JPH05207978A - 無拘束運動負荷時血圧変動測定装置 - Google Patents
無拘束運動負荷時血圧変動測定装置Info
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- JPH05207978A JPH05207978A JP4010481A JP1048192A JPH05207978A JP H05207978 A JPH05207978 A JP H05207978A JP 4010481 A JP4010481 A JP 4010481A JP 1048192 A JP1048192 A JP 1048192A JP H05207978 A JPH05207978 A JP H05207978A
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 運動負荷時における血圧変動を一心拍毎に無
拘束的に計測する。 【構成】 波長の異なる光源１・２から所定のサイクル
で照射された光は、生体の表在血管で吸収・反射され、
各々の反射光が共通の受光素子３により受光され、その
受光量に対応する電気信号をマルチプレクサ５に送る。
マルチプレクサ５は、各々の波長毎に電気信号を分離
し、可変利得増幅器６・７へ送り、電気信号ＰＲ・ＰＩ
Ｒを得る。これをバンドパスフィルタ８・９に入力し、
脈動による反射光の変動成分・外乱成分を有する脈波信
号ΔＰＲ、ΔＰＩＲを得る。これらを差動増幅器１０に
入力し、外乱を除去した脈波信号ΔＰＳを得て、微分器
１１に入力し、微分脈波信号δＰＳを得る。また、電極
１３、心電計１４より微分心電波形δＣＧを得る。両者
より脈波伝播速度が得られる。これが送信機２１より受
信機２２に送られ、この脈波伝播速度より、一心拍毎の
血圧値が推定される。
拘束的に計測する。 【構成】 波長の異なる光源１・２から所定のサイクル
で照射された光は、生体の表在血管で吸収・反射され、
各々の反射光が共通の受光素子３により受光され、その
受光量に対応する電気信号をマルチプレクサ５に送る。
マルチプレクサ５は、各々の波長毎に電気信号を分離
し、可変利得増幅器６・７へ送り、電気信号ＰＲ・ＰＩ
Ｒを得る。これをバンドパスフィルタ８・９に入力し、
脈動による反射光の変動成分・外乱成分を有する脈波信
号ΔＰＲ、ΔＰＩＲを得る。これらを差動増幅器１０に
入力し、外乱を除去した脈波信号ΔＰＳを得て、微分器
１１に入力し、微分脈波信号δＰＳを得る。また、電極
１３、心電計１４より微分心電波形δＣＧを得る。両者
より脈波伝播速度が得られる。これが送信機２１より受
信機２２に送られ、この脈波伝播速度より、一心拍毎の
血圧値が推定される。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は無拘束運動負荷時血圧変
動測定装置に関する。
動測定装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来、非観血血圧測定方法としては、圧
迫帯（カフ）内の微小圧変位を利用したオシロメトリッ
ク法、光電脈波信号を利用した容積振動法及び容積補償
法、コロトコフ音を用いる聴診法等があり、これらはト
レッドミル、エルゴメータ等を利用した運動負荷測定に
用いられていた。
迫帯（カフ）内の微小圧変位を利用したオシロメトリッ
ク法、光電脈波信号を利用した容積振動法及び容積補償
法、コロトコフ音を用いる聴診法等があり、これらはト
レッドミル、エルゴメータ等を利用した運動負荷測定に
用いられていた。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】しかし、これらの計測
方法ではトレッドミル、エルゴメータ等を利用した被験
者の動きを制限した運動負荷でのみ測定可能であり、そ
