＥＢＰ
が予め設定された判断基準値を越え、且つ心拍周期決定
手段７３（ＳＢ１）により決定された中枢側の情報を表
す心拍周期ＲＲ、ヘマトクリット値算出手段８６（ＳＣ
７）により決定された末梢側の情報を表すヘマトクリッ
ト値Ｈｔ、脈波面積算出手段８０（ＳＢ４）により決定
された末梢側の情報を表す脈波面積ＶＲの少なくとも一
つが予め設定された判断基準値を越えたことに基づい
て、血圧測定起動手段９２（ＳＢ１乃至ＳＢ１３）によ
り血圧測定手段７０による血圧測定が起動させられる。
したがって、単に、推定血圧値が異常であることに基づ
いて血圧測定手段による血圧測定を起動させる場合に比
較して、判断基準値を正常値へ接近させることができ、
急激な血圧変動に対しても遅れがなく、確実に血圧値の
異常を判定でき、血圧監視の信頼性を高めることができ
る。
手段７８（ＳＡ９）により決定された推定血圧値ＥＢＰ
が予め設定された判断基準値を越え、且つ心拍周期決定
手段７３（ＳＢ１）により決定された中枢側の情報を表
す心拍周期ＲＲ、ヘマトクリット値算出手段８６（ＳＣ
７）により決定された末梢側の情報を表すヘマトクリッ
ト値Ｈｔ、脈波面積算出手段８０（ＳＢ４）により決定
された末梢側の情報を表す脈波面積ＶＲの少なくとも一
つが予め設定された判断基準値を越えたことに基づい
て、血圧測定起動手段９２（ＳＢ１乃至ＳＢ１３）によ
り血圧測定手段７０による血圧測定が起動させられる。
したがって、単に、推定血圧値が異常であることに基づ
いて血圧測定手段による血圧測定を起動させる場合に比
較して、判断基準値を正常値へ接近させることができ、
急激な血圧変動に対しても遅れがなく、確実に血圧値の
異常を判定でき、血圧監視の信頼性を高めることができ
る。
【００７０】また、本実施例によれば、脈波伝播情報を
検出するための手段として、心電誘導波形の所定部位た
とえばＲ波から、生体の末梢部位に装着されたプロ−ブ
３８により検出された容積脈波の所定部位たとえば立ち
上がり点あるいは最大傾斜点までの時間差ＤＴRPから、
伝播時間ＤＴRP或いは伝播速度ＶM を算出する脈波伝播
情報算出手段７４が設けられていた。従って、動脈上の
２部位に圧脈波センサを設ける場合に比較して時間差が
大きくなり、測定精度が高められる。
検出するための手段として、心電誘導波形の所定部位た
とえばＲ波から、生体の末梢部位に装着されたプロ−ブ
３８により検出された容積脈波の所定部位たとえば立ち
上がり点あるいは最大傾斜点までの時間差ＤＴRPから、
伝播時間ＤＴRP或いは伝播速度ＶM を算出する脈波伝播
情報算出手段７４が設けられていた。従って、動脈上の
２部位に圧脈波センサを設ける場合に比較して時間差が
大きくなり、測定精度が高められる。
【００７１】また、本実施例によれば、生体の末梢部位
に装着され、末梢部の脈波を検出する末梢脈波検出手段
として機能するプロ−ブ３８は、生体組織に向かって酸
素化ヘモグロビンによる吸光係数と無酸素化ヘモグロビ
ンによる吸光係数が略同じである波長を発光する光源で
ある第２発光素子４５（λ2 ８００ｎｍ）および第３発
光素子４６（λ3 １３００ｎｍ）と、その生体組織内で
散乱された２波長λ2，λ3 の散乱光をそれぞれ受光す
る受光素子４７を備えた光電脈波センサであり、ヘマト
クリット値算出手段８６は、そのプロ−ブ３８の受光素
子４７から出力された第２波長λ2 ８００ｎｍの散乱光
を表す光電脈波信号ＳＶ2 と、第３波長λ3 の散乱光を
表す光電脈波信号ＳＶ3 から、それぞれ交直成分比を算
出し、その交直成分比の比に基づいて、図１０に示すよ
うな予め設定された関係からヘマトクリット値Ｈｔを算
出するものであった。従って、一拍毎のヘマトクリット
