JP2000033078A - Non-invasive continuous blood pressure estimation apparatus - Google Patents
Non-invasive continuous blood pressure estimation apparatusInfo
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、生体の循環器から
非侵襲にて得られる情報から生体の動脈内血圧を推定す
るための非観血連続血圧推定装置に関するものである。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a non-invasive continuous blood pressure estimating apparatus for estimating a blood pressure in an artery of a living body from information obtained non-invasively from a circulatory organ of the living body.
【０００２】[0002]
【従来の技術】生体の動脈内血圧を測定するための非侵
襲の血圧測定装置として、生体の一部に巻回された圧迫
帯の圧迫圧を変化させる過程で発生するコロトコフ音の
変化、或いはカフ脈波振幅の変化に基づいて生体の血圧
値を決定する装置が知られている。所謂コロトコフ音方
式の自動血圧測定装置或いはオシロメトリック方式の自
動血圧測定装置がそれである。2. Description of the Related Art As a non-invasive blood pressure measuring device for measuring intra-arterial blood pressure of a living body, a change in Korotkoff sound generated in a process of changing a compression pressure of a compression band wound around a part of a living body, or A device that determines a blood pressure value of a living body based on a change in cuff pulse wave amplitude is known. This is the so-called Korotkoff sound type automatic blood pressure measuring device or the oscillometric type automatic blood pressure measuring device.
【０００３】[0003]
【発明が解決しようとする課題】ところで、手術室や集
中治療室などでは、処置或いは治療の緊急性を要するた
めに生体の血圧値を可及的に連続的に測定することが望
まれる場合があるが、前記従来の自動血圧測定装置で
は、その起動から数十秒経過しないと血圧測定値が得ら
れないだけでなく、可及的に短い周期で血圧値を得るた
めにその起動周期を短くすると圧迫帯の圧迫による鬱血
やそれに起因する血圧測定誤差が発生するという欠点が
あった。However, in an operating room or an intensive care unit, it is necessary to measure the blood pressure of a living body as continuously as possible because urgency of treatment or treatment is required. However, in the conventional automatic blood pressure measurement device, not only can a blood pressure measurement value be obtained until several tens of seconds have elapsed since the activation, but also the activation cycle is shortened in order to obtain a blood pressure value in a cycle as short as possible. Then, there is a drawback that congestion due to compression of the compression band and a blood pressure measurement error caused by the congestion occur.
【０００４】これに対し、生体の動脈内を伝播する脈波
の伝播速度を非侵襲で得られる信号に基づいて算出し、
予め記憶された関係からその伝播速度に基づいて生体の
血圧値を連続的に推定するという非侵襲連続血圧推定装
置が提案されている。たとえば、実開平７−９３０５号
公報や特開平７−３０８２９５号公報に記載された装置
がそれである。On the other hand, the propagation velocity of a pulse wave propagating in an artery of a living body is calculated based on a signal obtained non-invasively,
There has been proposed a non-invasive continuous blood pressure estimating apparatus for continuously estimating a blood pressure value of a living body based on a propagation speed based on a relationship stored in advance. For example, the apparatuses described in Japanese Utility Model Laid-Open No. 7-9305 and Japanese Patent Application Laid-Open No. 7-308295 are such apparatuses.
【０００５】しかしながら、上記従来の非侵襲連続血圧
推定装置は、脈波伝播時間又は脈波伝播速度のみを用い
て血圧値を連続的に推定する技術しか開示しておらず、
そのように脈波伝播時間又は脈波伝播速度のみを用いて
血圧値を推定する場合には、推定血圧値について十分な
精度を得ることができないので、圧迫帯を用いたコロト
コフ音方式の自動血圧測定装置或いはオシロメトリック
方式の自動血圧測定装置により測定された血圧値との間
で頻繁な校正を必要とする不都合があった。However, the above-mentioned conventional non-invasive continuous blood pressure estimating apparatus only discloses a technique for continuously estimating a blood pressure value using only a pulse wave transit time or a pulse wave transit velocity.
When estimating the blood pressure value using only the pulse wave propagation time or the pulse wave velocity as described above, it is not possible to obtain sufficient accuracy for the estimated blood pressure value, so the Korotkoff sound automatic blood pressure using the compression band is used. There is an inconvenience that frequent calibration is required between the blood pressure value measured by the measuring device or the oscillometric automatic blood pressure measuring device.
【０００６】本発明は以上の事情を背景として為された
ものであって、その目的とするところは、推定血圧値に
対して高い推定精度が得られる非侵襲連続血圧推定装置
を提供することにある。The present invention has been made in view of the above circumstances, and an object of the present invention is to provide a non-invasive continuous blood pressure estimating apparatus capable of obtaining a high estimation accuracy for an estimated blood pressure value. is there.
【０００７】[0007]
【課題を解決するための手段】かかる目的を達成するた
めの本発明の要旨とするところは、生体の循環器から非
侵襲にて得られる情報から生体の動脈内血圧を推定する
ための非観血連続血圧推定装置であって、(a) 前記生体
の動脈における脈波伝播速度に関連する脈波伝播速度情
報を検出する脈波伝播速度情報検出手段と、(b) 前記生
体の心拍数に関連する心拍数情報、およびその生体の末
梢部における容積脈波の面積に関連する容積脈波面積情
報の少なくとも一方を算出する循環情報算出手段と、
(c) 予め記憶された関係から、前記生体の動脈における
脈波伝播速度に関連する脈波伝播速度情報と、その生体
の心拍数に関連する心拍数情報およびその生体の末梢部
における容積脈波の面積に関連する容積脈波面積情報の
少なくとも一方とに基づいて、前記生体の血圧値を推定
する血圧値推定手段とを、含むことにある。SUMMARY OF THE INVENTION In order to achieve the above object, the gist of the present invention is to provide a non-invasive technique for estimating a blood pressure in an artery of a living body from information obtained non-invasively from a circulatory system of the living body. Blood continuous blood pressure estimating device, (a) pulse wave propagation speed information detecting means for detecting pulse wave propagation speed information related to the pulse wave propagation speed in the artery of the living body, (b) heart rate of the living body Related heart rate information, and circulating information calculating means for calculating at least one of plethysmogram area information related to the area of plethysmogram in the peripheral part of the living body,
(c) from the relationship stored in advance, pulse wave velocity information related to the pulse wave velocity in the artery of the living body, heart rate information related to the heart rate of the living body and volume pulse wave in the peripheral part of the living body And blood pressure value estimating means for estimating the blood pressure value of the living body based on at least one of the plethysmographic area information relating to the area of the living body.
【０００８】[0008]
【発明の効果】このようにすれば、血圧値推定手段によ
り、予め設定された関係から、脈波伝播速度情報と心拍
数情報および容積脈波面積情報の少なくとも一方とに基
づいて生体の血圧値が推定されることから、推定血圧値
に対して高い推定精度が得られる。すなわち、脈波伝播
速度情報のみに基づいて生体の血圧値が推定される場合
に比較して、生体の血圧値に関連して変化する心臓側の
パラメータである心拍数情報および生体の血圧値に関連
して変化する末梢側のパラメータである容積脈波面積情
報の少なくとも一方がさらに用いられるので、推定血圧
値に対して推定精度が一層高められるのである。According to this configuration, the blood pressure value estimating means determines the blood pressure value of the living body on the basis of the pulse wave propagation velocity information, the heart rate information and the volume pulse wave area information based on a preset relationship. Is estimated, high estimation accuracy is obtained for the estimated blood pressure value. That is, compared to a case where the blood pressure value of the living body is estimated based only on the pulse wave propagation speed information, the heart rate information and the blood pressure value of the living body, which are parameters on the heart side that change in relation to the blood pressure value of the living body, Since at least one of the plethysmographic area information, which is a parameter on the peripheral side that changes in association with the blood pressure, is further used, the estimation accuracy with respect to the estimated blood pressure value is further improved.
【０００９】[0009]
【発明の他の態様】ここで、好適には、前記非観血連続
血圧推定装置は、所定の血圧測定周期毎に、前記生体の
一部への圧迫圧力を変化させるカフを用いてその生体の
血圧値を測定する血圧測定手段と、その血圧測定手段に
より測定された血圧値と、その血圧測定手段による血圧
測定時に前記脈波伝播速度情報検出手段により検出され
た脈波伝播速度情報と、その血圧測定手段による血圧測
定時に前記循環情報算出手段により算出された心拍数情
報および容積脈波面積情報の少なくとも一方とを一組と
する情報を記憶する情報記憶手段と、その情報記憶手段
により記憶された多数組の情報を、最新の情報から順
に、少なくとも前記予め記憶された関係において用いら
れる係数および定数の数よりも多い数用いて、重回帰分
析により前記予め記憶された関係の係数および定数を修
正する関係修正手段とを、さらに含むものである。この
ようにすれば、所定の血圧測定周期毎に、情報記憶手段
により、血圧測定手段で測定された血圧値と、その血圧
測定手段による血圧測定時に脈波伝播速度情報検出手段
により検出された脈波伝播速度情報と、その血圧測定手
段による血圧測定時に循環情報算出手段により算出され
た心拍数情報および容積脈波面積情報の少なくとも一方
とが一組として記憶され、関係修正手段により、その情
報記憶手段によって記憶された多数組の情報を、最新の
情報から順に、少なくとも前記予め記憶された関係にお
いて用いられる係数および定数の数よりも多い数用い
て、重回帰分析により前記予め記憶された関係の係数お
よび定数が修正される。従って、予め記憶された関係
が、血圧測定毎のばらつきの影響が好適に減少させられ
て、患者毎に適合するように修正される。因みに、血圧
測定手段により血圧値が測定された時の、脈波伝播速度
情報・心拍数情報・容積脈波面積情報は、呼吸のタイミ
ング或いは不整脈などの生体の状態の変動、またはアー
ティファクトにより変動する。すなわち、血圧値の変動
とは関係のないばらつきがあるので、情報記憶手段によ
り記憶された関係の情報を前記予め記憶された関係の係
数および定数と同数だけ用いてその関係の係数および定
数を修正する場合、修正された係数および定数は血圧値
の変動とは関係のないばらつきが影響してしまうのであ
る。In another preferred embodiment of the present invention, the non-invasive continuous blood pressure estimating apparatus preferably uses a cuff for changing a pressure applied to a part of the living body every predetermined blood pressure measurement cycle. Blood pressure measurement means for measuring the blood pressure value, blood pressure value measured by the blood pressure measurement means, pulse wave propagation speed information detected by the pulse wave propagation speed information detection means at the time of blood pressure measurement by the blood pressure measurement means, Information storage means for storing information as a set of at least one of heart rate information and volume pulse wave area information calculated by the circulating information calculation means at the time of blood pressure measurement by the blood pressure measurement means, and stored by the information storage means; The multiple sets of information thus obtained are sequentially described from the latest information by a multiple regression analysis using at least the number of coefficients and constants used in the previously stored relationship. A relationship correction means for correcting the coefficients and constants of relationship that is, in which further comprises. With this configuration, at each predetermined blood pressure measurement period, the information storage means stores the blood pressure value measured by the blood pressure measurement means and the pulse detected by the pulse wave propagation velocity information detection means when measuring the blood pressure by the blood pressure measurement means. The wave propagation velocity information and at least one of the heart rate information and the volume pulse wave area information calculated by the circulating information calculating means at the time of measuring the blood pressure by the blood pressure measuring means are stored as a set, and the information is stored by the relation correcting means. A plurality of sets of information stored by the means, in order from the latest information, at least using a number larger than the number of coefficients and constants used in the pre-stored relation, and performing multiple regression analysis on the relation of the pre-stored relation. The coefficients and constants are modified. Thus, the pre-stored relationships are modified to be suitable for each patient, with the effects of the variability from blood pressure measurement being suitably reduced. Incidentally, when the blood pressure value is measured by the blood pressure measuring means, the pulse wave propagation velocity information, the heart rate information, and the volume pulse wave area information fluctuate due to a change in the state of the living body such as respiratory timing or arrhythmia, or an artifact. . That is, since there is a variation unrelated to the change in the blood pressure value, the relationship information stored by the information storage unit is corrected by using the same number of the relationship coefficients and constants as the previously stored relationship coefficients and constants. In this case, the corrected coefficients and constants are affected by variations that are not related to changes in blood pressure values.