の場合、被験者の動きはかなり制限される。従って本来
の意味での運動負荷時（マラソン、球技等の運動中）に
おける血圧変動を測定することは、これらの方法が体動
による外乱に弱かったりこれらのどの方法でも測定部位
を圧迫するためにカフ、圧力源（ポンプ）等を用いらな
ければならず、センサ部や測定装置自体が大型化し無拘
束的に血圧変動を測定することは不可能であった。
方法ではトレッドミル、エルゴメータ等を利用した被験
者の動きを制限した運動負荷でのみ測定可能であり、そ
の場合、被験者の動きはかなり制限される。従って本来
の意味での運動負荷時（マラソン、球技等の運動中）に
おける血圧変動を測定することは、これらの方法が体動
による外乱に弱かったりこれらのどの方法でも測定部位
を圧迫するためにカフ、圧力源（ポンプ）等を用いらな
ければならず、センサ部や測定装置自体が大型化し無拘
束的に血圧変動を測定することは不可能であった。
【０００４】
【課題を解決するための手段】本発明の無拘束運動負荷
時血圧変動測定装置は、身体に装着され生体信号を収集
送信する携帯用のデータ送信部と、送信された前記生体
信号を受信し演算処理してその結果を表示または他の生
体信号表示モニターに伝送するインターフェース部とか
らなる無拘束運動負荷時血圧変動測定装置において、前
記データ送信部が表在動脈の脈波を光電脈波信号として
測定部位から取り出す光電素子からなる脈波センサ部
と、脈波伝播速度を得るために用いる心電信号を得るた
めの電極部と、２波長の光電脈波信号から体動による外
乱を除去する外乱除去部と、前記光電脈波信号及び心電
信号を微分し脈波伝播時間を求める演算制御部と、これ
らの各データを前記インターフェース部に順次送信する
送信部とを具備し、前記インターフェース部が一心拍毎
の脈波伝播速度を用いることにより、一心拍毎の血圧値
を推定する演算制御部を具備して構成される。
時血圧変動測定装置は、身体に装着され生体信号を収集
送信する携帯用のデータ送信部と、送信された前記生体
信号を受信し演算処理してその結果を表示または他の生
体信号表示モニターに伝送するインターフェース部とか
らなる無拘束運動負荷時血圧変動測定装置において、前
記データ送信部が表在動脈の脈波を光電脈波信号として
測定部位から取り出す光電素子からなる脈波センサ部
と、脈波伝播速度を得るために用いる心電信号を得るた
めの電極部と、２波長の光電脈波信号から体動による外
乱を除去する外乱除去部と、前記光電脈波信号及び心電
信号を微分し脈波伝播時間を求める演算制御部と、これ
らの各データを前記インターフェース部に順次送信する
送信部とを具備し、前記インターフェース部が一心拍毎
の脈波伝播速度を用いることにより、一心拍毎の血圧値
を推定する演算制御部を具備して構成される。
【０００５】
【実施例】次に本発明について図面を参照して説明す
る。
る。
【０００６】図１は本発明の一実施例（データ送信部）
の構成を示すブロック図、図２は本発明の一実施例（イ
ンタフェース部）の構成を示すブロック図、図３は光セ
ンサの外観図、図４は外乱除去原理を示す説明図、図５
は血管内圧と脈波伝播速度との関係例を示す説明図、図
６は脈波伝播速度の求め方の一例を示す説明図である。
の構成を示すブロック図、図２は本発明の一実施例（イ
ンタフェース部）の構成を示すブロック図、図３は光セ
ンサの外観図、図４は外乱除去原理を示す説明図、図５
は血管内圧と脈波伝播速度との関係例を示す説明図、図
６は脈波伝播速度の求め方の一例を示す説明図である。
【０００７】まず本発明の概要について述べる。
【０００８】本発明は、脈波伝播速度が血管内圧により
変化することに着目し、光電脈波信号の微分波形と心電
波形の微分波形または前記の測定部位と異なる部位の光
電脈波信号の微分波形の時間差と、解剖学的血管長より
脈波伝播速度を求め、運動負荷事前にあらかじめ測定し
ていた血圧値と脈波伝播速度から血管内圧に変換する変
