WO1996022050A1

WO1996022050A1 - Moniteur de pression sanguine

Info

Publication number: WO1996022050A1
Application number: PCT/JP1996/000039
Authority: WO
Inventors: Masayuki Shinoda; Hidekatsu Inukai; Hiroshi Sakai
Original assignee: Colin Corporation
Priority date: 1995-01-17
Filing date: 1996-01-12
Publication date: 1996-07-25
Also published as: EP0750878A1; EP0750878A4; US5743857A

Description

明細害発明の名称

血圧視装置技術分野

本発明は、生体の血圧値を比較的長期間にわたって ¾視する血圧監視装 Sに関するものである。背景技術

生体の血圧値を比較的長期間にわたって £視する血圧 S視装置には、生体の一部に巻回されるカフを有して、そのカフによる圧迫圧力を変化させることによりその生体の血圧値を測定する血圧測定手段が用いられるのが一般的である。この血圧測定手段によりカフを用、て測定される血圧測定値は比較的信頼性が得られるからである。上記血圧 ¾視装の —種に、たとえば、上記血圧測定手段により血圧測定を周期的に起動させて生体の血圧値を所定の周期で出力させることにより、血圧 £視を可能とするものがある。

しかしながら、このような自動血圧監視装置による場合には、血圧監視の精度を高めるために測定周期を短くすると、カフの生体に対する圧迫頻度が高くなるので大きな負担を生体に強いる欠点がある。また、力フによる圧迫頻度が極端に高くなると、懋血が生じて正確な血圧値が得られなくなる場合もある。

これに対し、生体に装着されたカフ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拍同期波の変化に基づいて生体の血圧値を測定する血圧測定手段と、前記生体の動脈に押圧されてその動脈から発生する圧脈波を検出する圧脈波センサと、前記血圧測定手段を所定の周期で起動させることにより、その圧脈波センサによって検出された圧脈波の大きさと上記血圧測定手段によって測定された血圧値との圧脈波血圧対応関係を決定する圧脈波血圧対応閟係决定手段と、その圧脈波血圧対応関係から、実際の圧脈波に基づいて監視血圧値を逐次決定する監視血圧値决定手段とを備えた血圧 ¾視装置が提案されている。たとえば特開平 5— 3 8 5 8号公報に記載された装置がそれである。これによれば、 1拍毎に監視血圧値が得られる特徴がある。

しかし、 K視血圧値の精度を維持することを目的として上記圧脈波血圧対応関係を再决定するために血圧測定手段によるカフを用いた血圧測定か所定の周期で実行されるため、上記圧脈波血圧対応関係がずれていな、状肪では不要に生体に負担を与えるという欠点があつた。

本発明は、以上の事情を背景として為されたものであり、その目的とするところは、生体にそれほど負担を強いることなく血圧 £視が可能な血圧 S視装 Sを提供することにある。

本発明者は、以上の事情を背景として研究を重ねるうち、生体の相互に異なる場所に装着された脈波センサにより検出される脈波には位相差が存在し、この位相差の大きさは、主として心臓から脈波センサまでの距離によって決定されるが、生体の血圧値によっても変化するという事実を見出した。本発明は、このような知見に基づいて為されたものであり、生体の血圧値の変化を上記位相差の変化に基づいて判定し、生体の血圧値が変化しないと判定されたときには不要なカフによる血圧測定を回避するようにしたものである。発明の開示

上記目的を達成するための第 1発明の要旨とするところは、生体に装着されたカフ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拍同期波の変化に基づいて生体の血圧値を測定する血圧測定手段と、前記生体の動脈に押圧されてその動脈から発生する圧脈波を検出する圧脈波センサと、前記血圧測定手段を所定の周期で起動させることにより、その圧脈波センサによって検出された圧脈波の大きさと上記血 E測定手段によつて測定された血圧値との圧脈波血圧対応閼係を决定する圧脈波血圧対応関係决定手段と、その圧脈波血圧対応関係から、実際の圧脈波に基づいて監視血圧値を逐次決定する監視血圧値決定手段とを備えた血圧監視装 Sであって、（a) 前記生体の相互に異なる部位においてその生体の心拍に同期して発生する心拍同期波をそれぞれ検出する一対の心拍同期波センサと、（b) その一対の心拍同期波センサにより検出される各心拍同期波の位相差を算出する位相差算出手段と、（c) その位相差算出手段により算出された位相差と、前記血圧測定手段により測定された血圧値との間の位相差血圧対応閟係を決定する位相差血圧対応関係決定手段と、（d) 前記血圧測定手段による血圧測定開始時に前記位相差血圧対応関係から前記 K視血圧値決定手段により決定された監視血圧値に基づいて得られた位相差と、前記位相差算出手段により得られた位相差との差が、予め設定された判断基準値以内であるときは前記血圧測定手段による血圧測定を終了させる血圧測定終了手段とを、含むことにある。

このようにすれば、位相差算出手段により一対の心拍同期波センサにより検出される脈波の位相差が算出されると、位相差血圧対応関係決定手段において、その一対の心拍同期波センサにより検出される各脈波の位相差が算出され、血圧測定終了手段により、前記血圧測定手段による血圧測定開始時に前記位相差血圧対応関係から前記監視血圧値决定手段により決定された監視血圧値に基づいて得られた位相差と、前記位相差算出手段により得られた位相差との差が、予め設定された判断基準値以内であるときは前 E血圧測定手段による血圧測定が終了させられる。したがって、圧脈波血圧対応関係のずれが小さい伏態では、圧脈波血圧対応関係を再決定するための血圧測定が不要に実行されることが解消されるので、カフを用いた血圧値測定頻度が低滅され、生体に対する負担が軽減される。

ここで、上記一対の心拍同期波センサは、好ましくは、たとえば左右の腕、或いは上腕と頭部、腕と足などのように生体の相互に異なる部位に装着される。同じ部位であると脈波の位相差が小さくなって血圧甓視が困難となり易いからである。前記位相差算出手段により算出される位相差は、たとえば前記一対の心拍同期波センサにより略同時期にそれぞれ検出された一対の脈波の上ピーク間または下ピーク閲の間隔、心 ¾波形の所定部位と脈波の所定部位との間隔などから求められる。

また、前記一対の心拍同期波センサの一方は、好適には、前記血圧測定手段に用いられるカフと、そのカフの圧力を検出する圧力センサと、その圧力センサにより検出されたカフ内の圧力のうち心拍に同期して発生する圧力振動波をカフ脈波として弁別するバンドバスフィルタとから構成される。このようにすれば、心拍同期波センサのうちの一方は、血圧測定手段において用いられるものと共用される利点がある。

また、前記位相差算出手段は、好適には、カフによる血圧測定のために前記血圧測定手段によつて前記力フ圧の昇 Eが開始されたときに前記カフから得られる脈波から位相差を算出するものである。

また、前記一対の心拍同期波センサの他方は、前記圧脈波センサにより構成される。このようにすれば、圧脈波センサを共用できる利点がある。

また、好適には、前記一対の心拍同期波センサの一方は、生体の ¾面に貼着された極を通して心 ¾波形を検出する心電波形誘導装から構成される。たとえば、心 S波形の R波は大動脈圧波形の下ピーク点に対応しており、その心波形の R波とカフ脈波或いは圧脈波との間の時間差を位相差として用いることによつても、上記発明が構成される。また、前記目的を達成するための他の発明の要旨とするところは、生体に装着されたカフの圧迫圧力を変化させ、該圧迫圧力の変化過程において発生する脈拍同期波の変化に基づいて生体の血圧値を測定する血圧測定手段と、前記生体の動脈に押圧されて該動脈から発生する圧脈波を検出する圧脈波センサと、前記血圧測定手段を所定の周期で起動させることにより、該圧脈波センサによって検出された圧脈波の大きさと該血圧測定手段によつて測定された血圧値との圧脈波血圧対応閩係を決定する圧脈波血圧対応関係決定手段と、該圧脈波血圧対応関係から、実際の圧脈波に基づいて K視血圧値を逐次決定する乾視血圧値決定手段とを備えた血圧監視装 Sであって、（a ) 前記生体の心誘導波形を検出する心 ¾誘導装置と、（b ) 前記圧脈波センサによって検出された圧脈波と、心 ¾誘導装置によって検出された心 ¾誘導波形との位相差を算出する位相差算出手段と、（c ) 位相差算出手段によって算出された位相差の逆数の変化傾向と、監視血圧値決定手段によって决定された ¾視血圧値の変化傾向とが相違したことに基づいて、前記圧脈波血圧対応関係を再決定するために前記血圧測定手段による血圧測定動作を起動させる起動手段とを、含むことにある。