値Ｈｔが容易に検出される利点がある。
に装着され、末梢部の脈波を検出する末梢脈波検出手段
として機能するプロ−ブ３８は、生体組織に向かって酸
素化ヘモグロビンによる吸光係数と無酸素化ヘモグロビ
ンによる吸光係数が略同じである波長を発光する光源で
ある第２発光素子４５（λ2 ８００ｎｍ）および第３発
光素子４６（λ3 １３００ｎｍ）と、その生体組織内で
散乱された２波長λ2，λ3 の散乱光をそれぞれ受光す
る受光素子４７を備えた光電脈波センサであり、ヘマト
クリット値算出手段８６は、そのプロ−ブ３８の受光素
子４７から出力された第２波長λ2 ８００ｎｍの散乱光
を表す光電脈波信号ＳＶ2 と、第３波長λ3 の散乱光を
表す光電脈波信号ＳＶ3 から、それぞれ交直成分比を算
出し、その交直成分比の比に基づいて、図１０に示すよ
うな予め設定された関係からヘマトクリット値Ｈｔを算
出するものであった。従って、一拍毎のヘマトクリット
値Ｈｔが容易に検出される利点がある。
【００７２】また、本実施例によれば、前記脈波面積算
出手段８０（ＳＢ４）は、上記光電脈波信号の面積Ｓ
を、その脈波の周期Ｗおよび振幅Ｌにより正規化した正
規化脈波面積ＶＲを算出するものである。従って、経時
変化や個人差が解消される利点がある。
出手段８０（ＳＢ４）は、上記光電脈波信号の面積Ｓ
を、その脈波の周期Ｗおよび振幅Ｌにより正規化した正
規化脈波面積ＶＲを算出するものである。従って、経時
変化や個人差が解消される利点がある。
【００７３】また、本実施例によれば、推定血圧値決定
手段７８（ＳＡ９）により逐次算出された推定血圧値Ｅ
ＢＰ、心拍周期決定手段７３（ＳＢ１）により逐次決定
された心拍周期ＲＲ、脈波面積算出手段８０（ＳＢ４）
により逐次算出された末梢部の脈波面積ＶＲ、ヘマトク
リット値算出手段８６（ＳＣ７）により逐次算出された
ヘマトクリット値Ｈｔを、それぞれ対比可能に共通の時
間軸に沿ってトレンド表示する表示器３２が備えられる
ので、表示器３２に表示される推定血圧値ＥＢＰ、心拍
周期ＲＲ、末梢部の脈波面積ＶＲおよびヘマトクリット
値Ｈｔを、それぞれ対比して見ることにより、血圧測定
起動手段９２による起動作動の根拠を確認することがで
きるとともに、上記血圧測定手段７０による血圧測定が
行われない期間において、生体の循環動態の様子を容易
に監視することができる。
手段７８（ＳＡ９）により逐次算出された推定血圧値Ｅ
ＢＰ、心拍周期決定手段７３（ＳＢ１）により逐次決定
された心拍周期ＲＲ、脈波面積算出手段８０（ＳＢ４）
により逐次算出された末梢部の脈波面積ＶＲ、ヘマトク
リット値算出手段８６（ＳＣ７）により逐次算出された
ヘマトクリット値Ｈｔを、それぞれ対比可能に共通の時
間軸に沿ってトレンド表示する表示器３２が備えられる
ので、表示器３２に表示される推定血圧値ＥＢＰ、心拍
周期ＲＲ、末梢部の脈波面積ＶＲおよびヘマトクリット
値Ｈｔを、それぞれ対比して見ることにより、血圧測定
起動手段９２による起動作動の根拠を確認することがで
きるとともに、上記血圧測定手段７０による血圧測定が
行われない期間において、生体の循環動態の様子を容易
に監視することができる。
【００７４】以上、本発明の一実施例を図面に基づいて
詳細に説明したが、本発明はその他の態様においても適
用される。
詳細に説明したが、本発明はその他の態様においても適
用される。
【００７５】たとえば、前述の実施例では、プロ−ブ３
８から出力された光電脈波信号ＳＶ 2 から、脈波面積算
出手段８０により末梢部の脈波面積ＶＲが算出され、脈
波面積異常判定手段８９により、脈波面積ＶＲの異常が
判定されていたが、末梢側の情報として脈波面積ＶＲを
必ずしも用いる必要はなく、末梢側の情報としてヘマト