換曲線により、一心拍毎の血管内圧を推定する。
変化することに着目し、光電脈波信号の微分波形と心電
波形の微分波形または前記の測定部位と異なる部位の光
電脈波信号の微分波形の時間差と、解剖学的血管長より
脈波伝播速度を求め、運動負荷事前にあらかじめ測定し
ていた血圧値と脈波伝播速度から血管内圧に変換する変
換曲線により、一心拍毎の血管内圧を推定する。
【０００９】この方法により、生体に装着するセンサ類
を少なくでき、さらにデータの伝送に無線を用いれば測
定装置の装着による運動の制限を軽減することができ
る。また、光電脈波信号を得る際に光波長による生体内
への伝達特性の差異を利用し、発光素子に複数の波長を
用い、時分割測定し、生体内への伝達特性の異なる光電
脈波波形の差分をとることにより、血液量変化による光
電脈波信号成分のみを抽出でき、運動による体動外乱を
取り除くことが可能である。
を少なくでき、さらにデータの伝送に無線を用いれば測
定装置の装着による運動の制限を軽減することができ
る。また、光電脈波信号を得る際に光波長による生体内
への伝達特性の差異を利用し、発光素子に複数の波長を
用い、時分割測定し、生体内への伝達特性の異なる光電
脈波波形の差分をとることにより、血液量変化による光
電脈波信号成分のみを抽出でき、運動による体動外乱を
取り除くことが可能である。
【００１０】図１を見るに、データ送信部を示す図であ
って、光源１はたとえば６６０ｎｍ程度の波長の赤色光
を発光するもので、光源２はたとえば８０４ｎｍ程度の
波長の近赤外光を発光するものである。光源１，２から
照射された光は図示しない生体の表在血管で吸収・反射
され、各々の反射光が図３に示す共通の受光素子３によ
りそれぞれ受光される。なお、これらの光源１，２は、
所定のサイクルにて交互に交互に点灯させられる。受光
素子３は、たとえば発光素子１，２の発光波長領域にお
いて感度を有する広波長体のホトトランジスタあるいは
ホトダイオードから構成されており、その受光量に対応
した大きさの電気信号ＰＳをマルチプレクサ５へ出力す
る。マルチプレクサ５は後で述べる点灯信号Ｒ、ＩＲに
対応する後述の切り換え信号ＭＰに基づいて切り換えら
れることにより、赤色光に対応する電気信号ＰＲを可変
利得増幅器６へ、近赤外光に対応する電気信号ＰＩＲを
可変利得増幅器７へそれぞれ出力する。可変利得増幅器
６，７は前記の脈波に対応する電気信号Ｐ，ＰＩＲを増
幅し、電気信号ＰＲＤ，ＰＩＲＤをバンドパスフィルタ
８，９へそれぞれ出力する。バンドパスフィルタ８，９
は、入力された電気信号ＰＲＤ，ＰＩＲＤから低周波・
高周波成分をそれぞれ除去して脈動による反射光の変動
成分・外乱成分を有する脈波信号ΔＰＲ，ΔＰＩＲをそ
れぞれ取り出して、それら脈波信号ΔＰＲ，ΔＰＩＲを
差動増幅器１０に入力する。
って、光源１はたとえば６６０ｎｍ程度の波長の赤色光
を発光するもので、光源２はたとえば８０４ｎｍ程度の
波長の近赤外光を発光するものである。光源１，２から
照射された光は図示しない生体の表在血管で吸収・反射
され、各々の反射光が図３に示す共通の受光素子３によ
りそれぞれ受光される。なお、これらの光源１，２は、
所定のサイクルにて交互に交互に点灯させられる。受光
素子３は、たとえば発光素子１，２の発光波長領域にお
いて感度を有する広波長体のホトトランジスタあるいは
ホトダイオードから構成されており、その受光量に対応
した大きさの電気信号ＰＳをマルチプレクサ５へ出力す
る。マルチプレクサ５は後で述べる点灯信号Ｒ、ＩＲに
対応する後述の切り換え信号ＭＰに基づいて切り換えら
れることにより、赤色光に対応する電気信号ＰＲを可変
利得増幅器６へ、近赤外光に対応する電気信号ＰＩＲを
可変利得増幅器７へそれぞれ出力する。可変利得増幅器
６，７は前記の脈波に対応する電気信号Ｐ，ＰＩＲを増
