JP3599858B2

JP3599858B2 - Pulse wave velocity measurement device

Info

Publication number: JP3599858B2
Application number: JP28733995A
Authority: JP
Inventors: 英克犬飼; 寛酒井
Original assignee: コーリンメディカルテクノロジー株式会社
Priority date: 1995-11-06
Filing date: 1995-11-06
Publication date: 2004-12-08
Anticipated expiration: 2015-11-06
Also published as: JPH09122091A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、生体の動脈内を伝播する脈波の伝播速度を測定するための脈波伝播速度測定装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
一般に、高血圧患者の高血圧症の進行の程度を診断する場合、診断に先立ってまず血圧測定が行われる。この血圧測定という方法は、症状を発見する際には非常に有効であるが、例えば食事療法などによる高血圧症の改善の程度を継続的に評価する際には、実はあまり有効な評価方法ではなかった。なぜなら、慢性的な高血圧患者は、通常何等かの降圧剤を日常的に服用しているのが普通だからである。これに対し、脈波伝播速度に影響を及ぼす因子として動脈硬化度が存在することを利用して、たとえば、生体の動脈硬化度などを推定するために、生体の動脈内を伝播する脈波の伝播速度を求めることが行われている。その方法の一つとして、例えば、生体の皮膚上から動脈を押圧して動脈から発生する脈波を検出する脈波センサを２箇所に設け、脈波センサにより検出される脈波の位相差に基づいて伝播速度を求める方法が知られている。特開昭６０−２２００３７号公報に記載された脈波伝播速度測定装置がそれである。そのような装置によれば、高血圧症の進行の程度と直接関連づけられる動脈硬化度を、測定された脈波伝播速度から推定することが可能であるので、日常的に降圧剤を服用している高血圧患者に対しても、患者の高血圧症の改善の程度を継続的に評価することが比較的可能となる。
【０００３】
【発明が解決すべき課題】
しかしながら、上記脈波伝播速度は生体の血圧値によっても影響を及ぼされ、しかも、生体の血圧値は測定するたび毎に多少異なった値を示すのが普通であるので、上述した脈波伝播速度測定装置によって測定された脈波伝播速度を、そのまま動脈硬化度の経時的変化を表す指標として用いると充分な評価精度を得ることができなかった。
【０００４】
本発明は以上の事情を背景として為されたものであり、その目的とするところは、測定される脈波伝播速度を動脈硬化度の経時的変化を表す指標として直接用いることが可能な脈波伝播速度測定装置を提供することにある。
【０００７】
【課題を解決するための第１の手段】
かかる目的を達成するための第１発明の要旨とするところは、生体の動脈内を伝播する脈波の伝播速度を測定するための脈波伝播速度測定装置であって、（ａ）生体の血圧値を測定する血圧測定手段と、（ｂ）前記生体に接触される電極を通して該生体の心電誘導波形を検出する心電誘導装置と、（ｃ）前記生体に装着されて該生体の動脈内を伝播する脈波を検出する脈波センサと、（ｄ）該心電誘導装置により検出された心電誘導波形の周期毎に発生する所定の部位から、該脈波センサにより検出された脈波の周期毎に発生する所定の部位までの時間差を算出する時間差算出手段と、（ｅ）該時間差算出手段により算出された時間差に基づいて該脈波の伝播速度を算出する伝播速度算出手段と、（ｆ）前記生体の脈拍数を測定する脈拍数測定手段を含み、（ｇ）予め設定された関係から、前記血圧測定手段により測定された血圧値、及び前記脈拍数測定手段により測定された脈拍数に基づいて、予め設定された一定の血圧値及び脈拍数における値に修正した修正伝播速度を算出する修正伝播速度算出手段とを、含むものであることを特徴とする。
【０００８】
【第１発明の効果】
このようにすれば、生体に接触される電極を通して心電誘導装置により生体の心電誘導波形が検出され、脈波センサにより生体の脈波が検出されると、時間差算出手段により心電誘導波形の周期毎に発生する所定の部位から脈波の周期毎に発生する所定の部位までの時間差が算出され、伝播速度算出手段によりその時間差に基づいてその脈波の伝播速度が算出される。そして、修正伝播速度算出手段により、予め設定された関係から、前記血圧測定手段により測定された血圧値に基づいて、予め設定された一定の血圧値における値に修正した修正伝播速度が算出される。したがって、たとえ、生体の血圧値が測定するたび毎に多少異なっているとしても、この装置によって測定される脈波伝播速度は、常に予め設定された一定の血圧値における値に修正された修正伝播速度であるので、測定された脈波伝播速度を動脈硬化度の経時的変化などを表す指標として直接用いることが可能となる。また、それに加えて、この装置によって測定される修正伝播速度には脈拍数による影響もなくなるので、測定された脈波伝播速度を動脈硬化度の経時的変化を表す指標として用いる際に、より一層正確な評価が可能となる。