【００１０】また、好適には、前記関係修正手段は、前
記情報記憶手段により記憶された多数組の情報を、最新
の情報から順に、少なくとも前記予め記憶された関係に
おいて用いられる係数および定数の数よりも多く且つ予
め設定された所定数以下用いて、重回帰分析により前記
予め記憶された関係の係数および定数を修正するもので
ある。このようにすれば、情報記憶手段により記憶され
た多数組の情報のうち、血圧測定手段により測定された
血圧値とその血圧測定手段による血圧測定時の脈波伝播
速度情報との対応が変化していない間の情報に基づい
て、重回帰分析により、前記予め記憶された関係の係数
および定数が修正されるので、予め記憶された関係が、
変動する患者の状態に適合するように修正される。因み
に、比較的短時間であれば、生体の血圧値と脈波伝播速
度情報との相関関係はよい相関を示すが、長時間にわた
る相関では、血液循環の状態等の患者の状態の変動によ
り、その相関の程度は低下するので、情報記憶手段によ
り記憶されてから比較的時間の経過した情報をも含め
て、前記予め記憶された関係の係数および定数を修正す
ると、必ずしも変動する患者の状態に適合した修正とは
ならない場合があるのである。[0010] Preferably, the relation correcting means sequentially converts a large number of sets of information stored in the information storage means from the latest information to at least the number of coefficients and constants used in the prestored relation. The coefficient and the constant of the relation stored in advance are corrected by multiple regression analysis using a larger number and a predetermined number or less. With this configuration, the correspondence between the blood pressure value measured by the blood pressure measurement unit and the pulse wave propagation speed information at the time of blood pressure measurement by the blood pressure measurement unit among the multiple sets of information stored by the information storage unit changes. Based on the information during the absence, by the multiple regression analysis, the coefficients and constants of the previously stored relationship are corrected, so that the previously stored relationship is
Modifications are made to adapt to changing patient conditions. By the way, if it is a relatively short time, the correlation between the blood pressure value of the living body and the pulse wave propagation velocity information shows a good correlation, but in the correlation over a long time, due to the fluctuation of the state of the patient such as the state of blood circulation, Since the degree of the correlation is reduced, if the coefficients and constants of the previously stored relationship are corrected, including the information that has been stored for a relatively long time after being stored by the information storage means, the state of the patient may not always fluctuate. It may not be a suitable modification.
【００１１】また、好適には、前記血圧値推定手段は、
予め記憶された関係から、前記生体の動脈における脈波
伝播速度に関連する脈波伝播速度情報と、その生体の心
拍数に関連する心拍数情報と、その生体の末梢部におけ
る容積脈波の面積に関連する容積脈波面積情報とに基づ
いて、前記生体の血圧値を推定するものである。このよ
うにすれば脈波伝播速度情報のみに基づいて生体の血圧
値が推定される場合に比較して、血圧値に関連して変化
する心臓側のパラメータである心拍数情報および血圧値
に関連して変化する末梢側のパラメータである容積脈波
面積情報がさらに用いられるので、推定血圧値に対して
推定精度が一層高められ、圧迫帯を用いて測定された血
圧値との校正が頻繁に行われる必要がない。Preferably, the blood pressure value estimating means includes:
From the relationship stored in advance, the pulse wave velocity information related to the pulse wave velocity in the artery of the living body, the heart rate information related to the heart rate of the living body, and the area of the volume pulse wave in the peripheral part of the living body And estimating the blood pressure value of the living body based on volume pulse wave area information related to. In this way, compared with the case where the blood pressure value of the living body is estimated based only on the pulse wave propagation velocity information, the heart rate information and the blood pressure value, which are the heart-side parameters that change in relation to the blood pressure value, are related. Since the plethysmogram area information, which is a parameter on the peripheral side that changes as a result, is further used, the estimation accuracy is further improved for the estimated blood pressure value, and calibration with the blood pressure value measured using the compression band is frequently performed. No need to be done.
【００１２】また、好適には、前記血圧値推定手段は、
推定血圧値ＥＢＰと脈波伝播時間ＤＴ、心拍周期ＲＲ、
および容積脈波面積比ＶＲとの間の予め記憶された関係
（ＥＢＰ＝α（１／ＤＴ）＋βＲＲ＋γＶＲ＋δ、但
し、α、β、γは係数、δは定数である）から、実際の
脈波伝播時間ＤＴ、心拍周期ＲＲ、および容積脈波面積
比ＶＲに基づいて、推定血圧ＥＢＰを算出するものであ
る。このようにすれば、脈波伝播速度情報のみに基づい
て生体の血圧値が推定される場合に比較して、血圧値に
関連して変化する心臓側のパラメータである心拍数情報
および血圧値に関連して変化する末梢側のパラメータで
ある容積脈波面積情報がさらに用いられるので、推定血
圧値に対して推定精度が一層高められ、圧迫帯を用いて
測定された血圧値との校正が頻繁に行われる必要がな
い。[0012] Preferably, the blood pressure value estimating means includes:
Estimated blood pressure value EBP, pulse wave transit time DT, cardiac cycle RR,
From the previously stored relationship (EBP = α (1 / DT) + βRR + γVR + δ, where α, β, and γ are coefficients and δ are constants) from the actual pulse wave propagation. The estimated blood pressure EBP is calculated based on the time DT, the cardiac cycle RR, and the volume pulse wave area ratio VR. With this configuration, compared to the case where the blood pressure value of the living body is estimated based only on the pulse wave propagation speed information, the heart rate information and the blood pressure value, which are parameters on the heart side that change in relation to the blood pressure value, are used. Since the plethysmogram area information, which is a parameter on the peripheral side that changes in relation to the blood pressure, is further used, the estimation accuracy is further improved for the estimated blood pressure value, and calibration with the blood pressure value measured using the compression band is frequently performed. Need not be done.
【００１３】また、好適には、前記係数α、β、γおよ
び定数δは、血圧値とその血圧値が得られたときの脈波
伝播時間ＤＴ、心拍周期ＲＲ、および容積脈波面積比Ｖ
Ｒとを含む多数人のデータから重回帰分析を用いて求め
られたものである。このようにすれば、推定血圧値を得
るための汎用可能な関係が得られる利点がある。Preferably, the coefficients α, β, γ and the constant δ are a blood pressure value and a pulse wave transit time DT, a cardiac cycle RR, and a volume pulse wave area ratio V at which the blood pressure value is obtained.
It is obtained from multiple data including R and using multiple regression analysis. In this way, there is an advantage that a versatile relationship for obtaining the estimated blood pressure value can be obtained.
【００１４】[0014]
【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
された非観血連続血圧推定装置８の回路構成を説明する
ブロック線図である。Preferred embodiments of the present invention will be described below in detail with reference to the accompanying drawings. FIG. 1 is a block diagram illustrating a circuit configuration of a non-invasive continuous blood pressure estimating apparatus 8 to which the present invention is applied.
【００１５】図１において、非観血連続血圧推定装置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。In FIG. 1, a non-invasive continuous blood pressure estimating device 8 is shown.
Has a rubber bag in a cloth band-shaped bag, for example, a cuff 10 wound around the upper arm 12 of a patient, a pressure sensor 14 connected to the cuff 10 via a pipe 20, and a switching valve 16 respectively. , And an air pump 18. The switching valve 16 has three states: a pressure supply state in which the supply of pressure into the cuff 10 is allowed, a slow discharge state in which the cuff 10 is gradually discharged, and a rapid discharge state in which the cuff 10 is rapidly discharged. It is configured to be switchable between two states.
【００１６】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２
４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ＳＭ1 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２
８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る。The pressure sensor 14 detects the pressure in the cuff 10 and outputs a pressure signal SP representing the pressure to the static pressure discriminating circuit 2.
2 and the pulse wave discrimination circuit 24. The static pressure discriminating circuit 22 has a low-pass filter, discriminates a cuff pressure signal SK representing a steady pressure included in the pressure signal SP, that is, a cuff pressure, and converts the cuff pressure signal SK into an A / D converter 26.
To the electronic control unit 28 via the Pulse wave discrimination circuit 2
Reference numeral 4 denotes a band pass filter, which discriminates a pulse wave signal SM 1 which is a vibration component of the pressure signal SP in frequency, and converts the pulse wave signal SM 1 via the A / D converter 30 into the electronic control unit 2.
8 The cuff pulse wave represented by the pulse wave signal SM 1 is
These are pressure vibration waves generated from a brachial artery (not shown) and transmitted to the cuff 10 in synchronization with the heartbeat of the patient.
【００１７】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。The electronic control unit 28 includes a CPU 29, R
The microcomputer 29 includes a so-called microcomputer including an OM 31, a RAM 33, an I / O port (not shown), and the like. The CPU 29 executes signal processing using a storage function of the RAM 33 according to a program stored in the ROM 31 in advance. Thus, a drive signal is output from the I / O port to control the switching valve 16 and the air pump 18.
【００１８】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。The electrocardiographic lead device 34 continuously detects an electrocardiogram, which is a so-called electrocardiogram, showing an action potential of the myocardium through a plurality of electrodes 36 attached to a predetermined portion of a living body. A signal SM 2 indicating an electrocardiographic wave is supplied to the electronic control unit 28. It should be noted that the electrocardiographic guiding device 34
Is for detecting the Q wave or the R wave of the electrocardiographic induction wave corresponding to the time when the blood in the heart starts to be pumped toward the aorta.
【００１９】パルスオキシメータ用光電脈波検出プロー
ブ３８（以下、単にプローブという）は、毛細血管を含
む末梢動脈へ伝播した脈波を検出する末梢脈波検出手段
として機能するものであり、例えば、被測定者のたとえ
ば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ている。
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４４a および第２発光素子４４b （以下、特
に区別しない場合は単に発光素子４４という）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４６
と、ハウジング４２内に一体的に設けられて発光素子４
４及び受光素子４６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と受光素子４６との間に
設けられ、発光素子４４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４６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。A pulse oximeter photoelectric pulse wave detection probe 38 (hereinafter, simply referred to as a probe) functions as a peripheral pulse wave detecting means for detecting a pulse wave transmitted to a peripheral artery including a capillary vessel. The subject is attached to a living skin such as a fingertip of the subject, that is, a body surface 40, in close contact with a wearing band (not shown).