このようにすれば、心 ¾誘導装 fiにより生体における心 «誘導波形が検出され、圧脈波センサにより生体の動脈から発生する圧脈波が検出されると、これら心電誘導波形と圧脈波との位相差が位相差算出手段により算出される。また、監視血圧値决定手段により上記圧脈波に基づいて視血圧値が決定される。そして、これら位相差の逆数の変化傾向と、 K視血圧値における例えば最高血圧値の変化傾向とが相違したことに基づ t、て、起動手段により前記圧脈波血圧対応 K係を再決定するために前記血圧測定手段によるカフを用いた血圧測定動作が起動させられる。したがって、心 «誘導波形と圧脈波との位相差の逆数の変化傾向は、 ¾視血圧値の変化俘向と比例関係にあるという既に実験的に見出されている知見に基づいて、位相差の逆数の変化傾向と監視血圧値の変化傾向とが相違した場合、すなわち、 £視血圧値の僂賴性が疑われる場合には、力フを用いた血圧測定動作が起動されるので、前記対応閟係を再決定するためのカフを用いた血圧測定を繰り返す周期を比較的長期間に設定することが可能となり、カフを用いた血圧測定頻度が低減されるので、生体に対する負担が軽減され、しかも、血圧甓視の連铳性が可及的に向上させられる。

さらに、前記目的を達成するための他の発明の要旨とするところは、所定の周期で、生体に装着されたカフ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拍同期波の変化に基づいてその生体の血圧値を測定する血圧測定手段を備えた血圧監視装置であって、（a) 前記生体の相互に異なる部位においてその生体の心拍に同期して発生する心拍同期波をそれぞれ検出する一対の心拍同期波センサと、（b) その —対の心拍同期波センサにより検出される心拍同期波の位相差を算出する位相差算出手段と、（C) その位相差算出手段により算出された位相差の変化値を算出する位相差変化値算出手段と、（d) その位相差変化値算出手段により算出された位相差の変化値が予め設定された判断基準値を超えたことに基づ t、て前記血圧则定手段による血圧測定動作を起動させる起動手段とを、含むことにある。

このようにすれば、位相差算出手段により一対の心拍同期波センサにより検出される心拍同期波の位相差が算出されると、位相差変化値算出手段により位相差の変化値たとえば変化量或 t、は変化率が算出され、起動手段により、その位相差の変化値が予め設定された判断基準値を超えたことに基づいて前記血圧測定手段による血圧測定動作が起動させられる。したがって、位相差の変化爐が判断基準値以下であるときすなわち生体の血圧値の変化が小さく安定状態にあるときは、カフによる血圧測定か起動されないので、カフを用いた血圧値測定頻度が低減され、生体に対する負担が柽弒される。

ここで、上記一対の心拍同期波センサは、好ましくは、たとえば左右の腕、或いは上腕と頭部、腕と足などのように生体の相互に異なる部位に装着される。同じ部位であると脈波の位相差が小さくなつて血圧監視が困難となり易いからである。前記位相差変化値算出手段により算出される位相差は、たとえば前記一対の心拍同期波センサによりそれぞれ検出された心拍同期波間の上ピークまたは下ビークの間隔、たとえばカフ脈波の所定部位と圧脈波の所定部位との間隔、心電波形の所定部位と脈波の所定部位との間隔などから求められる。

また、前記位相差変化値算出手段により算出される位相差の変化値は、たとえば血圧監視初期における位相差或いは位相差の移動平均値に対する変化率或いは変化量として表される。

また、前記起動手段は、たとえば上記位相差の変化値が予め設定された判断基準値を超えたときには前記血圧測定手段による血圧測定動作を起動させるが、超えないときにはたとえその血圧測定手段による血圧測定動作の定期的な開始時期であってもそれを起動させない。

また、好適には、前記一対の心拍同期波センサの一方は、前記カフと、そのカフの圧力を検出する圧力センサと、その圧力センサにより検出されたカフ内の圧力のうち心拍に同期して発生する圧力振動波をカフ脈波として抽出するバンドバスフィルタとから成る。このようにすれば、血圧測定手段に用いられるカフ、圧力センサ、バンドパスフィル夕などが共用される利点がある。

また、好適には、前記血圧測定手段の非血圧測定期間において前記力フの圧力をたとえば前記生体の平均血圧値以下更に好適には最低血圧値以下に予め設定された値まで所定の周期で昇圧させる昇圧手段がさらに備えられ、前記位相差算出手段は、その界圧手段により昇圧させられた伏態のカフに発生するカフ脈波とそのカフと異なる場所に装着された他の心拍同期波センサにより検出された心拍同期波との位相差を算出する。このようにすれば、一方の心拍同期波センサの一部を構成するカフの圧力がたとえば前記生体の平均血圧値以下更に好適には最低血圧値以下に予め設定された値まで所定の周期で昇圧させられることによりカフ脈波が検出されるので、カフ脈波採取のためのカフの圧迫力が小さくされ、生体の負担が大 Φ8に軽滅される。

また、好適には、前記一対の心拍同期波センサの他方は、前記生体の表面に向かって照射された光の透過光量或いは反射光量の変化に基づいて光 ¾脈波或いは容積脈波を検出する光 ¾式脈波センサにより構成される。この光 ¾式脈波センサは、たとえば、パルスォキシメータ（血中酸素飽和度測定装置）、脈拍計のプローブとしても用いられるものであるから、所定の周期（インターバル）で血圧測定を実行する連梡血圧測定装置と上記パルスォキシメータ或いは脈拍計とが共通の生体に用いられる場合には、そのパルスォキシメータ或いは脈拍計のプローブが上記一対の心拍同期波センサの他方のものとして共用され得る。

また、好適には、前記一対の心拍同期波センサの一方は、生体の表面に貼着された ¾極を通して心電波形を検出する心電波形誘導装 Sから構成される。たとえば、心 ¾波形の R波は大動脈圧波形の下ピーク点に対応しており、その心波形の R波とカフ脈波或いは圧脈波との間の時間差を用いることによつても、上記発明が構成される。図面の簡単な説明

図 1は、本発明の一実施例である血圧 K視装 Sの構成を示すプロック図である。

図 2は、図 1の実施例の圧脈波センサにより検出される圧脈波および脈波弁別回路により検出されるカフ脈波を例示する図である。

図 3は、図 1の実施例において用いられる対応関係を例示する図である。

図 4は、図 1の実施例の制御装 Sの制御機能を説明する機能プロック線図である。

図 5は、図 1の実施例に用いられる位相差と推定血圧値との関係を示す図である。

図 6は、図 1の実施例の制御装置の制御作動を説明するフローチヤ一トである。

図 7は、本発明の他の実施例である図 1に相当するプロック锒図である。

図 8は、図 7の実施例の圧脈波センサ 4 6により検出される圧脈波、および心 ¾誘導装置 6 0により検出される心誘導波形を例示する図である。

図 9は、図 7の実施例の ¾子制御装 2 8の制御機能の要部を説明する機能ブロック锒図である。

図 1 0は、図 7の実施例の電子制御装 S 2 8の制御作動の要部を説明するフローチヤ一トである。

図 1 1は、本発明の他の実施例における図 1に相当する図である。図 1 2は、図 1 1の実施例のパルスォキシメータの構成を説明する図である。

図 1 3は、図 1 1の実施例の制御装置の制御機能を説明する機能プロック棣図である。

図 1 4は、図 1 1の実施例の制御装 Sの制御作動を説明するフローチヤートである。

図 1 5は、図 1 1の実施例の光 ¾脈波センサにより検出される光 ¾脈波および脈波弁別回路により検出される力フ脈波を例示する図である。

発明を実施するための最良の形態

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、前記第 1発明が適用された血圧監視装 8の榷成を説明する図である。図 1において、血圧 ¾視装 8は、ゴム製袋を布製帯状袋内に有してたとえば患者の上腕部 1 2に卷回されるカフ 1 0と、このカフ 1 0に配管 2 0を介してそれぞれ接檨された圧力センサ I 4、切換弁 1 6、および空気ボンブ 1 8とを備えている。この切換弁 1 6は、カフ 1 0内への圧力の供耠を許容する圧力供耠状態、カフ 1 0内を徐々に排圧する徐速排圧状態、およびカフ 1 0内を急速に排圧する急速排圧状想の 3つの状態に切り換えられるように構成されている。

圧力センサ 1 4は、カフ 1 0内の圧力を検出してその圧力を表す圧力信号 S Pを静圧弁別回路 2 2および脈波弁別回路 2 4にそれぞれ供給する。静圧弁別回路 2 2はローパスフィルタを備え、圧力信号 S Pに含まれる定常的な圧力すなわち力フ圧を表す力フ圧侰号 S Kを弁別してそのカフ圧号 S Kを A/D変換器 2 6を介して ¾子制御装 fi 2 8へ供耠すも。上記脈波弁別回路 24はバンドバスフィルタを備え、圧力信号 S Pの振動成分である脈波信号 SM, を周波数的に弁別してその脈波信号 SM , を AZD変換器 30を介して ¾子制御装置 2 8へ供給する。この脈波信号 SM, 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 1 0に伝達される圧力振動波であり、上記カフ 1 0 、圧力センサ 1 4、および脈波弁別回路 24は、心拍同期波の一種である力フ脈波を検出するための一方の心拍同期波センサとして機能している。図 2の上段の波形は、上記カフ 1 0を通して検出されたカフ脈波の —例を示している。