【０００９】
【課題を解決するための第２の手段】
かかる目的を達成するための第２発明の要旨とするところは、生体の動脈内を伝播する脈波の伝播速度を測定するための脈波伝播速度測定装置であって、（ａ）生体の血圧値を測定する血圧測定手段と、（ｂ）前記生体に接触される電極を通して該生体の心電誘導波形を検出する心電誘導装置と、（ｃ）前記生体に装着されて該生体の動脈内を伝播する脈波を検出する脈波センサと、（ｄ）該心電誘導装置により検出された心電誘導波形の周期毎に発生する所定の部位から、該脈波センサにより検出された脈波の周期毎に発生する所定の部位までの時間差を算出する時間差算出手段と、（ｅ）該時間差算出手段により算出された時間差に基づいて該脈波の伝播速度を算出する伝播速度算出手段と、（ｈ）前記伝播速度算出手段により算出される伝播速度に比例し、且つ前記血圧測定手段により測定される血圧値に反比例して変化する係数値を決定する係数値決定手段と、（ｉ）予め設定された一定の血圧値と前記血圧測定手段により測定された血圧値との差に、該係数値決定手段により決定される係数値を掛け合わせることに基づいて、予め設定された一定の血圧値における値に修正した修正伝播速度を算出する修正伝播速度算出手段とを、含むものであることを特徴とする。
【００１０】
【第２発明の効果】
このようにすれば、生体に接触される電極を通して心電誘導装置により生体の心電誘導波形が検出され、脈波センサにより生体の脈波が検出されると、時間差算出手段により心電誘導波形の周期毎に発生する所定の部位から脈波の周期毎に発生する所定の部位までの時間差が算出され、伝播速度算出手段によりその時間差に基づいてその脈波の伝播速度が算出される。そして、修正伝播速度算出手段により、予め設定された関係から、前記血圧測定手段により測定された血圧値に基づいて、予め設定された一定の血圧値における値に修正した修正伝播速度が算出される。したがって、たとえ、生体の血圧値が測定するたび毎に多少異なっているとしても、この装置によって測定される脈波伝播速度は、常に予め設定された一定の血圧値における値に修正された修正伝播速度であるので、測定された脈波伝播速度を動脈硬化度の経時的変化などを表す指標として直接用いることが可能となる。また、それに加えて、この装置によって測定される修正伝播速度は、伝播速度算出手段により算出される伝播速度と血圧測定手段により測定される血圧値に応じて決定される係数、すなわち、動脈硬化度の個人差による影響をも加味した係数を用いて算出されたものであるので、測定された脈波伝播速度を動脈硬化度の個人差を表す指標として用いることが可能となる。
【００１１】
【発明の実施の形態】
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、脈波伝播速度測定装置を含む、自動的に生体の血圧値を測定する自動血圧測定装置８を示す斜視図である。
【００１２】
図１において、箱体１０には、被測定者の右腕１２を差し込むための貫通穴１４が設けられており、その貫通穴１４内には、袋状の可撓性布およびゴム袋から成るカフ１５を内周面に備えて円筒状に保持されたベルト１６が配設されている。また、貫通穴１４の背面方向には、貫通穴１４から突き出した被測定者の右腕１２を支持するための第１アームレスト１７が上り坂状に設けられており、その第１アームレスト１７の先端部には、被測定者の心臓の活動に伴って発生する心電誘導波形を検出するために、電極１８が被測定者の右腕１２の手の甲に良好に接触するように配設されている。なお、この第１アームレスト１７は、被測定者の手の甲から常に正確な心電誘導波形を検出できるように、被測定者の右腕１２の肘から手の甲に至るまでの筋肉が絶えず弛緩した状態に保たれるように肘から手の甲に至る間を全体的に支持する最適な支持面形状を備えている。また、箱体１０の左側には、被測定者の左腕１３を支持するための第２アームレスト１９が設けられており、第２アームレスト１９の略中央部には、同じく被測定者の心電誘導波を検出するために、電極１８が被測定者の左腕１３に接触するように配設されている。なお、この第２アームレスト１９も、第１アームレスト１７と同様に被測定者の左腕１３の筋肉が絶えず弛緩した状態を保つことができるように肘から手に至る間を全体的に支持する最適な支持面形状を備えている。箱体１０の操作パネル２０には、起動スイッチ２２、停止スイッチ２４、プリンタ２６、カード挿入口２８などが配設され、表示パネル３０には、最高血圧表示器３２、最低血圧表示器３４、脈拍数表示器３６、時刻表示器３８がそれぞれ配設されている。
【００１３】
図２は、上記自動血圧測定装置８の回路構成を説明するブロック線図である。図において、カフ１５は、圧力センサ４０、切換弁４２、および空気ポンプ４４と配管４６を介して接続されており、この切換弁４２は、カフ１５内への圧力の供給を許容する圧力供給状態、カフ１５内を徐々に排圧する徐速排圧状態、およびカフ１５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。また、そのカフ１５を内周面に備えて円筒状に巻回されたベルト１６の一端は固定され、且つ他端は減速機付ＤＣモータ４８により駆動されるドラム５０により引き締められるように構成されている。圧力センサ４０は、カフ１５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５２および脈波弁別回路５４にそれぞれ供給する。