クリット値Ｈｔのみを用いてもよい。この場合は、脈波
面積算出手段８０、脈波面積異常判定手段８９は不要と
なる。
８から出力された光電脈波信号ＳＶ 2 から、脈波面積算
出手段８０により末梢部の脈波面積ＶＲが算出され、脈
波面積異常判定手段８９により、脈波面積ＶＲの異常が
判定されていたが、末梢側の情報として脈波面積ＶＲを
必ずしも用いる必要はなく、末梢側の情報としてヘマト
クリット値Ｈｔのみを用いてもよい。この場合は、脈波
面積算出手段８０、脈波面積異常判定手段８９は不要と
なる。
【００７６】また、前述の実施例では、心拍周期決定手
段７３において、心電誘導装置３４により得られた心電
誘導波形のＲ波間隔から心拍周期ＲＲが決定され、心拍
周期異常判定手段８８において、心拍周期ＲＲの異常が
判断されていたが、中枢側の情報が判断されなくても一
定の効果が得られる。中枢側の情報が判断されない場合
は、心拍周期決定手段７３および心拍周期異常判定手段
８８は不要となる。
段７３において、心電誘導装置３４により得られた心電
誘導波形のＲ波間隔から心拍周期ＲＲが決定され、心拍
周期異常判定手段８８において、心拍周期ＲＲの異常が
判断されていたが、中枢側の情報が判断されなくても一
定の効果が得られる。中枢側の情報が判断されない場合
は、心拍周期決定手段７３および心拍周期異常判定手段
８８は不要となる。
【００７７】また、前述の実施例の血圧測定手段７０
は、所謂オシロメトリック方式で血圧を測定するように
構成されていたが、コロトコフ音の発生時および消滅時
のカフ圧を最高血圧値および最低血圧値として決定する
所謂Ｋ音方式により血圧測定するものであっても差し支
えない。
は、所謂オシロメトリック方式で血圧を測定するように
構成されていたが、コロトコフ音の発生時および消滅時
のカフ圧を最高血圧値および最低血圧値として決定する
所謂Ｋ音方式により血圧測定するものであっても差し支
えない。
【００７８】また、前述の実施例では、心電誘導装置３
４により検出された心電波形の所定部位と光電脈波検出
プロープ３８により検出された光電脈波の所定部位との
間の時間差に基づいて脈波伝播時間ＤＴRP或いは脈波伝
播速度ＶM が求められていたが、頸動脈或いは上腕動脈
に装着された第１の脈波検出装置と手首或いは指に装着
された第２の脈波検出装置との間で脈波伝播時間ＤＴRP
或いは脈波伝播速度Ｖ M が求められてもよい。
４により検出された心電波形の所定部位と光電脈波検出
プロープ３８により検出された光電脈波の所定部位との
間の時間差に基づいて脈波伝播時間ＤＴRP或いは脈波伝
播速度ＶM が求められていたが、頸動脈或いは上腕動脈
に装着された第１の脈波検出装置と手首或いは指に装着
された第２の脈波検出装置との間で脈波伝播時間ＤＴRP
或いは脈波伝播速度Ｖ M が求められてもよい。
【００７９】また、前述の実施例では、光電脈波検出プ
ローブ３８は、生体の表皮に向かって照射された光の体
内の毛細血管が密集している部位からの反射光を受光す
る、反型光電脈波センサが用いられていたが、透過型光
電脈波センサが用いられても構わない。
ローブ３８は、生体の表皮に向かって照射された光の体
内の毛細血管が密集している部位からの反射光を受光す
る、反型光電脈波センサが用いられていたが、透過型光
電脈波センサが用いられても構わない。
【００８０】また、前述の実施例において、脈波伝播速
度ＶM はＲ波から光電脈波の立ち上がり点までの時間差
に基づいて算出されていたが、心電波形のＱ波から光電
脈波の立ち上がり点までの時間差を用いるなどの他の算
出方式が用いられる。
度ＶM はＲ波から光電脈波の立ち上がり点までの時間差
に基づいて算出されていたが、心電波形のＱ波から光電