The probe 38 is provided on a container-like housing 42 that opens in one direction and a portion located on the outer peripheral side of the bottom inner surface of the housing 42, and includes a plurality of first light emitting elements 44 a and second light emitting elements made of LEDs or the like. 44 b (hereinafter simply referred to as a light emitting element 44 unless otherwise specified) and a light receiving element 46 provided at the center of the bottom inner surface of the housing 42 and formed of a photodiode, a phototransistor, or the like.
And the light emitting element 4 provided integrally in the housing 42.
And a transparent resin 48 covering the light receiving element 46 and the light receiving element 46 provided between the light emitting element 44 and the light receiving element 46 in the housing 42. An annular shielding member 50 that shields the reflected light from 40 toward the light receiving element 46 is provided.
【００２０】上記第１発光素子４４a は、例えば６６０
ｎｍ程度の波長の赤色光を発光し、第２発光素子４４b
は、例えば８００ｎｍ程度の波長の赤外光を発光するも
のである。これら第１発光素子４４a 及び第２発光素子
４４b 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４６によりそれぞれ
受光される。なお、発光素子４４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４４a は酸化ヘモグ
ロビンと還元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４４b はそれらの吸光係数が
略同じとなる波長、すなわち酸化ヘモグロビンと還元ヘ
モグロビンとにより反射される波長の光をそれぞれ発光
するものであればよい。[0020] The first light-emitting element 44 a, for example 660
The second light emitting element 44 b emits red light having a wavelength of about
Emits infrared light having a wavelength of about 800 nm, for example. The first light-emitting element 44 a and the second light emitting element 44 b, together are caused to emit light at a predetermined frequency for a predetermined time at a time order, from their light-emitting element 44 in the body of the light emitted toward the body surface 40 capillaries The reflected light from the area where the light is densely received is received by the common light receiving element 46. The wavelength of light emitted of the light emitting element 44 is not limited to the above values, the light absorption coefficient significantly different wavelength from the first light emitting element 44 a is reduced oxyhemoglobin hemoglobin, the second light emitting element 44 b is Any wavelength may be used as long as it emits light having a wavelength at which the extinction coefficients thereof are substantially the same, that is, light having a wavelength reflected by oxyhemoglobin and reduced hemoglobin.
【００２１】受光素子４６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４６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。この光電脈波信号ＳＭ3 が表す光電脈波は、患
者の脈拍に同期して発生する容積脈波である。なお、こ
の光電脈波は脈拍同期波に対応している。The light receiving element 46 outputs a photoelectric pulse wave signal SM 3 having a magnitude corresponding to the amount of received light via a low-pass filter 52. An amplifier and the like are appropriately provided between the light receiving element 46 and the low-pass filter 52. Low pass filter 52 removes noise from the photoelectric pulse-wave signal SM 3 input has a higher frequency than the frequency of the pulse wave, and outputs a signal SM 3 whose noise has been removed to a demultiplexer 54. The photoelectric pulse wave represented by the photoelectric pulse-wave signal SM 3 is a volume pulse wave generated in synchronism with the patient's pulse rate. In addition, this photoelectric pulse wave corresponds to a pulse synchronization wave.
【００２２】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４４a 及び第２発光
素子４４b の発光に同期して切り換えられることによ
り、赤色光による電気信号ＳＭR をサンプルホールド回
路５６及びＡ／Ｄ変換器５８を介して、赤外光による電
気信号ＳＭIRをサンプルホールド回路６０及びＡ／Ｄ変
換器６２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。サンプルホールド回
路５６、６０は、入力された電気信号ＳＭR 、ＳＭIRを
Ａ／Ｄ変換器５８、６２へ出力する際に、前回出力した
電気信号ＳＭR 、ＳＭIRについてのＡ／Ｄ変換器５８、
６２における変換作動が終了するまでに、次に出力する
電気信号ＳＭR 、ＳＭIRをそれぞれ保持するためのもの
である。The demultiplexer 54 is connected to the electronic control unit 2
By being switched in synchronization with the emission of the first light-emitting element 44 a and the second light emitting element 44 b according to a signal from 8, an electric signal SM R due to the red light through a sample hold circuit 56 and A / D converter 58 Then, an electric signal SM IR by infrared light is sequentially supplied to an I / O port (not shown) of the electronic control device 28 via the sample hold circuit 60 and the A / D converter 62. When outputting the input electric signals SM R , SM IR to the A / D converters 58, 62, the sample hold circuits 56, 60 convert the A / D converters for the previously output electric signals SM R , SM IR . 58,
By the time the conversion operation at 62 is completed, the electric signals SM R and SM IR to be output next are respectively held.
【００２３】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４４a 、４４b 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４４a 、４４b の発光に同期して切換信号Ｓ
Ｃ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、前記電気信号ＳＭR をサンプルホールド回路５６
に、電気信号ＳＭIRをサンプルホールド回路６０にそれ
ぞれ振り分ける。上記ＣＰＵ２９は、血中酸素飽和度を
算出するために予め記憶された演算式から上記電気信号
ＳＭR 、ＳＭIRの振幅値に基づいて生体の血中酸素飽和
度を算出する。なお、この酸素飽和度の決定方法として
は、例えば、本出願人が先に出願して公開された特開平
３−１５４４０号公報に記載された決定方法が利用され
る。The CPU 29 of the electronic control unit 28 has a RAM
The measurement operation is performed according to a program stored in the ROM 31 in advance while utilizing the storage function of the drive circuit 64.
Emitting element 44 outputs a control signal SLV to a, 44 one for sequentially for a predetermined time increments emission at a predetermined frequency b, their light-emitting element 44 a, 44 b switching signal S in synchronization with the emission of
By switching the demultiplexer 54 outputs the C, sample and hold circuit 56 to the electric signal SM R
Then, the electric signal SM IR is distributed to the sample and hold circuit 60. The CPU 29 calculates the blood oxygen saturation of the living body based on the amplitude values of the electric signals SM R and SM IR from an arithmetic expression stored in advance to calculate the blood oxygen saturation. As a method of determining the oxygen saturation, for example, a determination method described in Japanese Patent Application Laid-Open No. H3-15440, which was previously filed by the present applicant, is used.
【００２４】図２は、上記非観血連続血圧推定装置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２において、脈波伝播速度情
報算出手段７０は、脈波伝播時間ＤＴRP或いは脈波伝播
速度ＶM のような脈波の伝播速度に関連する脈波伝播速
度情報を逐次算出する。たとえば、図３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３
８により逐次検出される光電脈波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下ピーク点までの
時間差（脈波伝播時間）ＤＴRPを逐次算出する時間差算
出手段を備え、その時間差算出手段により逐次算出され
る時間差ＤＴRPに基づいて、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Ｖ
M （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。FIG. 2 is a functional block diagram for explaining a main control function of the electronic control unit 28 in the non-invasive continuous blood pressure estimating apparatus 8. 2, pulse wave velocity information calculation means 70 sequentially calculates the pulse wave velocity information relating to the propagation speed of the pulse wave, such as wave propagation time DT RP or the pulse wave propagation velocity V M. For example, as shown in FIG. 3, the probe 3
8, a time difference calculating means for sequentially calculating a time difference (pulse wave propagation time) DT RP to a predetermined portion, for example, a rising point or a lower peak point, which is generated in each cycle of the photoelectric pulse wave sequentially detected by the time difference calculating means. From the previously stored equation 1 based on the time difference DT RP sequentially calculated by the following formula, the propagation velocity V of the pulse wave propagating in the artery of the subject is obtained.
Calculate M (m / sec) sequentially. Note that in Equation 1, L
(M) is the distance from the left ventricle via the aorta to the site where the probe 38 is attached, and T PEP (sec) is the pre-ejection period from the R wave of the electrocardiographic waveform to the lower peak point of the photoplethysmogram. It is. The distance L and the pre-ejection period T PEP are constants, and values experimentally obtained in advance are used.
【００２５】[0025]
【数１】ＶM ＝Ｌ／（ＤＴRP−ＴPEP ）[Number 1] V M = L / (DT RP -T PEP)
【００２６】循環情報算出手段７２は、生体の心拍数Ｈ
Ｒに関連する心拍数情報、たとえば心拍数ＨＲ、心拍周
期ＲＲ、脈拍数、脈拍周期等を算出する心拍数情報算出
手段７４と、生体の末梢部における容積脈波の面積に関
連する容積脈波面積情報を算出する容積脈波面積情報算
出手段７６との少なくとも一方を含んで構成される。上
記生体の末梢部における容積脈波の面積に関連する容積
脈波面積情報には、たとえば、容積脈波の面積ＶＰ、そ
の容積脈波面積ＶＰと心拍周期ＲＲの逆数との積（＝Ｖ
Ｐ／ＲＲ）として定義する容積脈波面積比ＶＲ、その容
積脈波面積比ＶＲと脈波振幅Ｌとの積（＝ＶＲ×Ｌ）と
して定義する振幅補正容積脈波面積比ＶＲ’、容積脈波
面積ＶＰを心拍周期ＲＲと脈波振幅Ｌに基づいて正規化
し、ＶＰ／（ＲＲ×Ｌ）なる演算が行なわれることによ
り求められる正規化脈波面積等が含まれる。たとえば、
プローブ３８から入力される光電脈波は、図４に示すよ
うに、数ミリ或いは数十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
成されているので、その１周期ＲＲ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ＶＰが求
める。上記心拍数情報および容積脈波面積情報は、共に
血圧の変化に関連して変動する。すなわち、血圧の変化
は中枢側における心拍出量の変化、および末梢側におけ
る末梢血管抵抗の変化によって起こり、上記心拍数情報
は心拍出量を反映し、容積脈波面積情報は末梢血管抵抗
の大きさを反映するものである。The circulation information calculating means 72 calculates the heart rate H of the living body.
Heart rate information calculation means 74 for calculating heart rate information related to R, for example, heart rate HR, heart rate cycle RR, pulse rate, pulse cycle, etc., and volume pulse wave related to the area of volume pulse wave in the peripheral part of the living body It is configured to include at least one of volume pulse wave area information calculation means 76 for calculating area information. The plethysmogram area information relating to the area of the plethysmogram in the peripheral portion of the living body includes, for example, the area VP of the plethysmogram, the product of the plethysmogram area VP and the reciprocal of the heartbeat period RR (= V
P / RR), a volume pulse wave area ratio VR defined as a product of the volume pulse wave area ratio VR and the pulse wave amplitude L (= VR × L), and a volume pulse The wave area VP is normalized based on the heartbeat period RR and the pulse wave amplitude L, and includes a normalized pulse wave area obtained by performing an operation of VP / (RR × L). For example,
As shown in FIG. 4, the photoplethysmogram input from the probe 38 is constituted by a series of points indicating the magnitude of the photoplethysmogram input at every sampling period of several millimeters or tens of millimeters. The area VP of the photoelectric pulse wave is obtained by integrating (adding) the photoelectric pulse wave within one cycle RR. The heart rate information and the plethysmogram area information both fluctuate in relation to changes in blood pressure. That is, a change in blood pressure is caused by a change in cardiac output on the central side and a change in peripheral vascular resistance on the peripheral side, the heart rate information reflects the cardiac output, and the plethysmographic area information is a peripheral vascular resistance. It reflects the size of.