上記電子制御装 fi 28は、 C PU 29. ROM3 1. RAM 3 3，および図示しない IZOボ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、 ROM3 1に予め記憶されたブログラ厶に従って RAM 33の記馆機能を利用しつつ信号処理を実行することにより、〗 0ボートから駆動信号を出力して切換弁 1 6および空気ボンブ 1 8を制御する。

圧脈波検出プローブ 34は、前記カフ 1 0が装着された患者の上腕部 1 2の動脈下流側の部位において、容器伏を成すハウジング 3 6の開口端が体表面 38に対向する状態で装着バンド 4 0により手首 4 2に着脱可能に取り付けられるようになつている。ハウジング 36の内部には、ダイヤフラム 44を介して圧脈波センサ 4 6が相対移動可能かつハウジング 3 6の開口嫋からの突出し可能に設けられており、これらハウジング 3 6およびダイヤフラム 44等によって圧力室 4 8が形成されている。この圧力室 4 8内には、空気ボンブ 5 0から調圧弁 52を経て圧力ェァが供給されるようになっており、これにより、圧脈波センサ 4 6は圧力室 4 8内の圧力に応じた押圧力 P_HDで前記体表面 38に押圧される。上記圧脈波センサ 4 6は、たとえば、単結晶シリコン等から成る半等体チップの押圧面 5 4に多数の半導体感圧素子（図示せず）が配列されて構成されており、手首 4 2の体表面 3 8の攙骨動脈 5 6上に押圧されることにより、撓骨動脈 5 6から発生して体表面 3 8に伝達される圧力振動波すなわち圧脈波を検出し、その圧脈波を表す圧脈波信号 SM₂ を AZD変換器 5 8を介して電子制御装置 28へ供給する。本実施例では、上記圧脈波センサ 4 6は心拍同期波の一種である圧脈波を検出するための他方の心拍同期波センサとして機能している。図 2の下段の波形は、圧脈波センサ 4 6により検出された圧脈波の一例を示している。

また、前記 S子制御装置 2 8の C PU 2 9は、 ROM 3 1に予め記憶されたプログラムに従って、空気ポンプ 5 0および調圧弁 5 2へ駆動信号を出力し、圧力室 4 8内の圧力すなわち圧脈波センサ 4 6の皮膚に対する押圧力を翻節する。これにより、血圧 ¾視に際しては、圧力室 4 8 内の圧力変化過程で逐次得られる圧脈波に基づいて圧脈波センサ 4 6の最適押圧力 P_HDP が决定され、圧脈波センサ 4 6の最適押圧力 P_HDP を維持するように睏圧弁 5 2が制御される。

図 4は、上記血圧監視装 8における ¾子制御装置 2 8の制御機能の要部を説明する機能ブロック棣図である。図において、血圧測定手段 7 2は、カフ 1 0の圧迫圧力の緩やかな変化過程においてカフ 1 0の圧力振動として得られた脈波の大きさの変化に基づいてオシロメトリック法により患者の最高血圧値 BP _SYS および最低血圧値 BP m_A を測定する。圧脈波センサ 4 6は、患者のカフ 1 0が装着される部位たとえば上腕よりも動脈下流側の部位たとえば手首に押圧されることによりその手首の撓骨動脈から発生する圧脈波を検出する。圧脈波血圧対応閼係决定手段 7 4は、圧脈波センサ 4 6により検出される圧脈波の大きさ P_M と血圧測定手段 7 2により測定された血圧値（監視血圧値 MBP) との間の対応関係を所定の患者について予め決定する。この対応関係は、たとえば図 3に示すものであり、 MB P = A · P_M + B式により表される。但し、 Aは傾きを示す定数、 Bは切片を示す定数である。監視血圧値决定手段 7 6は、その対応関係から圧脈波センサ 4 6により検出される圧脈波の大きさ P_M すなわち最高値（上ピーク値） Ρ_ΜΪ··_Χ および最低値（下ピーク値） Ρ_{Μ2Β1 Η} に基づいて最高血圧値 MB P_SYS および最低血圧値 MB P_{D1 A} (モニタ血圧値）を逐次決定し、その決定した ¾視血圧値 MB Pを表示器 3 2に連統的に出力させる。カフ圧昇圧手段 7 8は、上記関係のキヤリブレーションのために所定の周期で起動させられる血圧測定手段 7 2の測定期間において、カフ 1 0の圧迫圧力をよく知られた測定手順にしたがって変化させる。たとえば、カフ圧昇圧手段 7 8は、患者の S高血圧より高い 1 8 OmraHg程度に設定された昇圧目摞値まで力フ 1 0を昇圧させた後に、血圧測定アルゴリズムが実行される測定区間では 3mraHg/sec程度の速度で緩やかに降圧させ、血圧測定が終了するとカフ 1 0の圧力を解放させる。

—方、位相差算出手段 8 0は、前記圧脈波センサ 4 6によって検出された脈波と、前記血圧測定手段 7 2による血圧測定の初期においてカフ 1 0の圧力振動として得られるカフ脈波との間の位相差 D_C，を逐次算出する。位相差血圧対応関係決定手段 8 2は、その位相差算出手段 8 0により算出された位相差 D _CPと血圧測定手段 7 2により測定された血圧値との間の位相差血圧対応関係を決定する。図 5は、その位相差血圧対応関係を例示している。血圧測定終了手段 8 4は、血圧測定手段 7 2による血圧測定開始時に上記位相差血圧対応閬係から上記藍視血圧値决定手段 7 6により决定された ¾視血圧値に基づいて得られた位相差 D_M と、位相差算出手段 8 0により得られた位相差 D_CPとの差 I D_M -DCP Iが予め設定された判断基準値 α以内であるときは血圧測定手段 7 2による血圧測定を終了させる。

図 6は、上記制御装 2 8の制御作動の要部を説明するフローチヤ一トである。図のステップ SA 1 (以下、ステップを省略する。）では、圧力室 4 8内が徐速昇圧させられ、この圧力室 4 8內の徐速昇圧過程で圧脈波センサ 4 6により逐次検出される圧脈波の振幅が *大となる圧力室 4 8内の圧力すなわち圧脈波センサ 4 6の最適押圧力 Ρ_Η„ が决定されるとともに、圧力室 4 8内の圧力がその最適押圧力 P_H0，に保持されることにより、圧脈波センサ 4 6の押圧力が最適な一定値にホールドされる。

次いで、前記カフ圧昇圧手段 7 8に対応する S A 2では、血圧測定のためにカフ 1 0の昇圧が開始される。次に、前記位相差算出手段 8 0に対応する SA 3では、たとえば図 2に示す圧脈波センサ 4 6により検出された圧脈波とカフ 1 0の圧力振動として検出されたカフ脈波とが読み込まれる一方、たとえばその圧脈波の上ピーク点とカフ脈波の上ビーク点とが決定され、それら上ビーク点間の時間差が求められることにより位相差 D_CPが算出される。

次いで、前記血圧測定終了手段 8 4に対応する S A 4では、カフ 1 0 の圧力上昇開始時すなわち血圧測定開始時において図 5の位相差血圧対応関係から実際の £視血圧値 MB Pに基づいて得られた位相差 D_M と、上記 SA 3により算出された位相差 D_C，との差 I D_M — DCP I ZDC，が予め設定された判断基準値な以内であるか否かが判断される。この判断基準値 αは、前記図 3の圧脈波血圧対応閟係のずれがキヤリブレーションを必要とする程のものであるか否かを判断するための値であり、たとえば 5乃至 1 0 %程度の値である。

当初は、上記位相差血圧対応閱係および監視血圧値 MB Ρが得られておらず、上記 S A 4の判断が否定されるので、血圧測定手段 7 2に対応する S A 5において血圧測定アルゴリズムが実行される。すなわち、切換弁 1 6を圧力供給伏想に切り換え且つ空気ポンプ 1 8を作動させて力フ 1 0内の圧力を患者の予想される血圧値よりも高い目樣圧力（たとえば 1 80mmHg) まで S A 2の昇圧に引き挠ぃて界圧させた後、空気ボンブ 1 8を停止させ且つ切換弁 1 6を徐速排圧伏想に切り換えてカフ 1 0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 SM, 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 BP, _YS 、平均血圧値 BP MEAN. および最低血圧値 BP_DIA が測定されるとともに、脈波間隔に基づいて脈搏数などが决定されるのである。そして、その測定された血圧値および脈搏数などが表示器 32に表示されるとともに、切換弁 1 6が急速排圧状態に切り換えられてカフ 1 0内が急速に排圧される。

次に、前記圧脈波血圧対応閼係決定手段 7 に対応する S A 6では、圧脈波センサ 4 6からの圧脈波の大きさ（絶対値すなわち圧脈波信号 S M₂ の大きさ）と上 I5S A 5において測定されたカフ 1 0による血圧値