脈波の立ち上がり点までの時間差を用いるなどの他の算
出方式が用いられる。
【００８１】また、前述の実施例において、Ｒ波或いは
光電脈波の１拍毎に血圧監視されていたが、２以上の拍
数毎に血圧監視されるものであってもよい。
光電脈波の１拍毎に血圧監視されていたが、２以上の拍
数毎に血圧監視されるものであってもよい。
【００８２】また、前述の実施例において、心拍周期Ｒ
Ｒが用いられていたが、単位時間当たりの心拍数ＨＲ
（１／分）が用いられてもよい。心拍周期ＲＲ（sec ）
と心拍数ＨＲ（１／min ）とは１対１の対応関係（ＨＲ
＝６０／ＲＲ）があるからである。
Ｒが用いられていたが、単位時間当たりの心拍数ＨＲ
（１／分）が用いられてもよい。心拍周期ＲＲ（sec ）
と心拍数ＨＲ（１／min ）とは１対１の対応関係（ＨＲ
＝６０／ＲＲ）があるからである。
【００８３】また、前述の実施例では、脈波面積算出手
段８０において、光電脈波の全体の面積Ｓが正規化され
た正規化脈波面積ＶＲが算出されていたが、その正規化
脈波面積ＶＲに代えて、たとえば図５に示すような光電
脈波信号の全体の面積Ｓのうちの最高ピ−クまでの前半
部の面積Ｓ1 あるいは最高ピ−ク以降の後半部の面積Ｓ
2 を正規化したものが用いられてもよいし、図５に示す
ような光電脈波信号において、たとえばＬ・（２／３）
に相当する高さの幅寸法Ｉを正規化したＩ／Ｗが用いら
れてもよい。要するに、容積脈波の面積或いは上方への
尖り具合（先鋭度）を示す値であればよいのである。
段８０において、光電脈波の全体の面積Ｓが正規化され
た正規化脈波面積ＶＲが算出されていたが、その正規化
脈波面積ＶＲに代えて、たとえば図５に示すような光電
脈波信号の全体の面積Ｓのうちの最高ピ−クまでの前半
部の面積Ｓ1 あるいは最高ピ−ク以降の後半部の面積Ｓ
2 を正規化したものが用いられてもよいし、図５に示す
ような光電脈波信号において、たとえばＬ・（２／３）
に相当する高さの幅寸法Ｉを正規化したＩ／Ｗが用いら
れてもよい。要するに、容積脈波の面積或いは上方への
尖り具合（先鋭度）を示す値であればよいのである。
【００８４】なお、本発明はその主旨を逸脱しない範囲
においてその他種々の変更が加えられ得るものである。
においてその他種々の変更が加えられ得るものである。
【図１】本発明の一実施例である血圧監視装置の回路構
成を説明するブロック線図である。
成を説明するブロック線図である。
【図２】図１の実施例の反射型光電脈波検出プロ−ブに
おいて使用される波長λ1 ，λ 2 ，λ3 と酸素化ヘモグ
ロビンおよび無酸素化ヘモグロビンの吸光係数との関係
を示す図である。
おいて使用される波長λ1 ，λ 2 ，λ3 と酸素化ヘモグ
ロビンおよび無酸素化ヘモグロビンの吸光係数との関係
を示す図である。
【図３】図１の実施例に用いられる反射型光電脈波検出
プロ−ブの体表面に対向する面を示す図である。
プロ−ブの体表面に対向する面を示す図である。
【図４】図１の実施例における電子制御装置２８の制御
機能の要部を説明する機能ブロック線図である。
機能の要部を説明する機能ブロック線図である。
【図５】図１の実施例において、脈波面積ＶＲの正規化
の方法を説明する図である。
の方法を説明する図である。
【図６】図１の実施例における電子制御装置２８の制御
作動により求められる時間差ＤＴRPを例示する図であ
る。
作動により求められる時間差ＤＴRPを例示する図であ
る。
【図７】図１の実施例により求めれられる推定血圧値Ｅ
ＢＰ、脈波面積ＶＲ、酸素飽和度ＳａＯ２、ヘマトクリ
ット値Ｈｔおよび心拍周期ＲＲを示すトレンドグラフで
ある。
ＢＰ、脈波面積ＶＲ、酸素飽和度ＳａＯ２、ヘマトクリ
ット値Ｈｔおよび心拍周期ＲＲを示すトレンドグラフで