【００２７】血圧値推定手段８０は、予め記憶された関
係から、前記脈波伝播速度情報と心拍数情報および容積
脈波面積情報の少なくとも一方とに基づいて生体の血圧
値を推定する。たとえば、数式２に示される脈波伝播時
間ＤＴRP、心拍周期ＲＲおよび容積脈波面積比ＶＲとの
間の予め記憶された関係から、脈波伝播速度情報算出手
段７０で算出された実際の脈波伝播時間ＤＴRP、心拍数
情報算出手段７４で算出された実際の心拍周期ＲＲ、お
よび容積脈波面積情報算出手段７６で算出された実際の
容積脈波面積比ＶＲに基づいて、推定血圧値ＥＢＰを算
出する。The blood pressure value estimating means 80 estimates the blood pressure value of the living body based on the pulse wave propagation velocity information, at least one of the heart rate information and the volume pulse wave area information, from the relationship stored in advance. For example, an actual pulse calculated by the pulse wave propagation velocity information calculating means 70 from a relationship stored in advance among the pulse wave propagation time DT RP , the heartbeat period RR, and the volume pulse wave area ratio VR shown in Expression 2 Based on the wave propagation time DT RP , the actual heartbeat period RR calculated by the heart rate information calculating means 74 and the actual volume pulse wave area ratio VR calculated by the volume pulse wave area information calculating means 76, the estimated blood pressure value Calculate EBP.
【００２８】[0028]
【数２】 ＥＢＰ＝α（１／ＤＴRP）＋βＲＲ＋γＶＲ＋δ （α、β、γ は係数、δは定数）EBP = α (1 / DT RP ) + βRR + γVR + δ (α, β, γ are coefficients, δ is a constant)
【００２９】係数決定手段８２は、血圧値推定手段８０
において推定血圧値ＥＢＰを算出するために用いられる
関係式の係数を、複数の血圧値レンジ毎に予め記憶され
た複数組の係数値から生体の実際の血圧値に対応する組
の係数値を選択することにより決定する。たとえば、後
述する血圧測定手段９６においてカフ１０を用いて測定
された血圧値を実際の血圧値として用い、上記複数の血
圧値レンジ毎に予め記憶された複数組の係数値からカフ
１０を用いて測定された最高血圧値ＢＰSYS に対応する
組の係数値を選択する。この場合、血圧値推定手段８０
において推定される推定血圧値は最高血圧値の推定値す
なわち推定最高血圧値ＥＢＰSYS となる。なお、上記最
高血圧値ＢＰSYS に代えて最低血圧値ＢＰDIA 或いは平
均血圧値ＢＰMEANに対応する組の係数値が選択された場
合は、血圧値推定手段８０において推定最低血圧値ＥＢ
ＰDIA 或いは推定平均血圧値ＥＢＰMEANが算出される。The coefficient determining means 82 includes a blood pressure value estimating means 80
The coefficient of the relational expression used to calculate the estimated blood pressure value EBP is selected from a plurality of sets of coefficient values stored in advance for each of a plurality of blood pressure value ranges, and a set of coefficient values corresponding to the actual blood pressure value of the living body is selected. Will be determined. For example, a blood pressure value measured using the cuff 10 in the blood pressure measuring means 96 described later is used as an actual blood pressure value, and a plurality of sets of coefficient values stored in advance for each of the plurality of blood pressure value ranges are used. Select a set of coefficient values corresponding to the measured systolic blood pressure value BP SYS . In this case, the blood pressure value estimating means 80
Is the estimated value of the systolic blood pressure value, that is, the estimated systolic blood pressure value EBP SYS . When a set of coefficient values corresponding to the diastolic blood pressure value BP DIA or the average blood pressure value BP MEAN is selected instead of the systolic blood pressure value BP SYS , the blood pressure value estimating means 80 estimates the estimated diastolic blood pressure value EB.
PDIA or an estimated average blood pressure value EBP MEAN is calculated.
【００３０】図５は、上記係数決定手段８２において用
いられる複数の血圧値レンジ毎に記憶された複数組の係
数値の一例を示す図である。図５においては、実際の血
圧値の４０mmHg毎に１組のα、β、γが記憶されてい
る。通常は、血圧値が増加すると、時間差の逆数（１／
ＤＴRP）は増加し、心拍周期ＲＲおよび容積脈波面積比
ＶＲは減少する傾向にあるので、図５において記憶され
る係数αは正、係数βおよびγは負の値となる。なお、
この複数の血圧値レンジ毎に予め記憶された複数組の係
数値（α、β、γ）および前記定数δは、カフ等により
測定された血圧値とその血圧値が得られたときの脈波伝
播時間ＤＴRP、心拍周期ＲＲ、および容積脈波面積比Ｖ
Ｒとを含む多数人のデータから重回帰分析を用いて求め
られたものである。すなわち、前記数式２において、複
数の血圧値レンジ毎に、ＤＴRP、ＲＲ、ＶＲの３個の説
明変数（独立変数）とそれに対応する目的変数（従属変
数）としての推定血圧値ＥＢＰとを１組として、それを
４組以上用いて最小二乗法により求められたα、β、
γ、δの最良不偏推定値が記憶されて用いられる。FIG. 5 is a diagram showing an example of a plurality of sets of coefficient values stored for each of a plurality of blood pressure value ranges used in the coefficient determining means 82. In FIG. 5, a set of α, β, and γ is stored for each actual blood pressure value of 40 mmHg. Normally, when the blood pressure value increases, the reciprocal of the time difference (1/1)
DT RP ) tends to increase, and the cardiac cycle RR and the volume pulse wave area ratio VR tend to decrease. Therefore, the coefficient α stored in FIG. 5 is positive, and the coefficients β and γ are negative values. In addition,
The plurality of sets of coefficient values (α, β, γ) and the constant δ stored in advance for each of the plurality of blood pressure value ranges are a blood pressure value measured by a cuff or the like and a pulse wave when the blood pressure value is obtained. Propagation time DT RP , cardiac cycle RR, and volume pulse wave area ratio V
It is obtained from multiple data including R and using multiple regression analysis. That is, in the above formula 2, for each of a plurality of blood pressure value ranges, three explanatory variables (independent variables) of DT RP , RR, and VR and an estimated blood pressure value EBP as an objective variable (dependent variable) corresponding thereto are set to one. Α, β, obtained by the least square method using four or more
The best unbiased estimates of γ and δ are stored and used.
【００３１】定数決定手段８３は、係数決定手段８２に
おいてカフ１０により測定された血圧値を実際の血圧値
として用いて係数が決定された関係に、その関係に用い
られる情報、すなわち前記脈波伝播速度情報と心拍数情
報および容積脈波面積情報の少なくとも一方の、そのカ
フを用いた血圧測定時における値を代入して得られる推
定血圧値ＥＢＰと、そのカフを用いて測定された血圧値
とが一致するように、血圧値推定手段８０において用い
られる関係式の定数項の定数を決定する。The constant determining means 83 determines whether the coefficient is determined using the blood pressure value measured by the cuff 10 in the coefficient determining means 82 as an actual blood pressure value, and information used for the relation, that is, the pulse wave propagation. An estimated blood pressure value EBP obtained by substituting a value at the time of blood pressure measurement using the cuff with at least one of the speed information, the heart rate information, and the volume pulse wave area information, and a blood pressure value measured using the cuff. Are determined so as to match the constants of the constant terms of the relational expression used in the blood pressure value estimating means 80.
【００３２】警報判定手段として機能するアラーム判定
手段９２は、生体の血圧に関連して変化する生体情報、
すなわち生体の血圧が変動した場合に変動する前記血圧
変動情報、心臓側において血圧を調節するために変動さ
せられる心拍数に関連する前記心拍数情報、末梢側にお
いて血圧を調節するために変動させられる末梢血管抵抗
を反映した前記容積脈波面積情報が予め設定された警報
範囲（ＡＬL 〜ＡＬH）を超えたか否かを判定する。上
記警報範囲（ＡＬL 〜ＡＬH ）は、生体の血圧が緊急の
医療処置を必要とする危険域内か否かに基づいて定めら
れるものであり、一定範囲であってもよいし、前回のカ
フ１０による血圧測定時における前記生体情報に対する
変化率或いは変化割合の所定範囲とされてもよい。The alarm judging means 92 functioning as the alarm judging means includes biological information which changes in relation to the blood pressure of the living body;
That is, the blood pressure fluctuation information that fluctuates when the blood pressure of the living body fluctuates, the heart rate information related to the heart rate that is fluctuated to adjust the blood pressure on the heart side, and is fluctuated to adjust the blood pressure on the peripheral side determining whether the volume pulse-wave area information reflecting peripheral vascular resistance exceeds a preset warning area (AL L ~AL H). The alarm range (AL L to AL H ) is determined based on whether or not the blood pressure of the living body is within a danger area requiring an emergency medical treatment, and may be a fixed range or a previous cuff. The change rate or the change rate with respect to the biological information at the time of blood pressure measurement by 10 may be a predetermined range.
【００３３】アラート判定手段９４は、前記生体情報
が、前記予め設定された警報範囲内においてその警報範
囲（ＡＬL 〜ＡＬH ）よりも狭い範囲に予め設定された
警戒範囲（ＡＴL 〜ＡＴH ）を超えたか否かを判定す
る。すなわち上記警戒範囲（ＡＴ L 〜ＡＴH ）の最大値
（上限値）ＡＴH および最小値（下限値）ＡＴL は前記
警報範囲（ＡＬL 〜ＡＬH ）の最大値（上限値）ＡＬH
および最小値（下限値）ＡＬL よりも生体の状態が安全
な状態に設定され、上記警戒範囲の最大値ＡＴH は、前
記警報範囲の最大値ＡＬH よりも所定値或いは所定割合
だけ低い値に設定され、上記警戒範囲の最小値ＡＴ
L は、前記警報範囲の最小値ＡＬL よりも所定値或いは
所定割合だけ高い値に設定されている。The alert judging means 94 is provided with the biological information
Is within the preset alarm range.
Surround (ALL~ ALHPreset to a smaller range than
Warning range (ATL~ ATH) Is determined
You. That is, the above warning range (AT L~ ATH) Maximum
(Upper limit) ATHAnd minimum value (lower limit value) ATLIs
Alarm range (ALL~ ALH) Maximum value (upper limit value) ALH
And minimum value (lower limit value) ALLBiological condition is safer than
And the maximum value AT of the above warning rangeHIs before
Alarm range maximum value ALHPredetermined value or predetermined ratio
Is set to a lower value and the minimum value AT
LIs the minimum value AL of the alarm rangeLThan the predetermined value or
The value is set to a value higher by a predetermined ratio.
【００３４】血圧測定手段９６は、アラート判定手段９
４により前記生体情報が警戒範囲（ＡＴL 〜ＡＴH ）を
超えたことが判定された場合、および所定の血圧測定周
期が到来した場合には、カフ１０の圧迫圧力を変化さ
せ、その圧迫圧力の変化過程において発生する脈波の大
きさの変化に基づいて生体の血圧値を自動的に測定す
る。たとえば生体の上腕に巻回されたカフ１０の圧迫圧
力を所定の目標圧力値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ＢＰMEAN、および最低血圧値Ｂ
ＰDIA などを決定する。The blood pressure measuring means 96 includes the alert determining means 9
4, when it is determined that the biological information has exceeded the alert range (AT L to AT H ) and when a predetermined blood pressure measurement cycle has arrived, the compression pressure of the cuff 10 is changed and the compression pressure is changed. The blood pressure value of the living body is automatically measured based on the change in the magnitude of the pulse wave generated in the process of changing the blood pressure. For example, the compression pressure of the cuff 10 wound around the upper arm of the living body is rapidly increased to a predetermined target pressure value P CM (for example, a pressure value of about 180 mmHg), and then gradually reduced at a speed of about 3 mmHg / sec. During the rapid buck period, the systolic blood pressure value BP SYS , the average blood pressure value BP MEAN , and the diastolic blood pressure are calculated using a well-known oscillometric method based on the change in the amplitude of the pulse wave represented by the sequentially acquired pulse wave signal SM 1. Value B
Determine P DIA etc.