BPsrs 、 BPD.A との間の対応関係が求められる。すなわち、圧脈波センサ 4 6からの圧脈波が 1拍銃み込まれ且つその圧脈波の最高値 P_M2 および最低値 Ρ_Μί>>1η が決定されるとともに、それら圧脈波の SS 値 Ρ_Μ2»·，および最低値 P_Maaii，と SA 5にてカフ 1 0により測定された最高血圧値 BP_SYS および最低血圧値 BP_D1A とに基づいて、図 3に示す圧脈波の大きさ P M と血圧値との間の対応関係が决定されるのである。

上記のようにして圧脈波血圧対応閱係が決定されると、前記位相差血圧対応閟係決定手段 8 2に対応する S A 7において、 S A 3にて求められた位相差 D_CPと上記最高血圧値 BP_SYS および最低血圧値 BP_D,_A とから、図 5に示す位相差血圧対応閱係が決定される。

そして、 SA 8において、 1つの脈波が入力されたか否かが判断される。この S A 8の判断が否定された場合には 1つの脈波が入力されるまで待機させられるが、 SA 8の判断が肯定された場合には、前記甓視血圧値決定手段 7 6に対応する SA 9および SA 1 0において、前記最適押圧力 PHD，における圧脈波センサ 4 6からの圧脈波の最高値 P_M2»„ (上ピーク値）および最低値 Ρ_Κ,«,_Η (下ビーク値）がそれぞれ決定され、次いで S A 6にて求められた図 3の圧脈波血圧対応関係から、上記圧脈波の最高膣 PM,，" および最低値 P_M,»_{L N} に基づいて最高血圧値 M B P_SYS および最低血圧値 MB PD" (モニタ血圧値）が決定されるとともに、その决定されたモニタ血圧値が圧脈波の連铳波形と共に表示器 3 2に表示される。

次いで、 SA 1 1では、上記ステップ SA 5においてカフ 1 0による血圧測定が行われてからの経過時間が予め設定された 1 0乃至 2 0分程度の設定周期すなわちキャリブレーション周期を柽遇したか否かが判断される。この SA 1 1の判断が否定された場合には、前記 S A 8以下の血圧 ¾視ルーチンが緣り返し実行され、 *高血圧値 MB P,_Y8 および最低血圧値 MB P_D" が 1拍毎に連続的に決定され且つ表示される。しかし、この SA 1 1の判断が肯定された場合には、前記対応関係を再決定するために前記 S A 2以下が再び実行される。

以上のようにして圧脈波血圧対応関係および位相差血圧対応係が決定された後において、圧脈波血圧対応関係のずれが少ない場合には、血圧測定のための力フ 1 0の圧力上昇開始時に図 5の位相差血圧対応閟係から実際の監視血圧嬷 MB Pに基づいて得られた位相差 D_M と S A 3により算出された位相差 D_CPとの差 I D_M — D_CP I ZD_cpが比較的小さくなるので、铳く制御サイクルの S A 4の判断が肯定される。このため、 S A 1 2において血圧測定のために界圧されたカフ 1 0の圧力が解放されて血圧測定が終了させられた後、前記 S A 8以下が実行される。しかし、圧脈波血圧対応関係のずれが大きくなつた場合には、 S A 4の判断が否定されるので、前記 S A 5以下において各対応関係が再決定される上述のように、本実施例によれば、位相差算出手段 8 0に対応する S A 3により一対の心拍同期波センサにより検出される脈波の位相差 D _{C P} が算出されると、位相差血圧対応関係決定手段 8 2に対応する S A 7において、たとえば図 5に示す位相差 D _{C P}と血圧値との間の位相差血圧対応閟係が決定され、血圧測定終了手段 8 4に対応する S A 4により、血圧測定手段 7 2に対応する S A 5による血圧測定開始時に位相差血圧対応関係から監視血圧値決定手段 7 6に対応する S A 1 0により決定された監視血圧値 M B Pに基づいて得られた位相差 D _M と、位相差算出手段 8 0により得られた位相差 D _{C P}との差 I D _M - D C P I ZD c，が、予め設定された判断基準値な以内であるときは血圧測定手段 7 2による血圧測定か終了させられる。したがって、圧脈波血圧対応関係のずれが少ない状態では、圧脈波血圧対応閼係を再決定するための血圧測定が不要に実行されることが解消されるので、カフを用いた血圧値測定頻度が低減され、生体に対する負担が軽減される。

また、本実施例によれば、血圧測定のために用いられるカフ 1 0の圧力振動であるカフ脈波と、連铳 S視のための圧脈波センサ 4 6により検出された圧脈波とから位相差 D _{C P}が求められることから、その位相差 D を求めるための一対の心拍同期波センサを新たに設ける必要がない利点がある。

次に、本発明の他の実施例を鋭明する。なお、以下の説明において前述の実施例と共通する部分には同一の符号を付して説明を省略する。図 7は、心 S誘導装置 6 0が設けられている点において前記図 Iの装置と相違する。この心 S锈導装 6 0は、生体の所定の部位に貼り着けられる複数の; E極 62を介して心筋の活動 ¾位を示す心 ¾誘導波形、所謂心図を連铳的に検出するものであり、その心 ¾誘導波形を示す信号を前記子制御装 fi 28へ供耠する。図 8の上段の波形は、心誘導装置 6 0により検出された心 ¾誘導波形の一例を示し、下段の波形は圧脈波センサ 4 6により検出された圧脈波の一例を示している。

図 9は、上記血圧監視装置 8における子制御装 ίδ 2 8の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図である。図において、血圧測定手段 7 2は、カフ 1 0の圧迫圧力の锾やかな変化過程においてカフ 1 0の圧力振動として得られたカフ脈波の振幅の変化に基づいてオシロメトリック法により患者の最高血圧値 BP, _ys および低血圧值 BP_D1A を測定する。圧脈波センサ 4 6は、患者のカフ 1 0が装着される部位たとえば上腕よりも動脈下流側の部位たとえば手首に押圧されることにより、その手首の橈骨動脈から発生する圧脈波を検出する。圧脈波血圧対応関係決定手段 74は、圧脈波センサ 4 6により検出される圧脈波の大きさ P_M と血圧測定手段 72により測定された血圧値 B Pとの間の対応関係を所定の患者について予め決定する。この対応関係は、たとえば前記図 3に示すものと同様であり、 BP-A · P_M +B式により表される。但し、 Aは傾きを示す定数、 Bは切片を示す定数である。

また、監視血圧値决定手段 76は、その対応関係から圧脈波センサ 4 6により検出される圧脈波の大きさ P_M すなわち最高値（上ビーク値） P_M»"および最低値（下ビーク値） Ρ_Μβ,,に基づいて *高血圧値 MBP _3Υ3 および最低血圧値 MBP_DIA (モニタ血圧値）を逐次決定し、その決定した監視血圧値 MB Pを表示器に連铳的に出力させる。カフ圧昇圧手段 78は、上記間係のキヤリブレーシヨンのために所定の周期で起動させられる血圧測定手段 7 2の厠定期間において、カフ 1 0の圧迫圧力をよく知られた測定手段にしたがって変化させる。たとえば、カフ圧昇圧手段 7 8は、患者の ¾高血圧より高い 1 8 OmmHg程度に設定された昇圧目標値までカフ 1 0を界圧させた後に、血圧測定アルゴリズムが実行される測定区間では 3mmHgZs e c程度の速度で锾やかに降圧させ、血圧測定が終了するとカフ 1 0の圧力を解放させる。

また、位相差算出手段 8 0は、前記圧脈波センサ 4 6によって検出された圧脈波と、前記心 ¾誘導装置 6 0によって検出された心誘導波形との間の位相差 T dを逐次算出する。ここで位相差 T dは図 8に示されるように、心 S誘導波形の R波から圧脈波の微分波形がビーク値を示す時点までの時間差から算出される。起動手段 9 2は、位相差逆数変化値算出手段 8 8と監視血圧値変化値算出手段 9 0とを含んでいる。すなわち、位相差逆数変化値算出手段 8 8は、位相差算出手段 8 0によって算出された位相差 Tdの逆数 Td"¹の変化値厶 Td を逐次算出する。ここで変化値 ΔΤά·¹としては、移動平均値 Td_'_AY C=Td-',-_B + · • · +Td-^, _i-_I +Td-', / (n+ 1 ) 〕に対する変化率〔== (Td 一¹一 Td-'_AV) T CJ -'AV が用いられる。

また、監視血圧値変化値算出手段 9 0は、前記 K視血圧値決定手段 7 6により決定された最高血圧値 MB P,_VS の変化値 AMB P_SYS を逐次算出する。ここで変化値厶 MB P,_ys としては、移動平均値（MB P,_Y s ) AV C= (ΜΒ Ρ.νβ ) ,-■> + · · · + (MBP.rs ) ι-, + (MB Pers ) , / (n -f 1 ) ) に対する変化率 {= CMB P.va 一 (MB P svs ) _AV〕 / ( B Psrs ) κΛ が用いられる。そして、起動手段 9 2 は、位相差逆数変化値算出手段 8 8によって算出された位相差の逆数の変化値 ΔΤο!と、整視血圧値変化値算出手段 9 0によって算出された最高血圧値 ΜΒ Ρ,γ, の変化値厶 MB P_SYS との比較値 C_DMを算出し、こ