幅し、電気信号ＰＲＤ，ＰＩＲＤをバンドパスフィルタ
８，９へそれぞれ出力する。バンドパスフィルタ８，９
は、入力された電気信号ＰＲＤ，ＰＩＲＤから低周波・
高周波成分をそれぞれ除去して脈動による反射光の変動
成分・外乱成分を有する脈波信号ΔＰＲ，ΔＰＩＲをそ
れぞれ取り出して、それら脈波信号ΔＰＲ，ΔＰＩＲを
差動増幅器１０に入力する。
【００１１】差動増幅器１０では、脈波信号ΔＰＲ，Δ
ＰＩＲの差分を取り、外乱を除去した脈波信号ΔＰＳを
微分回路１１に入力し、微分脈波信号δＰＳを得る。こ
の微分脈拍信号δＰＳはＡ／Ｄ変換器１２を介してＩ／
Ｏポート１７へ供給される。
ＰＩＲの差分を取り、外乱を除去した脈波信号ΔＰＳを
微分回路１１に入力し、微分脈波信号δＰＳを得る。こ
の微分脈拍信号δＰＳはＡ／Ｄ変換器１２を介してＩ／
Ｏポート１７へ供給される。
【００１２】このＩ／Ｏポート１７には、更に、被験者
の胸部等に装着される複数の電極１３を備え、心臓の活
動にともなって発生する電気信号を検出する心電計１４
が接続されている。この心電計１４は、心電波形ＣＧを
微分回路１５に入力する。微分回路１５より微分心電波
形δＣＧを得る。この微分心電波形δＣＧは、Ａ／Ｄ変
換器１６を介してＩ／Ｏポート１７へ供給される。
の胸部等に装着される複数の電極１３を備え、心臓の活
動にともなって発生する電気信号を検出する心電計１４
が接続されている。この心電計１４は、心電波形ＣＧを
微分回路１５に入力する。微分回路１５より微分心電波
形δＣＧを得る。この微分心電波形δＣＧは、Ａ／Ｄ変
換器１６を介してＩ／Ｏポート１７へ供給される。
【００１３】Ｉ／Ｏポート１７は、データバスラインを
介してＣＰＵ１８，ＲＯＭ１９，ＲＡＭ２０、送信機２
１にそれぞれ接続されている。ＣＰＵ１８は、ＲＡＭ２
０の記憶機能を利用しつつＲＯＭ１９にあらかじめ定め
られたプログラムに従って信号処理を実行し、Ｉ／Ｏポ
ート１７を介して光源１，２へ点灯信号Ｒ，ＩＲをそれ
ぞれ供給しかつそれら点灯信号Ｒ，ＩＲに対応してマル
チプレクサ５へ切り換え信号ＳＷを供給するとともに、
差動増幅器１０の出力脈波信号ΔＰＳに基づき可変利得
増幅器６，７へ外乱の影響が少なくなるような方向に利
得切り換え信号ＲＧ，ＩＲＧをそれぞれ供給する一方、
前記微分脈波信号δＰＳ、微分心電波形δＣＧより所定
のアルゴリズムに従って脈波伝播時間を決定し、送信機
２１より送信する。
介してＣＰＵ１８，ＲＯＭ１９，ＲＡＭ２０、送信機２
１にそれぞれ接続されている。ＣＰＵ１８は、ＲＡＭ２
０の記憶機能を利用しつつＲＯＭ１９にあらかじめ定め
られたプログラムに従って信号処理を実行し、Ｉ／Ｏポ
ート１７を介して光源１，２へ点灯信号Ｒ，ＩＲをそれ
ぞれ供給しかつそれら点灯信号Ｒ，ＩＲに対応してマル
チプレクサ５へ切り換え信号ＳＷを供給するとともに、
差動増幅器１０の出力脈波信号ΔＰＳに基づき可変利得
増幅器６，７へ外乱の影響が少なくなるような方向に利
得切り換え信号ＲＧ，ＩＲＧをそれぞれ供給する一方、
前記微分脈波信号δＰＳ、微分心電波形δＣＧより所定
のアルゴリズムに従って脈波伝播時間を決定し、送信機
２１より送信する。
【００１４】図２は、本発明のインターフェース部を示
す図である。受信機２２は、送信機２１よりのデータを
受取って、データバスラインを介してＣＰＵ２３，ＲＯ
Ｍ２４，ＲＡＭ２５，Ｉ／Ｏポート２６，表示器２７，
外部インターフェース２８，入力装置２９とそれぞれ接
続されている。ＣＰＵ２３は、ＲＡＭ２５の記憶機能を
利用しつつＲＯＭ２４にあらかじめ定められたプログラ
ムに従って信号処理を実行し、あらかじめ入力される被
験者の血圧値と脈波伝播速度の関係より、一義的に決定
される血圧値をＩ／Ｏポート２６を介して、表示器２７
に表示されるか外部インターフェース２８に一心拍毎に
出力する。
す図である。受信機２２は、送信機２１よりのデータを