【００３５】表示手段９８は、前記生体情報の時系列的
変化と警戒範囲（ＡＴL 〜ＡＴH ）および警報範囲（Ａ
ＬL 〜ＡＬH ）を示すために、時間軸と上記生体情報或
いはその変化率を示す軸との二次元座標において、逐次
求められる上記生体情報或いはその変化率を時間軸に沿
って表示するとともに、上記警戒範囲（ＡＴL 〜Ａ
Ｔ H ）の境界を示す警戒ラインＬAT、および警報範囲
（ＡＬL 〜ＡＬH ）の境界を示す警報ラインＬALを時間
軸に平行に表示する。また、前記生体情報が前記警戒ラ
インＬAT或いは警報ラインＬALを超えたことを示す予め
設定されたメッセージを文字または音声にて表示する。The display means 98 displays the biological information in time series.
Change and alert range (ATL~ ATH) And alarm range (A
LL~ ALH), The time axis and the biological information or
Or in two-dimensional coordinates with the axis indicating the rate of change.
The required biological information or its rate of change is plotted along the time axis.
At the same time as the warning range (ATL~ A
T HVigilance line L indicating the boundary ofAT, And alarm range
(ALL~ ALH) The alarm line L indicating the boundaryALThe time
Display parallel to the axis. In addition, the biological information may be
Inn LATOr alarm line LALIn advance to indicate that
Displays the set message in text or voice.
【００３６】情報記憶手段１００は、血圧測定手段９６
により測定された血圧値ＢＰと、その血圧値ＢＰが測定
された時、すなわち、カフ１０による生体の所定部位の
圧迫時またはその圧迫圧力が開放された直後に、前記脈
波伝播速度情報算出手段７０により算出された脈波伝播
速度情報と、循環情報算出手段７２により算出された心
拍数情報および容積脈波面積情報の少なくとも一方とを
一組とする情報を、ＲＡＭ３３の図示しない所定の記憶
領域に記憶する。The information storage means 100 includes a blood pressure measurement means 96
The blood pressure value BP measured by the pulse wave propagation speed information calculating means, when the blood pressure value BP is measured, that is, when the cuff 10 compresses a predetermined part of the living body or immediately after the compression pressure is released. The information that sets the pulse wave propagation velocity information calculated by 70 and at least one of the heart rate information and the volume pulse wave area information calculated by the circulation information calculation means 72 as a set is stored in a predetermined storage area (not shown) of the RAM 33. To memorize.
【００３７】関係修正手段１０２は、情報記憶手段１０
０により記憶された多数組の情報を、最新の情報から順
に、少なくとも血圧値推定手段８０による推定血圧値Ｅ
ＢＰの推定に用いられる予め記憶された関係における係
数および定数の数よりも多く、且つ予め設定された所定
数以下用いて、重回帰分析により、その予め記憶された
関係の係数および定数を修正する。The relation correcting means 102 includes the information storing means 10
0 in order of at least the estimated blood pressure value E by the blood pressure value estimating means 80 in order from the latest information.
Using a multiple regression analysis to modify the coefficients and constants of the pre-stored relationship using more than the number of coefficients and constants in the pre-stored relationship used for estimating BP and less than a predetermined number set in advance .
【００３８】上記のように、関係修正手段１０２におい
て用いる情報の数の最小数を制限するのは、以下に説明
する理由による。たとえば、血圧値推定手段８０による
推定血圧値ＥＢＰの推定に前記数式２の関係が用いられ
る場合には、係数が３つ、定数が１つであるので、前記
情報記憶手段１００により記憶された一組の情報を、最
新の情報から順に４組より多く、すなわち５組以上用い
て、重回帰分析により係数α、β、γおよび定数δを修
正する。数式２のように修正すべき係数および定数が４
つである場合には、前記情報記憶手段１００により記憶
されている情報を４組用いれば、それら４つの係数およ
び定数は修正できるのであるが、それぞれの組に含まれ
る脈波伝播時間ＤＴRP、心拍周期ＲＲ、容積脈波面積比
ＶＲは、呼吸のタイミング或いは不整脈などの生体の状
態の変動、またはアーティファクト等、血圧の変動と関
係ない原因によるばらつきを含んでいる。従って、情報
記憶手段１００により記憶されている４組の情報により
数式２の関係を修正すると、それら血圧の変動と関係な
い原因によるばらつきの影響を受けてしまう。しかし、
それら生体の状態の変動やアーティファクトによる脈波
伝播時間ＤＴRP、心拍周期ＲＲ、および容積脈波面積比
ＶＲの変動は、統計的には、血圧と、脈波伝播速度時間
ＤＴRP、心拍周期ＲＲ、および容積脈波面積比ＶＲとの
真の関係に対して偏ることなく分布しているため、情報
記憶手段１００により記憶されている情報を５組以上用
いることにより、血圧の変動と関係ない理由によるばら
つきの影響が減少するのである。As described above, the minimum number of pieces of information used in the relationship correcting means 102 is limited for the following reason. For example, in the case where the relationship of the expression 2 is used for estimating the estimated blood pressure value EBP by the blood pressure value estimating means 80, since the coefficient is three and the constant is one, the one stored in the information storage means 100 is used. The coefficients α, β, γ and the constant δ are corrected by multiple regression analysis using more than four sets of information, that is, five or more sets in order from the latest information. The coefficients and constants to be modified as in Equation 2 are 4
In this case, if four sets of information stored by the information storage means 100 are used, the four coefficients and constants can be corrected. However, the pulse wave propagation times DT RP , The heartbeat cycle RR and the volume pulse wave area ratio VR include variations due to a change in the state of a living body such as respiratory timing or arrhythmia, or an artifact or the like that is not related to a change in blood pressure. Therefore, if the relationship of Expression 2 is corrected based on the four sets of information stored in the information storage unit 100, the relationship is affected by variations due to factors unrelated to the change in blood pressure. But,
The fluctuations of the pulse wave transit time DT RP , the cardiac cycle RR, and the volume pulse wave area ratio VR due to the change of the state of the living body and the artifact are statistically the blood pressure, the pulse wave transit time DT RP , and the cardiac cycle RR. , And the true relationship with the plethysmogram area ratio VR, the reason why the information is not related to the fluctuation of blood pressure by using five or more sets of information stored by the information storage means 100. The effect of the variation due to is reduced.
【００３９】また、関係修正手段１０２において用いら
れる情報の数の最大数、すなわち、上記予め設定された
所定数は、たとえば、２０組、または、６０分程度の一
定時間内に情報記憶手段１００により記憶された組の数
に設定される。これは、血圧値ＢＰと脈波伝播速度情報
との関係（例えば数式２の係数α）が一定である期間内
に、情報記憶手段１００により記憶された情報（すなわ
ち、血圧測定手段９６により測定された血圧値ＢＰと、
脈波伝播速度情報算出手段７０により算出された脈波伝
播速度情報と、循環情報算出手段７２により算出された
心拍数情報および容積脈波面積情報の少なくとも一方と
を一組とする情報）をできるだけ用いて関係を修正する
ためである。情報記憶手段１００により記憶されてから
比較的時間の経過した情報をも含めて関係を修正する
と、血圧値ＢＰとその血圧値ＢＰが測定された時の脈波
伝播速度情報との間の相関関係は短時間であれば高い相
関関係を示すが、時間が経過するとその相関関係が変化
するので、推定血圧値ＥＢＰの精度が低下してしまうの
である。The maximum number of pieces of information used in the relation correcting means 102, that is, the predetermined number is set by the information storage means 100 within a certain time of, for example, 20 sets or about 60 minutes. Set to the number of stored sets. This is because the information stored by the information storage unit 100 (that is, measured by the blood pressure measurement unit 96) during a period in which the relationship between the blood pressure value BP and the pulse wave propagation speed information (for example, the coefficient α in Equation 2) is constant. Blood pressure value BP,
(Pulse wave propagation velocity information calculated by the pulse wave velocity information calculation means 70 and at least one of the heart rate information and volume pulse wave area information calculated by the circulation information calculation means 72) To correct the relationship. When the relationship is corrected to include the information that has been stored for a relatively long time since being stored by the information storage unit 100, the correlation between the blood pressure value BP and the pulse wave propagation velocity information when the blood pressure value BP was measured is obtained. Indicates a high correlation in a short time, but the correlation changes after a lapse of time, so that the accuracy of the estimated blood pressure value EBP decreases.
【００４０】図６は、上記非観血連続血圧推定装置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
ローチャートであって、推定血圧値ＥＢＰ算出式決定ル
ーチンを説明するフローチャートである。図６におい
て、ステップＳＡ１（以下、ステップを省略する。）で
は、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る。FIG. 6 is a flowchart for explaining a main part of the control operation of the electronic control unit 28 of the non-invasive continuous blood pressure estimating apparatus 8, and is a flowchart for explaining a routine for determining an estimated blood pressure value EBP calculation formula. In FIG. 6, in step SA1 (hereinafter, steps are omitted), an initial process for clearing a flag, a counter, and a register (not shown) is executed.
【００４１】続く脈波伝播速度情報算出手段７０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波から光電脈波の立ち上がり点までの時間差ＴＤRP
が算出された後、循環情報算出手段７２に対応するＳＡ
３乃至ＳＡ４が実行される。すなわち、心拍数情報算出
手段７４に対応するＳＡ３では、心電誘導波形のＲ波の
時間間隔から心拍周期ＲＲ（sec ）が算出され、容積脈
波面積情報算出手段７６に対応するＳＡ４では、光電脈
波の１脈波分の面積ＶＰをＳＡ３で算出された心拍周期
ＲＲで割ることにより容積脈波面積比ＶＲ（＝ＶＰ／Ｒ
Ｒ）が算出される。At SA2 corresponding to the subsequent pulse wave propagation velocity information calculating means 70, the time difference TD RP from the R wave of the electrocardiographic lead waveform to the rising point of the photoelectric pulse wave during the cuff pressure rising period.
Is calculated, the SA corresponding to the circulation information calculating means 72
3 to SA4 are executed. That is, in SA3 corresponding to the heart rate information calculating means 74, the cardiac cycle RR (sec) is calculated from the time interval of the R wave of the electrocardiographic lead waveform, and in SA4 corresponding to the volume pulse wave area information calculating means 76, the photoelectric conversion is performed. By dividing the area VP of one pulse wave of the pulse wave by the cardiac cycle RR calculated in SA3, the volume pulse wave area ratio VR (= VP / R
R) is calculated.
【００４２】次いで、血圧測定手段９６に対応するＳＡ
５乃至ＳＡ７が実行される。まず、ＳＡ５では、切り換
え弁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１
０の急速昇圧が開始され、続くＳＡ６では、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ＳＡ６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。Next, the SA corresponding to the blood pressure measuring means 96
5 to SA7 are executed. First, in SA5, the switching valve 16 is switched to the pressure supply state and the air pump 18 is driven, so that the cuff 1 is measured for blood pressure measurement.