1 8 の比較値 c _DMが予め設定された判断基準値を超えたことに基づレ、て前記血圧測定手段 72によるカフ 1 0を用いた血圧測定勦作を起動させる。ここで比較値 C«mとしては、厶 Td_'と ΔΜΒΡ, との差 | ATd ー厶 ΜΒΡ,γ, し或いは比 1 厶 ΤίΓ'ΖΔΜΒΡ,γ, Iが用いられる。

図 1 0は、本実施例の血圧視装 £8の g子制御装置 2 8の制御作勦の要部を説明するフローチヤ一トである。図において、ステップ SC 1 (以下、ステップを省略する。）では、圧力室 4 8内が徐速昇圧させられ、この圧力室 4 8内の徐速昇圧過程で圧脈波センサ 4 6により逐次検出される圧脈波の振幅が最大となる圧力室 4 8内の圧力すなわち圧脈波センサ 4 6の ft適押圧力 P_HDP が決定されるとともに、圧力室 4 8内の圧力がその最適押圧力 PHDP に保持されることにより、圧脈波センサ 4 6の押圧力が最速な一定値にホールドされる。

铳いて、前記血圧測定手段 72に対応する SC 2においては、血圧測定アルゴリズムが実行される。すなわち、切換弁 1 6を圧力供給伏想に切り換え、且つ空気ボンブ 1 8を作勦させて、カフ 1 0内の圧力を患者の予想される最高血圧値よりも高い目锞圧力（例えば 1 8 OmmHg) まで昇圧させた後、空気ポンプ 1 8を停止させ、且つ切換弁 1 6を徐速排圧状態に切り換えてカフ 1 0内の圧力を予め定められた 3mmHgZ s e c程度の锾やかな速度で下降させることにより、この徐速降圧通程で逐次得られる脈波信号 SM, が表す脈波の振幅の変化に基づいて、よく知られたオシロメトリック方式の血圧値决定アルゴリズムに従って最高血圧値 BP«_YS 、平均血圧値 ΒΡ_ΜΕ ·、および最低血圧値 BP_DIA が測定されるとともに、力フ脈波間 R (に基づいて脈拍数などが决定されるのである。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 3 2に表示されるとともに、切換弁 1 6が急速排圧伏態に切り換えられてカフ 1 0内が急速に排圧される。

続いて、前記圧脈波血圧対応閧係决定手段 74に対応する SC 3では、圧脈波センサ 46からの圧脈波の大きさ（絶対値すなわち圧脈波信号 SMz の大きさ）と上記 SC 2において測定されたカフ 1 0による血圧値 BP_SYS 、 BPO>A との間の対応関係が求められる。すなわち、圧脈波センサ 46からの圧脈波が 1拍銃み込まれ、且つその圧脈波の最高値 P_M»,，および *低値 ΡΜ»,,が决定されるとともに、それら圧脈波の最高値 Ρ_Μβ"および低値 Ρ« ，と SC 2にてカフ 1 0により測定された最高血圧値 BP_AYS および最低血圧値 BP_D,_A とに基づいて、図 3に示す圧脈波の大きさ P_M と血圧値との間の対応閱係が決定されるのである。そして、 SC 4において、 1つの圧脈波が入力されたか否かが判断される。この SC 4の判断が否定された場合には 1つの圧脈波が入力されるまで待機させられるカ^ SC 4の判断が肯定された場合には、前記 K 視血圧値決定手段 76に対応する SC 5および SC 6において、前記最適押圧力 P_HD，における圧脈波センサ 46からの圧脈波の最高値 P_M", (上ビーク値）および最低値 Ρ_Μ，，，（下ビーク値）がそれぞれ決定され、次いで SC 3にて求められた図 3の圧脈波血圧対応関係から、上記圧脈波の最高値 Ρ «»,，および最低値 Ρ Μ«, _ηに基づ t、て最高血圧値 M BP.Y s および最低血圧値 MBP_D1A (モニタ血圧値）が决定されるとともに、その决定されたモニタ血圧値が圧脈波の連梡波形と共に表示器 32に表示される。

統いて、甓視血圧値変化値算出手段 90に対応する S C 7において、上記 *高血圧値 ΜΒΡ,γ, の変化値 AMBP_SYS が算出される。すなわち、最高血圧値 MB Pa の移動平均値（MBP_SY, ) Λν (= ( ΒΡ sYs ) i-» + · · · + (MBPSYS ) 卜, + (MBPSYS ) , / (n + 1) 〕に対する変化率 {= CMBP.y, 一 (MBPara ) AV) / (MB Per. ) AV} が算出される。

そして、 SC8において、 1つの心 ¾誘導波形が入力されたか否かが判断される。この SC 8の判断が否定された場合には 1つの心誘導波形が入力されるまで待機させられるが、 SC 8の判断が肯定された場合には、前記位相差算出手段 80に対応する SC 9において、圧脈波と心 ¾誘導波形との位相差 Tdが算出される。ここで位相差 T_d は図 8に示されるように、心 S誘導波形の R波から圧脈波の微分波形がピーク値を示す時点までの時間差から算出される。铳いて、位相差逆数変化値算出手段 88に対応する SC 1 0においては、上記位相差 Tdの逆数 Td_' の変化値厶 Td_'が算出される。すなわち、位相差の逆数 Td—¹の移動平均値 Td-¹" 〔 = Td-',_, + · · · + Td_，卜， +Td_'， / (n + 1 ) 〕に対する変化率〔= (Td-'-Td-'xy) /Td_'_AV〕が算出される。

統いて、起動手段 9 2に対応する SC 1 1においては、上記位相差の逆数 Td_'の変化値 ΔΤ<1_¹と、上記最高血圧値 MB PSYS の変化値△ MBPsrs との比較値じが、 ATd-，と厶 MBP_SYS との差 I 厶 Td - 'ー厶 ΜΒΡβ I、或いは比 I ATd-' ΔΜΒ Ρ,_Υ8 I として算出され、その比較値 C ₀«が予め設定された判断基準値なを超えたか否かが判断される。この判断基準値なは、患者の血圧値が生体の容体監視の上で問題となる程変化したか否かを判断するために予め実験的に求められたものである。この判断が脊定された場合は、監視血圧値 MB Ρの侰頼性がかなり疑われるので、前記対応関係を再決定するために前記 SC 2 以下が再び実行される。しかし、この判断が否定された場合は、監視血圧値 MB Pが信頼できるので铳く S C 1 2が実行される。

SC 1 2では、上記 SC 2においてカフ 1 0による血圧測定が行われてからの経過時間が予め設定された 3 0分程度の設定周期すなわちキヤリブレーシヨン周期を経過したか否かが判断される。この SC 1 2の判断が否定された場合は、前記 SC 4以下の血圧 K視ルーチンが繰り返し実行され、 ft高血圧值 MB Ps_YS および最低血圧値 MB P_D, * が 1拍毎に連铙的に决定され且つ表示される。しかし、この判断が肯定された場合は、前記対応 M係を再決定するために前記 S C 2以下が再び実行される。

上述のように、本実施例によれば、 SC 8において心！;誘導装置 6 0 により生体における心！:誘導波形が検出され、 S C 4において圧脈波センサ 4 6により生体の動脈から発生する圧脈波が検出されると、これら心電誘導波形と圧脈波との位相差 T dが位相差算出手段 8 0に対応する SC 9において算出され、位相差逆数変化値算出手段 88に対応する S C 1 0において位相差の逆数 TcT¹の変化値厶 TcT¹が算出される。また、監視血圧値決定手段 7 6に対応する S C 6において上記圧脈波に基づいて監視血圧値 MB Pが決定されると、監視血圧値 MB Pにおける最高血圧慷 MBP，_YS の変化値 ΔΜΒΡ_βΥ8 が、監視血圧値変化値算出手段 9 0に対応する SC 7において算出される。そして、これら位相差の逆数 T d の変化値 Δ T d と最高血圧値 MB P ₈γ₈ の変化値 ΔΜ Β Ρ 8VS との比較値 C_DM、例えば、両者の差或いは比が予め設定された判断基準値 c を超えたことに基づいて、起動手段 92により前記血圧測定手段 7 2によるカフ 1 0を用いた血圧測定動作が起動させられる。したがつて、心罨誘導波形と圧脈波との位相差の逆数 Td_'の変化傾向と、監視血圧値 M B Pの変化傾向とは比例閟係にあるという既に実験的に見出されている知見に基づいて、位相差の逆数 T d -¹の変化値 Δ T d と監視血圧値 MB Pにおける最高血圧値 MB P«_ys の変化値 ΔΜΒΡ_βΥδ との比較値 C_DMが予め設定された判断基準値 α以上である場合、すなわち、位相差の逆数 T d - 'の変化傾向と K視血圧值 M B Pの変化傾向とが比例関係にないことが確 βされ、 ¾視血圧値 M B Pの信頼性が疑われる場合には、カフ 1 0を用いた血圧測定動作が起動されるので、前記対応関係を再決定するためのカフ 1 0を用いた血圧測定周期を比較的長期間に設定することが可能となり、カフ 1 0を用いた血圧測定頻度が低减されるので、生体に対する負担が軽減され、しかも、血圧監視の連統性が可及的に向上させられるのである。