受取って、データバスラインを介してＣＰＵ２３，ＲＯ
Ｍ２４，ＲＡＭ２５，Ｉ／Ｏポート２６，表示器２７，
外部インターフェース２８，入力装置２９とそれぞれ接
続されている。ＣＰＵ２３は、ＲＡＭ２５の記憶機能を
利用しつつＲＯＭ２４にあらかじめ定められたプログラ
ムに従って信号処理を実行し、あらかじめ入力される被
験者の血圧値と脈波伝播速度の関係より、一義的に決定
される血圧値をＩ／Ｏポート２６を介して、表示器２７
に表示されるか外部インターフェース２８に一心拍毎に
出力する。
【００１５】次に、かかる体動による外乱除去原理及び
脈波伝播速度より求める血圧値推定原理は次の通りであ
る。
脈波伝播速度より求める血圧値推定原理は次の通りであ
る。
【００１６】まず、体動による外乱除去原理について
は、図３は発光素子１，２と受光素子３からなる光セン
サの外観図である。図３の分図（Ａ）は人体に装着され
る面から見た図であり、分図（Ｂ）は下側が人体に装着
される面である。遮蔽物４は、発光素子３からの直接光
の影響を除去するものである。発光素子１，２には波長
の異なるものを用い、それぞれの発光素子１，２と、受
光素子３の幾何学的位置関係は、同一になるように設置
する。この光センサを発光素子１，２と受光素子３によ
り表在血管を挟み込むように生体表面に粘着テープ等で
密着して固定する。なお、表在血管が存在しない箇所に
おいても光電脈波信号が観測できれば、本法による測定
は可能である。
は、図３は発光素子１，２と受光素子３からなる光セン
サの外観図である。図３の分図（Ａ）は人体に装着され
る面から見た図であり、分図（Ｂ）は下側が人体に装着
される面である。遮蔽物４は、発光素子３からの直接光
の影響を除去するものである。発光素子１，２には波長
の異なるものを用い、それぞれの発光素子１，２と、受
光素子３の幾何学的位置関係は、同一になるように設置
する。この光センサを発光素子１，２と受光素子３によ
り表在血管を挟み込むように生体表面に粘着テープ等で
密着して固定する。なお、表在血管が存在しない箇所に
おいても光電脈波信号が観測できれば、本法による測定
は可能である。
【００１７】図４は、体動による外乱除去原理を示した
ものである。光の生体内への伝達特性が、波長により大
きく異なることが知られている。従って、生体内への伝
達特性の異なる複数の波長を用いて測定を行い、測定対
象のみを分離するように演算を行えばよい、例えば、２
波長で測定で測定する場合では、血流の変調を大きく受
けない波長λ２により、相対的位置変動による体動外乱
を検出し、血流による散乱・吸収などによる変調の影響
と体動による外乱とを含む波長λ１による検出情報との
差をとることにより体動による外乱の影響を除去するこ
とが可能である。なお、体動による外乱除去のための可
変利得増幅器６，７の利得係数は、体動による外乱の影
響が最も小さくなるように随時、所定のプログラムによ
り計算された利得切り換信号ＲＧ，ＩＲＧにより設定さ
れる。
ものである。光の生体内への伝達特性が、波長により大
きく異なることが知られている。従って、生体内への伝
達特性の異なる複数の波長を用いて測定を行い、測定対
象のみを分離するように演算を行えばよい、例えば、２
波長で測定で測定する場合では、血流の変調を大きく受
けない波長λ２により、相対的位置変動による体動外乱
を検出し、血流による散乱・吸収などによる変調の影響
と体動による外乱とを含む波長λ１による検出情報との
差をとることにより体動による外乱の影響を除去するこ
とが可能である。なお、体動による外乱除去のための可
変利得増幅器６，７の利得係数は、体動による外乱の影
響が最も小さくなるように随時、所定のプログラムによ
り計算された利得切り換信号ＲＧ，ＩＲＧにより設定さ
れる。
【００１８】次に、脈波伝播速度より求める血圧値推定
原理については、次の通りである。図５は脈波伝播速度