0 quickly increasing is started, and the subsequent SA6, the cuff pressure P C
There whether a preset target pressing pressure P CM than about 180mmHg is determined. If the determination in SA6 is negative, increasing the cuff pressure P C by the SA2 below is repeatedly executed is continued.
【００４３】しかし、カフ圧ＰC の上昇により上記ＳＡ
６の判断が肯定されると、ＳＡ７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１６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ＢＰDIA 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。[0043] However, the SA by increasing the cuff pressure P C
If the determination in Step 6 is affirmative, the blood pressure measurement algorithm is executed in SA7. That is, the air pump 18 is stopped and the switching valve 16 is switched to the slow exhaust pressure state to lower the pressure in the cuff 10 at a predetermined gentle speed of about 3 mmHg / sec. BP SYS , mean blood pressure BP MEAN , and diastolic blood pressure in accordance with the well-known oscillometric blood pressure value determination algorithm based on the change in the amplitude of the pulse wave represented by the pulse wave signal SM 1 sequentially obtained by The BP DIA is measured, and the pulse rate and the like are determined based on the pulse wave interval. Then, the measured blood pressure value, pulse rate, and the like are displayed on the display device 32, and the switching valve 16 is switched to the rapid exhaust pressure state, so that the pressure in the cuff 10 is quickly exhausted.
【００４４】続く情報記憶手段１００に対応するＳＡ８
では、上記ＳＡ２乃至ＳＡ６の繰り返しにおいて、最後
にＳＡ２乃至ＳＡ４で算出された脈波伝播時間ＤＴRP、
心拍周期ＲＲおよび容積脈波面積比ＶＲと、上記ＳＡ７
において測定された最高血圧値ＢＰSYS とが一組とされ
て、ＲＡＭ３３の図示しない所定の記憶領域に記憶され
る。SA8 corresponding to the following information storage means 100
Then, in the repetition of SA2 to SA6, the pulse wave transit time DT RP finally calculated in SA2 to SA4,
The heartbeat cycle RR and the volume pulse wave area ratio VR and the above SA7
And the systolic blood pressure value BP SYS measured in the above are grouped and stored in a predetermined storage area (not shown) of the RAM 33.
【００４５】続くＳＡ９では、上記ＳＡ８で記憶された
情報が、５組以上であるか否かが判断される。この判断
が否定された場合には、ＳＡ１０乃至ＳＡ１１におい
て、数式２の係数および定数の再決定が行なわれる。At SA9, it is determined whether the information stored at SA8 is five or more sets. If this determination is denied, the coefficients and constants of Equation 2 are re-determined in SA10 to SA11.
【００４６】まず、係数決定手段８２に対応するＳＡ１
０では、図５に示されるような血圧値レンジ毎に予め記
憶された複数組の係数値（α、β、γ）から、ＳＡ７に
おいて測定された最高血圧値ＢＰSYS に対応する１組の
係数値が選択されることにより、推定血圧値ＥＢＰを算
出するために用いられる数式２の係数が決定される。First, SA1 corresponding to the coefficient determining means 82
At 0, one set of coefficients corresponding to the systolic blood pressure value BP SYS measured at SA7 is obtained from a plurality of sets of coefficient values (α, β, γ) stored in advance for each blood pressure value range as shown in FIG. When the numerical value is selected, the coefficient of Expression 2 used for calculating the estimated blood pressure value EBP is determined.
【００４７】続く定数決定手段８３に対応するＳＡ１１
では、数式２の右辺にＳＡ２乃至ＳＡ４で算出された時
間差ＤＴRP、心拍周期ＲＲおよび容積脈波面積比ＶＲを
代入した時に算出される値が、ＳＡ７において測定され
た最高血圧値ＢＰSYS と一致するように定数δが決定さ
れる。たとえば、ＳＡ２乃至ＳＡ４において算出された
時間差ＤＴRP、心拍周期ＲＲ、容積脈波面積比ＶＲをＤ
ＴRP0 、ＲＲ0 、ＶＲ 0 とすると、数式３に示される式
が得られる。すなわち、定数δは数式３を変形した数式
４により決定される。SA11 corresponding to the following constant determining means 83
Then, when calculated in SA2 to SA4 on the right side of Equation 2,
Difference DTRP, Heart rate cycle RR and volume pulse wave area ratio VR
The value calculated when substituting is measured in SA7
Systolic blood pressure BPSYSConstant δ is determined to match
It is. For example, calculated in SA2 to SA4
Time difference DTRP, Heart rate period RR, volume pulse wave area ratio VR
TRP0, RR0, VR 0Then, the expression shown in Expression 3
Is obtained. That is, the constant δ is a formula obtained by transforming the formula 3.
4.
【００４８】[0048]
【数３】ＢＰSYS ＝α（１／ＤＴRP0 ）＋βＲＲ0 ＋γ
ＶＲ0 ＋δBP SYS = α (1 / DT RP0 ) + βRR 0 + γ
VR 0 + δ
【００４９】[0049]
【数４】δ＝ＢＰSYS −｛α（１／ＤＴRP0 ）＋βＲＲ
0 ＋γＶＲ0 ｝Δ = BP SYS − ｛α (1 / DT RP0 ) + βRR
0 + γVR 0 ｝
【００５０】しかし、ＳＡ９の判断が肯定された場合に
は、関係修正手段１０２に対応するＳＡ１２において、
ＲＡＭ３３の図示しない記憶領域に記憶された多数組の
情報から、最新の情報から順に５組の情報を用いて、重
回帰分析により、数式２の係数α、β、γ、および定数
δが修正される。However, if the determination at SA9 is affirmative, the control goes to SA12 corresponding to the relationship correcting means 102 to execute
From multiple sets of information stored in a storage area (not shown) of the RAM 33, the coefficients α, β, γ, and the constant δ of Equation 2 are corrected by multiple regression analysis using five sets of information in order from the latest information. You.
【００５１】図７は、前記非観血連続血圧推定装置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
ローチャートであって、図６に示される推定血圧値ＥＢ
Ｐ算出式決定ルーチンに続いて実行される血圧監視ルー
チンを説明するフローチャートである。FIG. 7 is a flowchart for explaining the main part of the control operation of the electronic control unit 28 of the non-invasive continuous blood pressure estimating device 8, and the estimated blood pressure value EB shown in FIG.
9 is a flowchart illustrating a blood pressure monitoring routine that is executed after the P calculation formula determination routine.
【００５２】まずＳＢ１では、心電波形のＲ波および光
電脈波の一脈波分が入力されたか否かが判断される。こ
のＳＢ１の判断が否定された場合はＳＢ１が繰り返し実
行されるが、肯定された場合は、続く脈波伝播速度情報
算出手段７０に対応するＳＢ２、心拍数情報算出手段７
４に対応するＳＢ３、および容積脈波面積情報算出手段
７６に対応するＳＢ４において、図６のＳＡ２乃至ＳＡ
４と同様の処理がされることにより時間差ＴＤRP、心拍
周期ＲＲ、および容積脈波面積比ＶＲが算出される。First, at SB1, it is determined whether or not the R pulse of the electrocardiographic waveform and one pulse wave of the photoelectric pulse wave have been input. If the determination of SB1 is denied, SB1 is repeatedly executed. If the determination is affirmed, SB2 and heart rate information calculation means 7 corresponding to the following pulse wave propagation velocity information calculation means 70 are executed.
4 and SB4 corresponding to the volume pulse wave area information calculating means 76, SA2 to SA2 in FIG.
By performing the same processing as in step 4, the time difference TD RP , the cardiac cycle RR, and the volume pulse wave area ratio VR are calculated.
【００５３】続く血圧値推定手段８０に対応するＳＢ５
では、ＳＢ２乃至ＳＢ４において算出された時間差ＤＴ
RP、心拍周期ＲＲ、および脈波面積比ＶＲを用い、図６
のＳＡ１０乃至ＳＡ１１において係数および定数が決定
された数式２から推定血圧値ＥＢＰSYS が算出される。SB5 corresponding to the following blood pressure value estimating means 80
Now, the time difference DT calculated in SB2 to SB4
Using RP , heartbeat period RR, and pulse wave area ratio VR, FIG.
The estimated blood pressure value EBP SYS is calculated from Equation 2 in which the coefficients and the constants are determined in SA10 to SA11.
【００５４】続く表示手段９８に対応するＳＢ６では、
図８に示されるように、表示器３２の所定位置に表示さ
れる時間軸と推定最高血圧値ＥＢＰSYS 軸との二次元座
標において、ＳＢ５において算出された推定血圧値ＥＢ
ＰSYS が時間軸に沿ってトレンド表示されるとともに、
警報範囲の最小値ＡＬL を示す下側警報ラインＬALL、
および警報範囲の最大値ＡＬH を示す上側警報ラインＬ
ATH が時間軸に平行に表示され、さらに、その下側警報
ラインＬALL よりも上側に警戒範囲の最小値ＡＴL を示
す下側警戒ラインＬATL が時間軸に平行に表示され、上
側警報ラインＬ ATH よりも下側に警戒範囲の最大値ＡＴ
H を示す上側警戒ラインＬATH が時間軸に平行に表示さ
れる。At SB6 corresponding to the following display means 98,
As shown in FIG.
Time axis and estimated systolic blood pressure EBPSYSTwo-dimensional seat with axis
At the target, the estimated blood pressure value EB calculated at SB5
PSYSIs trended along the time axis,
Alarm range minimum value ALLLower warning line L indicatingALL,
And the maximum value AL of the alarm rangeHUpper warning line L indicating
ATHIs displayed parallel to the time axis, and the lower alarm
Line LALLAbove the minimum value AT of the warning rangeLShows
Lower guard line LATLIs displayed parallel to the time axis,
Side alarm line L ATHBelow the maximum value AT of the warning range
HUpper warning line L indicatingATHIs displayed parallel to the time axis.
It is.
【００５５】続くアラーム判定手段９２に対応するＳＢ
９では、ＳＢ５で算出された推定血圧値ＥＢＰが、予め
定められた警報範囲（ＡＬL 〜ＡＬH ）、たとえば図６
のＳＡ７においてカフ１０による血圧測定された後、Ｓ
Ｂ５において最初に算出される推定血圧値ＥＢＰを基準
として、その推定血圧値ＥＢＰから下側へ３０％変化し
た値として設定される警報範囲の最小値ＡＬL を超えた
か否か、およびその推定血圧値ＥＢＰから上側へ３０％
変化した値として設定される警報範囲の最大値ＡＬH を
超えたか否かが判断される。SB corresponding to the following alarm determination means 92
In 9, the estimated blood pressure value EBP calculated in SB5, the predetermined warning area (AL L ~AL H), for example, FIG. 6
After the blood pressure was measured by the cuff 10 in SA7 of FIG.
First, based on the estimated blood pressure value EBP calculated for the B5, whether exceeds a minimum value AL L alarm range set as a 30% change in value to the lower side from the estimated blood pressure value EBP, and the estimated blood pressure 30% upward from value EBP
Whether exceeds the maximum value AL H alarm range set as the changed values are determined.