しかも、本実施例によれば、 S C 1 2が設けられているので、所定のキヤリブレーシヨン周期を経通する毎に、前記圧脈波の大きさと監視血圧値 M B Pとの対応関係が再決定されるので、圧脈波センサ 4 6によつて測定される監視血圧値 M B Pは常に一定の精度が維持される。

次に、本発明の他の実施例を説明する。なお、以下の実施例において前述の実施例と共通する部分は同一の符号を付して詳細な説明を省略する。

図 1 1は、第 2発明が適用された血圧 ¾視装 S 1 8 6の構成を説明する図である。図において、血圧甓視装置 1 8 6がパルスォキシメータ 1 8 8により検出される光脈波を利用する点において、図 1の血圧監視装置 8と相違する。

パルスォキシメータ 1 8 8は、血中酸素飽和度を測定するために光電脈波検出用プローブ 1 9 0 (以下、単にプローブという）を備えている。図 1 2に詳しく示すように、このプローブ 1 9 0は、例えば、患者の額などのカフ 1 0が装着された上腕部 1 2と異なる部位の体表面 3 8に図示しない装着バンド等により密着した伏態で装着されている。ブローブ 1 9 0は、一方向において開口する容器状のハウジング 1 9 2と、そのハウジング 1 9 2の底部内面の外周側に位置する部分に設けられ、 L E D等から成る複数の第 1発光素子 1 9 4 aおよび第 2発光素子 1 9 4 b (以下、特に区別しない場合は単に発光素子 1 9 4という）と、ハウジング 1 9 2の底部内面の中央部分に設けられ、フォトダイオードゃフォトトランジスタ等から成る受光素子 1 9 6と、ハウジング 1 9 2内に一体的に設けられて発光素子 1 9 4および受光素子 1 9 6を覆う透明な樹脂 1 9 8と、ハウジング 1 9 2内において発光素子 1 9 と受光素子 1 9 6との間に設けられ、発光素子 1 9 4から前記体表面 3 8に向かつて照射された光のその体表面 3 8から受光素子 1 9 6に向かう反射光を遮光する環伏の遮蔽部材 2 0 0とを備えて構成されている。

上記第 1発光素子 1 9 4 aは、例えば 6 6 0 n m程度の波長の赤色光を発光し、第 2発光素子 1 9 4 bは例えば 8 0 0 n m程度の波長の赤外光をそれぞれ発光するものである。これら第 1発光素子 1 9 4 aおよび第 2発光素子 1 9 4 bは、駆動回路 2 0 1からの駆動電流にしたがって所定周波数で交互に発光させられると共に、それら発光素子 1 9 4から前記体表面 3 8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 1 9 6によりそれぞれ受光される ο

受光素子 1 9 6は、その受光量に対応した大きさの光 ¾脈波信号 S M , をローパスフィルタ 2 0 2を介して出力する。受光素子 1 9 6とローパスフィルタ 2 0 2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 2 0 2は、入力された光 S脈波信号 S M ₃ 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 S M , をデマルチプレクサ 2 0 4に出力する。デマルチプレクサ 2 0 4 は、罨子制御装置 2 8からの信号に従って第 1発光素子〗 9 4 aおよび第 2発光素子 1 9 b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 «気信号 S M_R をサンブルホールド回路 2 0 6および AZD 変換器 1 0 9を介して、赤外光による電気信号 S M _{I R}をサンブルホールド回路 208および AZD変換器 2 1 0を介して、それぞれ電子制御装 {52 1 2の図示しない 1ノ0ボートに逐次供铪する。サンブルホールド回路 206, 20 8は、入力された ¾気信号 SM_R , を AZD変换器 2 0 9, 2 1 0へ逐次出力する際に、前回出力した ¾気侰号 SM« , SM,_Rについての AZD変換器 2 0 9, 2 1 0における変換作動が終了するまで次に出力する «気信号 SM，， SM,»をそれぞれ保持するためのものである。なお、上記 ¾子制御装置 2 1 2には、血液中酸素飽和度を表示するために図示しない表示器が接銃されている。

電子制御装置 2 1 2は、 CPU2 1 4、 RAM2 1 6、 ROM2 1 8 などを備え且つ前記 ¾子制御装置 28と相互に通信可能なマイクロコンピュー夕であり、 CPU2 1 4は、 RAM2 1 6の記 ¾機能を利用しつつ ROM2 1 8に予め記馆されたプログラムに従って測定動作を実行し、上記気信号 SM, , に従って酸素飽和度を算出して表示させる一方、上記電気信号 SM，または SM,_Rを前記子制御装置 28へ逐次出力する。

なお、上記酸素飽和度の算出方法は、例えば、本出願人が先に出願して公開された特開平 3 - 1 54 4 0号公報に記載された決定方法と同様であり、 { (V,_R - V·,) / (V-R + V.,) } / { (V_{< IR} -V,,, )

/ (V_dIR +Vs.R ) } にて示される比と、酸素飽和度との間の予め求められた閟係から実際の比に基づいて酸素飽和度が決定される。なお、上式において、 V", V,Rはそれぞれ赤色光による光電脈波形の上ピーク値，下ピーク値であり、 V"_R , Vs.R はそれぞれ赤外光による光脈波形の上ピーク値，下ピーク値である。また、 VwV_eRおよび V_d, R - V_eiR は各光 ¾脈波形の交流成分の振幅をそれぞれ表しており、 V ^ + Va,および V_<IR +V_8IR は各光脈波形の直流成分を 2倍したものをそれぞれ表している。また、光脈波は、図 2の上段に示される圧脈波と同様な曲線を描くものである。

図 1 3は、上記のように構成された血圧 K視装置 1 8 6における S子制御装 fi 2 1 2の制御機能の要部を説明する機能プロック線図である。図において、血圧測定手段 7 2は、予め設定された周期毎によく知られたカフ 1 0を用いる血圧測定を実行し、表示される血圧値を更新する。カフ圧昇圧手段 7 8は、血圧測定手段 7 2の非血圧測定期間において力フ 1 0の圧力を予め設定された値まで所定の周期で昇圧させる。前記プローブ 1 9 0に対応する光 ¾脈波センサ 2 3 0は、カフ 1 0の装着位と異なる部位の生体表面から光電脈波を検出する。本実施例では、光電脈波センサ 2 3 0は心拍同期波の一種である光 ¾脈波を検出するための他方の心拍同期波センサとして機能している。

位相差算出手段 2 3 2は、光電脈波センサ 2 3 0によって検出された光 ¾脈波と、血圧測定の非測定期間において上記カフ圧昇圧手段 7 8により昇圧させられた状態のカフ 1 0に発生する圧力振動であるカフ脈波との間の位相差 D _{C K}を逐次算出する。本実施例においても、脈波弁別回路 2 4から出力される脈波信号 S M i 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 1 0に伝達される圧力振動波であり、上記カフ 1 0、圧力センサ 1 4、および脈波弁別回路 2 4 は、心拍同期波の一種であるカフ脈波を検出するための一方の心拍同期波センサとして機能している。

位相差変化値算出手段 2 3 4は、その位相差算出手段 2 3 2により算出された位相差 D _{C K}の変化値を算出する。この変化値厶 Dは、たとえば位相差 D _{C K}の位相平均値 D _{A V}或いは前回血圧測定が実行されたときの位相差 D _{C KM} に対する変化率或いは変化 iである。起動手段 2 3 6は、位相差変化値算出手段 2 3 4により算出された位相差 D _{C K}の変化値厶 Dが予め設定された判断基準値 /8を超えたことに基づいて血圧測定手段 72による血圧測定動作を起動させる。

図 1 4は、本実施例の血圧 K視装置 8 6の子制御装 fi2 1 2の制御作動の要部を锐明するフローチヤ一卜である。図において、 SB 1では、パルスォキシメータ 88の電子制御装 2 1 2から送信された光電脈波信号が読み込まれる。次いで、 SB 2では、 SB 4以下のインターバルチヱックの前回の実行から予め設定されたインターバルチエツク周期 Τ,ΝΤ が経過したか否かが判断される。このインターバルチヱック周期