ある。
【図８】図４の周波数解析手段において解析された光電
脈波信号の一例として、第１光電脈波信号ＳＶ1 の交流
成分ＡＣ1 および直流成分ＤＣ1 を示す図である。
脈波信号の一例として、第１光電脈波信号ＳＶ1 の交流
成分ＡＣ1 および直流成分ＤＣ1 を示す図である。
【図９】図１の反射型光電脈波検出プロ−ブの受光素子
により検知された後方散乱光を示す光電脈波信号ＳＶ
1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 の波形を例示するタイムチャ−トで
ある。
により検知された後方散乱光を示す光電脈波信号ＳＶ
1 ，ＳＶ2 ，ＳＶ3 の波形を例示するタイムチャ−トで
ある。
【図１０】ヘマトクリット値算出手段において算出され
る比Ｒ2 ｛（ＡＣ2 ／ＤＣ2 ）／（ＡＣ3 ／ＤＣ3 ）｝
とヘマトクリット値Ｈｔとの関係を示す図である。
る比Ｒ2 ｛（ＡＣ2 ／ＤＣ2 ）／（ＡＣ3 ／ＤＣ3 ）｝
とヘマトクリット値Ｈｔとの関係を示す図である。
【図１１】図１の実施例における電子制御装置２８の制
御作動の要部を説明するフローチャートであって、血圧
監視ルーチンを示す図である。
御作動の要部を説明するフローチャートであって、血圧
監視ルーチンを示す図である。
【図１２】図１１のＳＡ１０における血圧測定起動判定
ルーチンの作動を詳しく説明する図である。
ルーチンの作動を詳しく説明する図である。
【図１３】図１２のＳＢ８におけるヘマトクリット値を
算出する際に作動される酸素飽和度およびヘマトクリッ
ト値算出ル−チンである。
算出する際に作動される酸素飽和度およびヘマトクリッ
ト値算出ル−チンである。
１０：カフ ３２：表示器 ３８：反射型光電脈波検出プローブ（末梢脈波検出手
段） ７０：血圧測定手段 ７３：心拍周期決定手段 ７４：脈波伝播情報算出手段 ７８：推定血圧値決定手段 ８４：脈波面積算出手段 ８６：ヘマトクリット値算出手段 ９２：血圧測定起動手段
段） ７０：血圧測定手段 ７３：心拍周期決定手段 ７４：脈波伝播情報算出手段 ７８：推定血圧値決定手段 ８４：脈波面積算出手段 ８６：ヘマトクリット値算出手段 ９２：血圧測定起動手段
Claims (3)
- 【請求項１】 生体の一部への圧迫圧力を変化させるカ
フを用いて該生体の血圧値を測定する血圧測定手段と、
該血圧測定手段による血圧測定値と生体の脈波伝播情報
との間の予め設定された関係から実際の生体の脈波伝播
情報に基づいて該生体の推定血圧値を逐次決定する推定
血圧値決定手段とを備え、該推定血圧値決定手段により
決定された推定血圧値が予め設定された判断基準値を越
えたことに基づいて前記血圧測定手段による血圧測定を
起動させる形式の血圧監視装置であって、 前記生体の末梢部の脈波を検出する末梢脈波検出手段
と、 該末梢脈波検出手段により検出された末梢部の脈波から
前記生体の血液中のヘマトクリット値を連続的に算出す
るヘマトクリット値算出手段と、 前記推定血圧値が予め設定された判断基準値を越え、且
つ前記ヘマトクリット値が予め設定された判断基準値を
越えたことに基づいて前記血圧測定手段による血圧測定
を起動させる血圧測定起動手段とを、含むことを特徴と
する血圧監視装置。 - 【請求項２】 前記生体の心拍周期を決定する心拍周期
決定手段と、 前記推定血圧値が予め設定された判断基準値を越え、且
つ前記ヘマトクリット値および心拍周期の少なくとも一
方が予め設定された判断基準値を越えたことに基づいて
前記血圧測定手段による血圧測定を起動させる血圧測定
起動手段とを、含むことを特徴とする請求項１の血圧監
視装置。 - 【請求項３】 前記末梢脈波検出手段により検出された