と欠陥内圧の関係を示したものである。同図に示されて
いるように脈波伝播速度は、血管内圧が低いときには遅
く、高い場合には早くなる。但し、血管壁の性状によっ
ても脈波伝播速度は影響を受け、各個人によってその曲
線が異なるため、予めなん点かの血圧値での脈波伝播速
度を測定しておき、各個人毎に変換曲線を得ておく必要
がある。この変換曲線を用いれば、脈波伝播速度から血
管内圧を推定できる。さらに、これを一心拍毎に行え
ば、一心拍毎の血圧変動に追従できる。図６は微分脈波
信号δＰＳと微分心電波形δＣＧとから脈波伝播速度を
求める説明図である。各々原波形を用いず、微分波形を
用いるのは心電図のＱ波及び光電脈波の立ち上がり点を
明瞭にするために用いている。さらに、脈波の立ち上が
り点以外での外乱による波形の誤認識を防止するため
に、一般的にＱ波のあと約５０〜３００ｍｓ後に脈波が
出現するので、この区間のみゲートを開くようにし、こ
の区間でのみ微分脈波の立ち上がり点を探すことにす
る。このようにしてＱ波と脈波の立ち上がり点の時間差
を求め、これと予め推定される正中線と光電脈波測定箇
所間の解剖学的血管長で除算を行い、脈波伝播速度を求
める。なお、微分心電波形の代わりに、前述の測定部位
と異なる部位で同時測定された微分脈波を用いることに
よっても同様な方法により脈波伝播速度を求めることが
可能で、それにより血圧値を推定できる。
原理については、次の通りである。図５は脈波伝播速度
と欠陥内圧の関係を示したものである。同図に示されて
いるように脈波伝播速度は、血管内圧が低いときには遅
く、高い場合には早くなる。但し、血管壁の性状によっ
ても脈波伝播速度は影響を受け、各個人によってその曲
線が異なるため、予めなん点かの血圧値での脈波伝播速
度を測定しておき、各個人毎に変換曲線を得ておく必要
がある。この変換曲線を用いれば、脈波伝播速度から血
管内圧を推定できる。さらに、これを一心拍毎に行え
ば、一心拍毎の血圧変動に追従できる。図６は微分脈波
信号δＰＳと微分心電波形δＣＧとから脈波伝播速度を
求める説明図である。各々原波形を用いず、微分波形を
用いるのは心電図のＱ波及び光電脈波の立ち上がり点を
明瞭にするために用いている。さらに、脈波の立ち上が
り点以外での外乱による波形の誤認識を防止するため
に、一般的にＱ波のあと約５０〜３００ｍｓ後に脈波が
出現するので、この区間のみゲートを開くようにし、こ
の区間でのみ微分脈波の立ち上がり点を探すことにす
る。このようにしてＱ波と脈波の立ち上がり点の時間差
を求め、これと予め推定される正中線と光電脈波測定箇
所間の解剖学的血管長で除算を行い、脈波伝播速度を求
める。なお、微分心電波形の代わりに、前述の測定部位
と異なる部位で同時測定された微分脈波を用いることに
よっても同様な方法により脈波伝播速度を求めることが
可能で、それにより血圧値を推定できる。
【００１９】
【発明の効果】以上説明したように本発明による無拘束
運動負荷時血圧変動測定装置は、血圧変動を求めるため
に、脈波伝播速度を用いることにより一心拍毎の変動が
測定可能で、また圧迫用のカフ，ポンプ等を使用してい
ないため、センサ部及び携帯用の装置の小型化が容易
で、被験者の動きを制限しない装置の製作が可能となる
という効果を有する。
運動負荷時血圧変動測定装置は、血圧変動を求めるため
に、脈波伝播速度を用いることにより一心拍毎の変動が
測定可能で、また圧迫用のカフ，ポンプ等を使用してい
ないため、センサ部及び携帯用の装置の小型化が容易
で、被験者の動きを制限しない装置の製作が可能となる
という効果を有する。
【００２０】さらに、生体内への伝達特性の異なる複数
の波長を用いるために体動による外乱を除去した光電脈
波波形が得られ、運動中でも安定に測定可能で、マラソ
ン・球技等の本来の意味での運動負荷中の一心拍毎の血
圧変動を無拘束的に測定でき、運動負荷の効果測定ある