Τ,ΝΤ は、たとえば数十秒乃至数分に設定される。

上記 SB 2の判断が否定された場合は、 SB 3において、 SB 8によるカフを用いた血圧測定から予め設定された血圧測定周期 T_B が経過したか否かが判断される。この血圧測定周期 T, は、たとえば数分乃至数十分というように比較的長時間に設定される。この SB 3の判断が否定された場合は本ルーチンが終了させられて、 SB 1以下が繰り返し実行されるが、肯定された場合は、前記血圧測定手段 72に対応する SB 8 において、カフ 1 0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ることにより、最高血圧値 ΒΡ_βΥβ および最低血圧値 ΒΡ₀,_Α が决定され且つ表示されてから、本ルーチンが終了させられる。

前記 SB 2の判断が宵定された場合は、前記カフ圧昇圧手段 7 8に対応する S B 4において、上記 S B 8が実行されない非血圧測定期間においてカフ 1 0の圧力が予め設定された値まで昇圧させられる。この昇圧値は、たとえば前記生体の平均血圧値以下更に好適には最低血圧値以下に予め設定された値である。

次いで、前記位相差算出手段 2 3 2に対応する SB 5において、光 S 脈波とカフ脈波との位相差 D_CKがたとえば図 1 5に示すようにそれらの上ピーク間を求めることにより算出される。また、前記位相差変化値算出手段 234に対応する SB 6において、上記位相差 D_CKの変化値厶 D が算出される。この変化値厶 Dとしては、移動平均値 D_AV

+ · · · -DCK,-, +DCK. / (n + 1 ) 〕に対する変化 i ( = D_c>c— DAV) 、或いは変化率〔= (DCK-DAV) ZD_av〕、または、前回カフによる血圧測定が実行されたときの位相差 D_CKM 対する変化量（ = D_CK 一 D CK ノ、或い 1匕 — ( D C "* D CXM CKM 〕が用いられる o

そして、前記起動手段 2 3 6に対応する SB 7では、上記位相差の変化値 Δ Dが予め設定された判断基準値 β以上であるか否かが判断される。この判断基準値は、患者の血圧値が生体の容態監視の上で問題となる程変化したか否かを判断するために予め実験的に求められたものである 0

上記 SB 7の判断が否定された場合は、患者の血圧値が安定している伏想であるので、 SB 8のカフ 1 0を用いた血圧測定を実行させないで、 SB 3以下が実行される。しかし、上記 SB 7の判断が肯定された場合は、患者の血圧値が比較的大きく変化した状態であるので、 S B 8のカフ 1 0を用いた血圧測定が開始される。

上述のように、本実施例によれば、位相差算出手段 2 3 2に対応する SB 5によりカフ脈波と光 ¾脈波との間の位相差 D_CKが算出されると、位相差変化値算出手段 234に対応する SB 6により位相差 D_CKの変化値が算出され、起動手段 23 6に対応する SB 7により、その位相差 D_CKの変化値が予め設定された判断基準値を超えたことに基づいて血圧測定手段 7 2に対応する S B 8による血圧測定動作が起動させられる。したがって、位相差 Dctの変化値が判断基準値以下であるときすなわち患者の血圧値の変化が小さく安定状態にあるときは、力フ 1 0による血圧測定が起動されないので、カフ 1 0を用いた血圧値測定頻度が低减され、生体に対する負担が軽減される。また、本実施例によれば、血圧測定のために用いられるカフ 1 0の圧力振動であるカフ脈波と、血中酸素飽和度測定のための光 ¾脈波検出ブローブ 1 9 0により検出された光電脈波とから位相差 D _{C K}が求められることから、その位相差 D _{C K}を求めるための一対の心拍同期波センサを新たに設ける必要がな、利点がある。

また、本実施例では、カフ圧昇圧手段 7 8に対応する S B 4では、非血圧測定期間においてカフ 1 0の圧力をたとえば患者の平均血圧値以下更に好適には最低血圧値以下に予め設定された値まで所定の周期で昇圧させられるので、位相差算出を目的とした脈波採取のときのカフ 1 0の圧迫力が小さくされ、生体の負担が大幅に柽減される。

以上、本発明の一実施例を図面に基づいて説明したが、本発明はその他の態様においても適用される。

たとえば、前述の実施例では、位相差 D _{C P}或いは D _{C K}を算出するための脈波を検出するに際しては、血圧測定のためのカフ 1 0、血圧 ¾視のための圧脈波センサ 4 6、或いは酸素飽和度測定のための光電脈波検出用プローブ 1 9 0が共用されていたが、独立して位相差 D _{C P}或いは D _{C K} を算出するための一対の心拍同期波センサすなわち脈波センサがそれぞれ設けられていてもよい。それら一対の脈波センサは、脈波の位相差を検出するためのものであるから、相互に異なる場所に装着されればよい ₀

また、前述の図 1の実施例では、カフ 1 0、圧力センサ 1 4、および脈波弁別回路 2 4は、心拍同期波の一種であるカフ脈波を検出するための一方の心拍同期波センサとして用いられていたが、生体の皮膚に貼着された電極を通して心 ¾波形を検出する心誘導装置が一方の心拍同期波センサとして用いられてもよい。心 ¾誘導波形の R波は大動脈圧脈波の下ピーク点と略一致するので、その心電绣導波形の R波とカフ脈波、光脈波、圧脈波などとの間の位相差を検出すれば、位相差の絶対値が大きい値となり、一層精度が高められる。

また、前記血圧測定手段 7 2は、所謂オシロメトリック法に従い、力フ 1 0の圧迫圧力に伴って変化する圧脈波の大きさの変化伏態に基づいて血圧値を決定するように構成されていたが、所謂コロトコフ音法に従い、カフ 1 0の圧迫圧力に伴って発生および消滅するコロトコフ音に基づいて血圧値を決定するように構成されてもよい。

また、図 6の S A 4では、カフ 1 0の圧力上昇開始時に ¾視血圧値 M B Pに基づいて得られた位相差 D_M と S A 3により算出された位相差 D との差 I D_M — I ZD_CPが割合として求められていたが、上記位相差 D_M と位相差 D_CPとの差は（D_M -DCP) として求められてもよいまた、前述の図 7の実施例において、位相差の逆数 TcT'は、心電锈導波形の R波から圧脈波の微分波形がピ一ク値を示す時点までの時間差 Tdに基づいて算出されていたが、その時間差 Tdは、心誘導波形の R波から圧脈波が最大値を示す時点までの時間差、或いは心誘導波形の R波から圧脈波が最小値を示す時点までの時間差など、様々に定義され得る。要するに、時間差 Tdは、心 ¾誘導波形における所定の時点から、圧脈波における所定の時点までの時間差に基づいて算出されればよいのである。

また、前述の図 7の実施例において、監視血圧値 MB Pの変化値 ΔΜ B Pを算出する際に、 ¾視血圧値 MB Pとしては監視血圧値 MB Pにおける最高血圧値 MBP_sys に基づいて算出されていたが、 £視血圧値 M BPにおける最低血圧値厶 MB P_D,_A に基づいて算出されていてもよい • 要するに、所定の ¾視血圧値 MB Pに基づいて算出されていればよいのである。また、前述の図 7の実施例において、位相差の逆数 Td-iの変化值厶 Td を算出する際、或いは、 S視血圧値 MB Pの変化値厶 MB Pを算出する際には、それぞれ位相差の逆数 Td_ 'のその移動平均値に対する変化率、或いは、 S視血圧値 MB Pのその移動平均値に対する変化率が用いられていたが、それぞれ位相差の逆数 TcT¹のその回帰直線に対する変化率、或いは、監視血圧値 MB Pのその回燔直棣に対する変化率が用いられていてもよい. 要するに、位相差の逆数 TcT"と ¾視血圧値 M BPが変化する割合が的確に把握され得る方法がとられればよいのである 0

また、前述の図 7の実施例においては、 SC 1 2が設けられることにより、所定のキヤリプレーシヨン周期毎に前記対応 1¾係が再決定し直されたのであるが、 SC 1 2を設けることなく SC 1 1の判断が否定された場合には SC 4以下が橾り返されるように構成されていてもよい。このようにすれば、圧脈波センサ 46により測定された監視血圧値 MB P が疑わしい場合にだけ、前記対応関係を再决定するためにカフ 1 0を用いた血圧測定が行われるので、患者の負担がより一 IB軽減され、また、血圧 £視の连铳性がより一層向上させられる。

また、前述の図 1 1の実施例においては、生体の体表面 38で反射した反射光を検出する反射型の光脈波検出用プローブ 1 90が用いられていたが、生体の体組維を透過した透過光を検出する透過型の光脈波検出用プローブが用いられても良い。

また、脈波センサとしては、所 21インピーダンスブレチスモ法において、血液の脈動による生体のィンピーダンスの変化を検出するィンピーダンスセンサ等も用いられ得る。

その他、本発明はその主旨を逸脱しない範囲において種々変更が加えられ得るものである。

Claims

請求の範囲

1 . 生体に装着されたカフの圧迫圧力を変化させ、該圧迫圧力の変化過程において発生する脈拍同期波の変化に基づいて生体の血圧値を測定する血圧測定手段と、前記生体の動脈に押圧されて該動脈から発生する圧脈波を検出する圧脈波センサと、前記血圧測定手段を所定の周期で起動させることにより、該圧脈波センサによって検出された圧脈波の大きさと該血圧測定手段によつて測定された血圧値との圧脈波血圧対応関係を决定する圧脈波血圧対応関係决定手段と、該圧脈波血圧対応閟係から、実際の圧脈波に基づいて監視血圧値を逐次决定する監視血圧値決定手段とを備えた血圧監視装置であつて、