末梢部の脈波の面積を算出する脈波面積算出手段と、 前記推定血圧値が予め設定された判断基準値を越え、且
つ前記ヘマトクリット値、心拍周期および脈波面積の少
なくとも一つが予め設定された判断基準値を越えたこと
に基づいて前記血圧測定手段による血圧測定を起動させ
る血圧測定起動手段とを、含むことを特徴とする請求項
２の血圧監視装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP25677997A JP3915190B2 (ja) | 1997-09-22 | 1997-09-22 | 血圧監視装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP25677997A JP3915190B2 (ja) | 1997-09-22 | 1997-09-22 | 血圧監視装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH1189801A true JPH1189801A (ja) | 1999-04-06 |
| JP3915190B2 JP3915190B2 (ja) | 2007-05-16 |
Family
ID=17297337
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP25677997A Expired - Lifetime JP3915190B2 (ja) | 1997-09-22 | 1997-09-22 | 血圧監視装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3915190B2 (ja) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP1199029A3 (de) * | 2000-10-19 | 2002-10-09 | Fresenius Medical Care Deutschland GmbH | Verfahren und Vorrichtung zur Pulswellenlaufzeitbestimmung und extrakorporale Blutbehandlungseinrichtung mit einer solchen Vorrichtung |
| JP2010220690A (ja) * | 2009-03-19 | 2010-10-07 | Fujitsu Ltd | 血圧値測定装置及び血圧値測定方法 |
| JP2011511686A (ja) * | 2008-02-13 | 2011-04-14 | ユーピー メッド ゲーエムベーハー | 動的な心肺相互作用パラメータの非侵襲測定のための方法及びその装置 |
| JP2015116368A (ja) * | 2013-12-19 | 2015-06-25 | 富士通株式会社 | 脈拍計測装置、脈拍計測方法及び脈拍計測プログラム |
| JP2021522911A (ja) * | 2018-05-08 | 2021-09-02 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 血圧測定値を決定するための装置、方法及びコンピュータプログラム |
-
1997
- 1997-09-22 JP JP25677997A patent/JP3915190B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3915190B2 (ja) | 2007-05-16 |
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