いは運動負荷を課した心疾患検査が可能となるという効
果を有する。
の波長を用いるために体動による外乱を除去した光電脈
波波形が得られ、運動中でも安定に測定可能で、マラソ
ン・球技等の本来の意味での運動負荷中の一心拍毎の血
圧変動を無拘束的に測定でき、運動負荷の効果測定ある
いは運動負荷を課した心疾患検査が可能となるという効
果を有する。
【図１】本発明の一実施例（データ送信部）構成を示す
ブロック図
ブロック図
【図２】本発明の一実施例（インターフェース部）の構
成を示すブロック図
成を示すブロック図
【図３】光センサの外観図
【図４】外乱除去原理を示す説明図
【図５】血管内圧と脈波伝播速度との関係例を示す説明
図
図
【図６】脈波伝播速度の求め方の一例を示す説明図
１，２ 発光素子 ３ 受光素子 ６，７ 可変利得増幅器 ８，９ バンドパスフィルタ １０ 差動増幅器 １１，１５ 微分器 ２１ 送信機
Claims (2)
- 【請求項１】 身体に装着され生体信号を収集送信する
携帯用のデータ送信部と、送信された前記生体信号を受
信し演算処理してその結果を表示または他の生体信号表
示モニターに伝送するインターフェース部とからなる無
拘束運動負荷時血圧変動測定装置において、前記データ
送信部が表在動脈の脈波を光電脈波信号として測定部位
から取り出す光電素子からなる脈波センサ部と、脈波伝
播速度を得るために用いる心電信号を得るための電極部
と、２波長の光電脈波信号から体動による外乱を除去す
る外乱除去部と、前記光電脈波信号及び心電信号を微分
し脈波伝播時間を求める演算制御部と、これらの各デー
タを前記インターフェース部に順次送信する送信部とを
具備し、前記インターフェース部が一心拍毎の脈波伝播
速度を用いることにより、一心拍毎の血圧値を推定する
演算制御部を具備して成ることを特徴とする無拘束運動
負荷時血圧変動測定装置。 - 【請求項２】 前記心電信号を微分してその中から心電
信号のＱ波を検出し、その出力にあるゲートを開きあら
かじめ定められた時間経過した後にそのゲートを閉じて
成ることを特徴とする請求項１記載の無拘束運動負荷時
血圧変動測定装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4010481A JPH05207978A (ja) | 1992-01-24 | 1992-01-24 | 無拘束運動負荷時血圧変動測定装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4010481A JPH05207978A (ja) | 1992-01-24 | 1992-01-24 | 無拘束運動負荷時血圧変動測定装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05207978A true JPH05207978A (ja) | 1993-08-20 |
Family
ID=11751358
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4010481A Withdrawn JPH05207978A (ja) | 1992-01-24 | 1992-01-24 | 無拘束運動負荷時血圧変動測定装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH05207978A (ja) |
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1992
- 1992-01-24 JP JP4010481A patent/JPH05207978A/ja not_active Withdrawn
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