前記生体の相互に異なる部位において該生体の心拍に同期して発生する心拍同期波をそれぞれ検出する一対の心拍同期波センサと、

該一対の心拍同期波センサにより検出される各心拍同期波の位相差を算出する位相差算出手段と、

該位相差算出手段により算出された位相差と、前記血圧測定手段により測定された血圧値との間の位相差血圧対応閩係を决定する位相差血圧対応関係決定手段と、

前記血圧測定手段による血圧測定開始時に前記位相差血圧対応関係から前記監視血圧値決定手段により决定された監視血圧値に基づいて得られた位相差と、前記位相差算出手段により得られた位相差との差が、予め設定された判断基準値以内であるときは前記血圧測定手段による血圧測定を終了させる血圧測定終了手段と、

を含むことを特徴とする血圧 K視装置。

2 . 前記一対の心拍同期波センサの一方は、前記カフと、該カフの圧力を検出する圧力センサと、眩圧力センサにより検出されたカフ内の圧力のうち心拍に同期して発生するカフ脈波を心拍同期波として抽出するバンドバスフィル夕とから成るものである請求の範囲第 1項の血圧甓視装 £。

3 . 前記位相差算出手段は、カフによる血圧測定のために前記血圧測定手段によつて前記力フ圧の界圧が開始されたときに前記力フから得られる力フ脈波から位相差を算出するものである請求の範囲第 2項の血圧 ¾ 視装置。

4 . 前記一対の心拍同期波センサの他方は、前記生体の動脈に押圧されて該動脈內の圧脈波を検出する圧脈波センサである箝求の範囲第 1乃至 3項のいずれかの血圧 K視装 iE。

5 . 前記一対の心拍同期波センサの一方は、生体の表面に貼着された極を通して心 S波形を検出する心電波形誘導装置である箝求の範囲第 1 乃至 4項のいずれかの血圧 K視装置。

6 . 所定の周期で、生体に装着されたカフの圧迫圧力を変化させ、該圧迫圧力の変化過程において発生する脈波の変化に基づいて該生体の血圧値を測定する血圧測定手段を備えた血圧 S視装 fiであって、

前記生体の相互に異なる部位において該生体の心拍に同期して発生する脈波をそれぞれ検出する一対の心拍同期波センサと、

該一対の心拍同期波センサにより検出される心拍同期波の位相差を算出する位相差算出手段と、

該位相差算出手段により算出された位相差の変化値を算出する位相差変化値算出手段と、

該位相差変化値算出手段により算出された位相差の変化値が予め設定された判断基準値を超えたことに基づいて前記血圧測定手段による血圧測定動作を起動させる起動手段と

を、含むことを特 aとする血圧監視装置。

7 . 前記一対の心拍同期波センサの一方は、前記カフと、該カフの圧力を検出する圧力センサと、該圧力センサにより検出されたカフ内の圧力のうち心拍に同期して発生するカフ脈波を抽出するバンドパスフィルタとから成るものである請求の範囲第 6項の血圧 £視装置。

8 . 前記血圧測定手段の非血圧測定期間において前記カフの圧力をたとえば前記生体の平均血圧値以下に予め設定された値まで所定の周期で昇圧させる界圧手段をさらに備え、前記位相差算出手段は、その昇圧手段により界圧させられた状態のカフに発生するカフ脈波とその力フと異なる場所に装着された他の心拍同期波センサにより検出された脈波との位相差を算出するものである請求の範囲第 7項の血圧 £視装置。

9 . 前記血圧測定手段の非血圧測定期間において前記カフの圧力を予め設定された値まで所定の周期で昇圧させる昇圧手段を備え、前記位相差算出手段は、該界圧手段により昇圧させられた伏態の力フに発生する力フ脈波と該カフと異なる場所に装着された他の脈拍同期波センサにより検出された脈拍同期波との位相差を算出するものである請求の範囲第 6 項の血圧監視装置。

10. 前記一対の心拍同期波センサの他方は、前記生体の表面に向かって照射された光の透過光量或いは反射光量の変化に基づいて光脈波を検出する光脈波センサである請求の範囲第 6乃至 9項のいずれかの血圧監視装置。

11. 前記一対の心拍同期波センサの一方は、生体の表面に貼着された電極を通して心電波形を検出する心 ¾波形誘導装置である請求の範囲第 6 乃至 10項のいずれかの血圧 K視装置。補正害の諳求の範囲

[ 1 9 9 6年 5月 2 9日（2 9 . 0 5 . 9 6 ) 国際事務局受理：新しい請求の範囲 1 2及び 1 3が加えられた；他の？！求の範囲は変更無し。（ 2頁） ]

7 . 前記一対の心拍同期波センサの一方は、前記カフと、該カフの圧力を検出する圧力センサと、該圧力センサにより検出されたカフ内の圧力のうち心拍に同期して発生するカフ脈波を抽出するバンドバスフィルタとから成るものである請求の範囲第 6項の血圧監視装置。

8 . 前記血圧測定手段の非血圧測定期間において前記カフの圧力をたとえば前記生体の平均血圧値以下に予め設定された値まで所定の周期で昇圧させる昇圧手段をさらに備え、前記位相差算出手段は、その昇圧手段により昇圧させられた状態のカフに発生するカフ脈波とそのカフと異なる場所に装着された他の心拍同期波センサにより検出された脈波との位相差を算出するものである請求の範囲第 7項の血圧監視装置。

9 . 前記血圧測定手段の非血圧測定期間において前記カフの圧力を予め設定された値まで所定の周期で昇圧させる昇圧手段を備え、前記位相差算出手段は、該昇圧手段により昇圧させられた状態のカフに発生する力フ脈波と該カフと異なる場所に装着された他の脈拍同期波センサにより検出された脈拍同期波との位相差を算出するものである請求の範囲第 6 項の血圧監視装置。

10. 前記一対の心拍同期波センサの他方は、前記生体の表面に向かって照射された光の透過光量或レ、は反射光量の変化に基づいて光電脈波を検出する光電脈波センサである請求の範囲第 6乃至 9項のいずれかの血圧監視装 So

1 1. 前記一対の心拍同期波センサの一方は、生体の表面に貼着された罨極を通して心電波形を検出する心電波形誘導装置である請求の範囲第 6 乃至 10項のいずれかの血圧監視装置。

12. 生体に装着されたカフの圧迫圧力を変化させ、該圧迫圧力の変化過程において発生する脈拍同期波の変化に基づいて生体の血圧値を測定する血圧測定手段と、前記生体の動脈に押圧されて該動脈から発生する圧補正された用紙（条約第 19条）脈波を検出する圧脈波センサと、前記血圧測定手段を所定の周期で起動させることにより、該圧脈波センサによって検出された圧脈波の大きさと該血圧測定手段によつて測定された血圧値との圧脈波血圧対応関係を決定する圧脈波血圧対応関係決定手段と、該圧脈波血圧対応関係から、実際の圧脈波に基づいて監視血圧値を逐次決定する監視血圧値決定手段とを備えた血圧監視装置であつて、

前記生体の心電誘導波形を検出する心電誘導装置と、

前記圧脈波センサによって検出された圧脈波と、該心電誘導装置によつて検出された心電誘導波形との位相差を算出する位相差算出手段と、該位相差算出手段によって算出された位相差の逆数の変化傾向と、前記監視血圧値決定手段によって決定された監視血圧値の変化傾向とが相違したことに基づいて、前記圧脈波血圧対応関係を再決定するために前記血圧測定手段による血圧測定動作を起動させる起動手段と、

を含むことを特徴とする血圧監視装置。

13. 生体に装着されたカフの圧迫圧力を変化させ、該圧迫圧力の変化過程において発生する脈波の変化に基づいて該生体の血圧値を測定する血圧測定手段を備えた血圧監視装置であって、

前記生体の相互に異なる部位において該生体の心拍に同期して発生する心拍同期波をそれぞれ検出する二つの心拍同期波センサと、

該二つの心拍同期波センサにより検出される心拍同期波の位相差を算出する位相差算出手段と、

該位相差算出手段により算出された位相差に基づいて、前記血圧測定手段による血圧測定を必要とするかどうかを判定する判定手段と、を含むことを特徴とする血圧監視装置。

補正された用紙（条約第 19条）条約 1 9条に基づく説明書請求の範囲第 1 2項は、第 7図〜第 1 0図に示された実施例に支持されている。請求の範囲第 1 3項は、第 1図〜第 1 5図に示されたすべての実施例に支持されている。