【００５６】上記ＳＢ９の判断が否定された場合には、
ＳＢ１１の判断が直接的に実行されるが、肯定された場
合には、続く表示手段９８に対応するＳＢ１０におい
て、推定血圧値ＥＢＰが警報範囲を超えたことを示す文
字或いは記号が表示器３２に表示され、かつ図示しない
スピーカーから推定血圧値ＥＢＰが警報範囲を超えたこ
とを示す警報音或いはメッセージが出力される。If the determination at SB9 is negative,
The determination at SB11 is directly executed. If the determination is affirmative, a character or a symbol indicating that the estimated blood pressure value EBP has exceeded the warning range is displayed on the display 32 at SB10 corresponding to the following display means 98. A warning sound or message indicating that the estimated blood pressure value EBP has exceeded the warning range is output from a speaker which is displayed and not shown.
【００５７】続くアラート判定手段９４に対応するＳＢ
１１では、ＳＢ５で算出された推定血圧値ＥＢＰが警戒
範囲の最大値ＡＴH または警戒範囲の最小値ＡＴL を超
えたか否かが判断される。上記警戒範囲の最大値ＡＴH
は、たとえば前記警報範囲の最大値ＡＬH よりも１５mm
Hg低い値に予め決定され、上記警戒範囲の最小値ＡＴ L
は、たとえば前記警報範囲の最小値ＡＬL よりも１５mm
Hg高い値に予め決定されている。SB corresponding to the following alert determination means 94
At 11, the estimated blood pressure value EBP calculated at SB5 is alert.
Maximum value AT of rangeHOr the minimum value AT of the alert rangeLOver
Is determined. The maximum value AT of the above warning rangeH
Is, for example, the maximum value AL of the alarm range.H15mm than
Hg is determined in advance to a low value, and the minimum value AT of the above warning range L
Is, for example, the minimum value AL of the alarm range.L15mm than
Hg is predetermined to a high value.
【００５８】上記ＳＢ１１の判断が肯定された場合は、
続く表示手段９８に対応するＳＢ１３において、推定血
圧値ＥＢＰが警戒範囲を超えたことを示す文字或いは記
号が表示器３２に表示され、かつ図示しないスピーカー
から推定血圧値ＥＢＰが警戒範囲を超えたことを示す警
戒音或いはメッセージが出力された後、図６の推定血圧
値ＥＢＰ算出式決定ルーチンが実行されることによりカ
フ１０による血圧測定が実行される。たとえば図８にお
いては、時間ｔATH の時点でカフ１０による血圧測定が
実行される。従って、再び図７の血圧監視ルーチンが実
行され、ＳＢ９において推定血圧値ＥＢＰが警報範囲
（ＡＬL 〜ＡＬH ）を超えたと判定される時点では、既
にカフ１０による血圧測定が起動されているので、推定
血圧値ＥＢＰが警報範囲を超えたと判定される時点、た
とえば図８の時間ｔALH の時点でカフ１０による血圧測
定を起動させる場合よりも、早期にカフ１０による血圧
測定値が得られる。When the determination at SB11 is affirmative,
At SB13 corresponding to the subsequent display means 98, a character or a symbol indicating that the estimated blood pressure value EBP has exceeded the warning range is displayed on the display 32, and the estimated blood pressure value EBP has exceeded the warning range from a speaker (not shown). Is output, the blood pressure measurement by the cuff 10 is performed by executing the estimated blood pressure value EBP calculation formula determination routine of FIG. For example, in FIG. 8, blood pressure measurement by cuff 10 is performed at time t ATH . Therefore, is executed again to FIG. 7 of the blood pressure monitor routine, at the time when the estimated blood pressure EBP is determined to have exceeded the warning area (AL L ~AL H) in SB9, since already the blood pressure measurement using the cuff 10 is activated The blood pressure measurement value by the cuff 10 is obtained earlier than when the blood pressure measurement by the cuff 10 is activated at the time when the estimated blood pressure value EBP exceeds the alarm range, for example, at the time t ALH in FIG.
【００５９】しかし、上記ＳＢ１１の判断が否定された
場合には、続くＳＢ１２において、図６の推定血圧値Ｅ
ＢＰ算出式決定ルーチンにおいてカフを用いて測定され
た前回の血圧測定から予め設定された血圧測定周期ＴB
が経過したか否かが判断される。この血圧測定周期ＴB
は、たとえば十数分乃至数十分に設定される。すなわ
ち、数式２の血圧値推定式の精度を重視する場合は、で
きるだけ血圧値ＢＰと脈波伝播時間ＤＴRPとの相関関係
が変化しない間に得られた情報に基づいて数式２の係数
を修正するために、比較的短い周期（十数分）に設定さ
れ、カフ１０の圧迫による患者の負担の軽減を重視する
場合には、比較的長い周期（数十分）に設定される。If, however, the determination at SB11 is negative, then at SB12, the estimated blood pressure value E in FIG.
A blood pressure measurement cycle T B set in advance from the previous blood pressure measurement measured using the cuff in the BP calculation formula determination routine
Is determined. This blood pressure measurement cycle T B
Is set, for example, from ten minutes to several tens of minutes. That is, when the accuracy of the blood pressure value estimation formula of Expression 2 is emphasized, the coefficient of Expression 2 is corrected based on information obtained while the correlation between the blood pressure value BP and the pulse wave transit time DT RP does not change as much as possible. In order to reduce the burden on the patient due to the compression of the cuff 10, a relatively long cycle (several tens of minutes) is set.
【００６０】上記ＳＢ１２の判断が否定された場合に
は、前記ＳＢ１以降が繰り返し実行され、肯定された場
合は、周期的に到来する血圧測定時期であるので、図６
の推定血圧値ＥＢＰ算出式決定ルーチンにおいて、カフ
１０を用いてオシロメトリック法により血圧測定が実行
され、且つ数式２の係数（α、β、γ）および定数δが
再決定される。If the determination at SB12 is denied, the above-mentioned SB1 and subsequent steps are repeatedly executed. If the determination is affirmed, it is the blood pressure measurement timing that periodically arrives.
In the routine for determining the estimated blood pressure value EBP calculation formula, the blood pressure measurement is performed using the cuff 10 by the oscillometric method, and the coefficients (α, β, γ) and the constant δ in Expression 2 are re-determined.
【００６１】上述のように本実施例によれば、血圧値推
定手段８０（ＳＢ５）により、推定血圧値ＥＢＰと脈波
伝播時間ＤＴRP、心拍周期ＲＲおよび容積脈波面積比Ｖ
Ｒとの予め記憶された関係（数式２）から、実際の時間
差ＤＴRP、心拍周期ＲＲ、および容積脈波面積比ＶＲに
基づいて推定血圧値ＥＢＰSYS が算出されることから、
推定血圧値ＥＢＰSYS に対して高い推定精度が得られ
る。すなわち、時間差ＤＴRPのみに基づいて生体の血圧
値が推定される場合に比較して、生体の血圧値に関連し
て変化する心臓側のパラメータである心拍周期ＲＲおよ
び生体の血圧値に関連して変化する末梢側のパラメータ
である容積脈波面積比ＶＲがさらに用いられるので、推
定血圧値ＥＢＰSYS に対して推定精度が一層高められ、
カフ１０を用いて測定された血圧値ＢＰとの校正が頻繁
に行なわれる必要がない。As described above, according to the present embodiment, the estimated blood pressure value EBP, the pulse wave transit time DT RP , the cardiac cycle RR, and the volume pulse wave area ratio V are obtained by the blood pressure value estimating means 80 (SB5).
Since the estimated blood pressure value EBP SYS is calculated based on the actual time difference DT RP , the cardiac cycle RR, and the volume pulse wave area ratio VR from the relationship (Formula 2) stored in advance with R,
High estimation accuracy is obtained for the estimated blood pressure value EBP SYS . That is, as compared with the case where the blood pressure value of the living body is estimated based only on the time difference DT RP , the blood pressure value of the living body is related to the cardiac cycle RR and the blood pressure value of the living body which change in relation to the blood pressure value of the living body. Since the volume pulse wave area ratio VR, which is a parameter on the peripheral side that changes by the change, is further used, the estimation accuracy for the estimated blood pressure value EBP SYS is further improved,
Calibration with the blood pressure value BP measured using the cuff 10 does not need to be performed frequently.
【００６２】また、本実施例によれば、所定の血圧測定
周期ＴB 毎に、情報記憶手段１００（ＳＡ８）により、
血圧測定手段９６（ＳＡ７）で測定された最高血圧値Ｂ
ＰSY S と、その血圧測定手段９６（ＳＡ７）による血圧
測定時に脈波伝播速度情報算出手段７０（ＳＡ２）によ
り算出された脈波伝播時間ＤＴRPと、その血圧測定手段
９６（ＳＡ７）による血圧測定時に循環情報算出手段７
２（ＳＡ３乃至ＳＡ４）により算出された心拍周期ＲＲ
および容積脈波面積比ＶＲとが一組として記憶され、関
係修正手段１０２（ＳＡ１２）により、その情報記憶手
段１００（ＳＡ８）によって記憶された多数組の情報
を、最新の情報から順に５組用いて、重回帰分析により
数式２の係数α、β、γおよび定数δが修正される。す
なわち、血圧測定手段９６（ＳＡ７）により測定された
最高血圧値ＢＰSYS とその血圧測定時の脈波伝播時間Ｄ
ＴRPとの対応が変化していない間の情報に基づいて、重
回帰分析により数式２の係数α、β、γおよび定数δが
修正されるので、数式２が、血圧測定毎のばらつきの影
響が好適に減少させられて、変動する患者の状態に適合
するように修正される。[0062] Further, according to this embodiment, at each predetermined blood pressure measurement period T B, the information storage unit 100 (SA8),
Systolic blood pressure value B measured by blood pressure measuring means 96 (SA7)
P SY S , the pulse wave propagation time DT RP calculated by the pulse wave propagation velocity information calculating means 70 (SA2) when measuring the blood pressure by the blood pressure measuring means 96 (SA7), and the blood pressure by the blood pressure measuring means 96 (SA7) Circulation information calculation means 7 during measurement
2 (SA3 to SA4) calculated heartbeat period RR
And the volume pulse wave area ratio VR are stored as one set, and the relation correcting means 102 (SA12) uses five sets of information stored by the information storage means 100 (SA8) in order from the latest information. Then, the coefficients α, β, γ and the constant δ in Expression 2 are corrected by the multiple regression analysis. That is, the systolic blood pressure value BP SYS measured by the blood pressure measuring means 96 (SA7) and the pulse wave propagation time D at the time of measuring the blood pressure.
Based on the information during which the correspondence with T RP has not changed, the coefficients α, β, γ and the constant δ of Expression 2 are corrected by multiple regression analysis, so that Expression 2 is affected by the variation of each blood pressure measurement. Is suitably reduced and modified to accommodate changing patient conditions.
【００６３】また、本実施例によれば、前記数式２にお
いて、初期に用いられる係数α、β、γおよび定数δ
は、カフ１０等により測定された血圧値と、その血圧値
が得られたときの脈波伝播時間ＤＴRP、心拍周期ＲＲ、
および容積脈波面積比ＶＲとを含む多数人のデータから
重回帰分析を用いて求められたものであるので、推定血
圧値ＥＢＰを得るための汎用可能な関係が得られる利点
がある。According to the present embodiment, the coefficients α, β, γ, and the constant
Are the blood pressure value measured by the cuff 10 or the like, the pulse wave transit time DT RP when the blood pressure value is obtained, the heartbeat period RR,
Since it is obtained by using multiple regression analysis from data of a large number of persons including the pulse volume area ratio VR and the volume pulse wave area ratio VR, there is an advantage that a versatile relationship for obtaining the estimated blood pressure value EBP is obtained.
【００６４】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。While the embodiment of the present invention has been described in detail with reference to the drawings, the present invention can be applied to other embodiments.
【００６５】たとえば、前述の実施例の血圧値推定手段
８０（ＳＢ５）において、推定血圧値ＥＢＰを算出する
数式２は、心拍数情報である心拍周期ＲＲおよび容積脈
波面積情報である容積脈波面積比ＶＲの双方が用いられ
ていたが、どちらか一方のみであっても、従来の血圧監
視装置に比較して推定精度が高められる。For example, in the blood pressure value estimating means 80 (SB5) of the above-described embodiment, the expression 2 for calculating the estimated blood pressure value EBP is expressed by the heartbeat period RR which is heart rate information and the volume pulse wave which is volume pulse wave area information. Although both of the area ratios VR are used, even if only one of them is used, the estimation accuracy is improved as compared with the conventional blood pressure monitoring device.
【００６６】また、前述の実施例では、推定血圧値ＥＢ
Ｐを算出する数式２において、時間差ＤＴRP、心拍周期
ＲＲ、および容積脈波面積比ＶＲは、それぞれ１次式で
あったが、２次以上であってもよいし、三角関数や対数
関数を含むものであってもよい。たとえば、数式５、数
式６に示すような式であってもよいのである。In the above embodiment, the estimated blood pressure value EB
In Equation 2 for calculating P, the time difference DT RP , the cardiac cycle RR, and the volume pulse wave area ratio VR are each linear expressions, but may be quadratic or more, and may be a trigonometric function or a logarithmic function. May be included. For example, equations such as Equations 5 and 6 may be used.
【００６７】[0067]
【数５】ＥＢＰ＝α（１／ＤＴRP）＋γＶＲ2 ＋δ （α、γ は係数、δは定数）EBP = α (1 / DT RP ) + γVR 2 + δ (α and γ are coefficients, δ is a constant)
【００６８】[0068]
【数６】ＥＢＰ＝α（１／ＤＴRP）＋βｌｏｇ（ＲＲ）
＋γＶＲ＋δ （α、β、γ は係数、δは定数）EBP = α (1 / DT RP ) + βlog (RR)
+ ΓVR + δ (α, β, γ are coefficients, δ is a constant)
【００６９】また、前述の実施例では、推定血圧値ＥＢ
Ｐを算出する式は数式２のみであったが、数式２におい
て用いられた係数と同様に、予め定められた血圧値レン
ジ毎に異なる式が用いられて推定血圧値ＥＢＰが算出さ
れるものであってもよい。In the above-described embodiment, the estimated blood pressure value EB
Although the equation for calculating P is only Equation 2, the estimated blood pressure value EBP is calculated using a different equation for each predetermined blood pressure value range, similarly to the coefficient used in Equation 2. There may be.
【００７０】また、前述の実施例では、係数決定手段８
２に対応するＳＡ１０において、係数α、β、γの３つ
の係数の値が実際の血圧値に基づいて決定されていた
が、血圧の範囲によって推定血圧値ＥＢＰへの影響が異
なる係数の値のみが実際の血圧値に基づいて決定され、
その他の係数は一定値とされてもよい。In the above embodiment, the coefficient determining means 8
In SA10 corresponding to 2, the values of the three coefficients α, β, and γ were determined based on the actual blood pressure value. However, only the values of the coefficients having different effects on the estimated blood pressure value EBP depending on the blood pressure range were determined. Is determined based on the actual blood pressure value,
Other coefficients may be fixed values.
【００７１】また、前述の実施例において、時間差ＤＴ
RP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。In the above embodiment, the time difference DT
The RP was calculated based on the time difference from the R wave to the rising point of the photoplethysmogram, but another calculation method such as using the time difference from the Q wave of the electrocardiographic waveform to the rising point of the photoplethysmogram is used. .
【００７２】また、前述の実施例において、Ｒ波或いは
光電脈波の１拍毎に推定血圧値ＥＢＰが算出されていた
が、２以上の拍数毎に推定血圧値ＥＢＰが算出されるも
のであってもよい。In the above-described embodiment, the estimated blood pressure value EBP is calculated for each beat of the R wave or the photoelectric pulse wave. However, the estimated blood pressure value EBP is calculated for every two or more beats. There may be.
【００７３】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。The present invention can be modified in various other ways without departing from the gist thereof.
【図１】本発明の一実施例である非観血連続血圧推定装
置８の回路構成を説明するブロック線図である。FIG. 1 is a block diagram illustrating a circuit configuration of a non-invasive continuous blood pressure estimating apparatus 8 according to an embodiment of the present invention.
【図２】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。FIG. 2 is a functional block diagram illustrating a main part of a control function of an electronic control device in the embodiment of FIG. 1;
【図３】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。FIG. 3 is a diagram illustrating a time difference DT RP obtained by a control operation of the electronic control device 28 in the embodiment of FIG. 1;
【図４】脈波面積ＶＰ等の容積脈波面積情報の算出方法
を説明する図である。FIG. 4 is a diagram illustrating a method for calculating volume pulse wave area information such as a pulse wave area VP.
【図５】係数決定手段８２において用いられる、血圧レ
ンジ毎に予め記憶された複数組の係数値を説明する図で
ある。FIG. 5 is a diagram for explaining a plurality of sets of coefficient values stored in advance for each blood pressure range, used in the coefficient determination means 82.
【図６】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、推定血
圧値ＥＢＰ算出式決定ルーチンを示す図である。6 is a flowchart illustrating a main part of a control operation of the electronic control device 28 in the embodiment of FIG. 1, and is a diagram illustrating a routine for determining an estimated blood pressure value EBP calculation formula.
【図７】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。FIG. 7 is a flowchart illustrating a main part of a control operation of the electronic control device in the embodiment of FIG. 1, and is a diagram illustrating a blood pressure monitoring routine.
【図８】表示手段９８により表示される推定血圧値ＥＢ
Ｐのトレンドを例示する図である。FIG. 8 shows an estimated blood pressure value EB displayed by the display means 98.
It is a figure which illustrates the trend of P.
８：非観血連続血圧推定装置 ７０：脈波伝播速度情報算出手段 ７２：循環情報算出手段 ７４：心拍数情報算出手段 ７６：容積脈波面積情報算出手段 ８０：血圧値推定手段 ８２：係数決定手段 ９６：血圧測定手段 １００：情報記憶手段 １０２：関係修正手段 8: Non-invasive continuous blood pressure estimating device 70: pulse wave propagation velocity information calculating means 72: circulation information calculating means 74: heart rate information calculating means 76: volume pulse wave area information calculating means 80: blood pressure value estimating means 82: coefficient determination Means 96: Blood pressure measurement means 100: Information storage means 102: Relationship correction means
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 川口 敬三 愛知県小牧市林2007番１ 日本コーリン株 式会社内 (72)発明者 成松 清幸 愛知県小牧市林2007番１ 日本コーリン株 式会社内 Ｆターム(参考） 4C017 AA02 AA08 AA09 AA19 AB03 AC03 AC15 AD01 BC11 BD01 FF15 ──────────────────────────────────────────────────続 き Continued on the front page (72) Inventor Keizo Kawaguchi 2007-1 Kobayashi, Hayashi, Aichi Prefecture Inside Nippon Korin Co., Ltd. (72) Inventor Kiyoyuki Narimatsu 2007-01 Kobayashi, Hayashi, Aichi Prefecture Nippon Korin Co., Ltd. F Terms (reference) 4C017 AA02 AA08 AA09 AA19 AB03 AC03 AC15 AD01 BC11 BD01 FF15
Claims (3)
報から生体の動脈内血圧を推定するための非観血連続血
圧推定装置であって、 前記生体の動脈における脈波伝播速度に関連する脈波伝
播速度情報を検出する脈波伝播速度情報検出手段と、 前記生体の心拍数に関連する心拍数情報、および該生体
の末梢部における容積脈波の面積に関連する容積脈波面
積情報の少なくとも一方を算出する循環情報算出手段
と、 予め記憶された関係から、前記生体の動脈における脈波
伝播速度に関連する脈波伝播速度情報と、該生体の心拍
数に関連する心拍数情報および該生体の末梢部における
容積脈波の面積に関連する容積脈波面積情報の少なくと
も一方とに基づいて、前記生体の血圧値を推定する血圧
値推定手段とを、含むことを特徴とする非観血連続血圧
推定装置。1. A non-invasive continuous blood pressure estimating device for estimating a blood pressure in an artery of a living body from information obtained non-invasively from a circulatory organ of the living body, the blood pressure estimating device being related to a pulse wave propagation velocity in an artery of the living body. Pulse wave propagation velocity information detecting means for detecting pulse wave propagation velocity information, heart rate information relating to the heart rate of the living body, and volume pulse wave area information relating to the area of the volume pulse wave in the peripheral portion of the living body Circulating information calculating means for calculating at least one of: a pulse wave velocity information related to a pulse wave velocity in the artery of the living body, a heart rate information related to a heart rate of the living body, Blood pressure value estimating means for estimating the blood pressure value of the living body based on at least one of the plethysmogram area information related to the area of the plethysmogram in the peripheral part of the living body. Continuous blood Blood pressure estimation device.
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り測定された血圧値と、該血圧測手
段による血圧測定時に前記脈波伝播速度情報検出手段に
より検出された脈波伝播速度情報と、該血圧測定手段に
よる血圧測定時に前記循環情報算出手段により算出され
た心拍数情報および容積脈波面積情報の少なくとも一方
とを一組とする情報を記憶する情報記憶手段と、 該情報記憶手段により記憶された多数組の情報を、最新
の情報から順に、少なくとも前記予め記憶された関係に
おいて用いられる係数および定数の数よりも多い数用い
て、重回帰分析により前記予め記憶された関係の係数お
よび定数を修正する関係修正手段とを、さらに含むもの
である請求項１記載の非観血連続血圧推定装置。2. A blood pressure measuring means for measuring a blood pressure value of the living body using a cuff for changing a compression pressure on a part of the living body at every predetermined blood pressure measurement cycle, and the blood pressure is measured by the blood pressure measuring means. A blood pressure value, pulse wave propagation velocity information detected by the pulse wave velocity information detecting means at the time of blood pressure measurement by the blood pressure measuring means, and a heart rate calculated by the circulation information calculating means at the time of measuring blood pressure by the blood pressure measuring means Information storage means for storing information as one set of information and at least one of plethysmogram area information; and a large number of sets of information stored by the information storage means, at least the previously stored Relationship correction means for correcting the previously stored relationship coefficients and constants by multiple regression analysis using a number greater than the number of coefficients and constants used in the relationship. Noninvasive continuous blood pressure estimation apparatus in which according to claim 1, wherein ones.
により記憶された多数組の情報を、最新の情報から順
に、少なくとも前記予め記憶された関係において用いら
れる係数および定数の数よりも多く且つ予め設定された
所定数以下の数を用いて、重回帰分析により前記予め記
憶された関係の係数および定数を修正するものである請
求項２記載の非観血連続血圧推定装置。3. The relation correcting means sets the plurality of sets of information stored by the information storage means in order from the latest information, at least more than the number of coefficients and constants used in the previously stored relation. 3. The non-invasive continuous blood pressure estimating device according to claim 2, wherein the coefficient and the constant of the relation stored in advance are corrected by a multiple regression analysis using a number equal to or less than a predetermined number set in advance.
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