【００１４】
上記静圧弁別回路５２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５６を介して電子制御装置５８へ供給する。また、上記脈波弁別回路５４はバンドパスフィルタを備え、圧力信号ＳＰの振動成分である脈波信号ＳＭ_１を周波数的に弁別してその脈波信号ＳＭ_１をＡ／Ｄ変換器６０を介して電子制御装置５８へ供給する。この脈波信号ＳＭ_１が表すカフ脈波は、被測定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１５に伝達される圧力振動波であり、上記カフ１５、圧力センサ４０、および脈波弁別回路５４は脈波センサとして機能している。
【００１５】
上記電子制御装置５８は、ＣＰＵ６２、ＲＯＭ６４、ＲＡＭ６６、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、ＣＰＵ６２は、ＲＡＭ６６の一時記憶機能を利用しつつ予めＲＯＭ６４に記憶された手順に従って入力信号を処理して駆動信号や表示信号などを出力する。すなわち、血圧測定に際しては、ＣＰＵ６２は、予め定められた手順に従って減速器付きＤＣモータ４８を駆動することによりカフ１５を生体の上腕部に巻回し、空気ポンプ４４を駆動することによりカフ１５により上腕部を圧迫し、次いで切換弁４２を駆動してカフ１５の圧迫圧力を徐々に降圧させ、その徐速降圧過程において得られる脈波信号ＳＭ_１およびカフ圧信号ＳＫに基づいてオシロメトリック方式により血圧値を決定し、その血圧値を最高血圧表示器３２および最低血圧表示器３４に表示させると同時に、記憶装置６８の血圧値記憶領域に順次記憶させる。なお、この記憶装置６８は、磁気ディスク、磁気テープ、揮発性半導体メモリ、或いは不揮発性半導体メモリなどのよく知られた記憶装置により構成されている。
【００１６】
心電誘導装置７０は、被測定者の右腕１２の手の甲と左腕１３に接触させられる一対の電極１８を通して、心筋の活動電位を示す心電誘導波形、所謂心電図を連続的に検出するものであり、その心電誘導波形を示す信号を前記電子制御装置５８へ供給する。
【００１７】
図３は、上記自動血圧測定装置８における電子制御装置５８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、昇圧制御手段７８は、まず、切換弁４２を圧力供給状態に切り換え、空気ポンプ４４を駆動することにより、カフ１５の圧迫圧力を所定の目標カフ圧値Ｐ_１（例えば、１８０ｍｍＨｇ程度の圧力値）まで急速に昇圧し、引き続き、切換弁４２を徐速排圧状態に切り換えることによりカフ１５の圧迫圧力を徐々に降圧させ、血圧測定終了後は切換弁４２を急速排圧状態に切り換えることにより、カフ１５の圧迫圧力を急速排圧させる。血圧測定手段８０は、カフ１５の圧迫圧力を緩やかに下降させる圧迫圧力変化過程において、圧力センサ４０（脈波センサに相当）を介して脈波弁別回路５４により採取されるカフ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法により被測定者の最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰを測定する。また、脈拍数測定手段８１は、上記カフ脈波の発生間隔に基づいて脈拍数ＨＲを算出する。時間差算出手段８２は、カフ１５の圧迫圧力が最低血圧値ＤＢＰが測定される圧力付近にある際に、圧力センサ４０により検出される前記カフ脈波の周期毎に発生する所定の部位から、前記心電誘導装置７０により検出される心電誘導波形の周期毎に発生する所定の部位までの時間差、たとえば、図５に示されるような心電誘導波形のＲ波からカフ脈波の最大値までの時間差ＴＤ_ＲＰを算出する。
【００１８】
そして、伝播速度算出手段８４では、予め設定された数式１から実際に算出された上記時間差ＴＤ_ＲＰに基づいて、前記カフ脈波の伝播速度Ｖ_Ｍ１（ｍ／ｓｅｃ）が算出される。数式１において、Ｌは左心室から大動脈を経て前記圧力センサ４０の押圧部位までの距離（ｍ）であり、Ｔ_ＰＥＰは心電誘導波形のＱ点からカフ脈波の立ち上がり点までの前駆出期間（ｓｅｃ）である。これらの距離Ｌおよび前駆出期間Ｔ_ＰＥＰには予め実験的に求められた値が用いられる。
【００１９】
【数式１】
Ｖ_Ｍ１＝Ｌ／（ＴＤ_ＲＰ−Ｔ_ＰＥＰ）
【００２０】
また、修正伝播速度算出手段８６では、予め記憶された数式２から、前記血圧測定手段７４により測定された最低血圧値ＤＢＰと、前記脈拍数測定手段８１により測定された脈拍数ＨＲに基づいて、予め設定された一定の血圧値ＢＰ_ｔと脈拍数ＨＲ_ｔにおける値に修正した前記カフ脈波の修正伝播速度Ｖ_Ｍ２（ｍ／ｓｅｃ）が算出される。数式２において、係数Ａは係数値決定手段８７により数式３に基づいて予め決定されるものであり、伝播速度Ｖ_Ｍ１に比例し、最低血圧値ＤＢＰに反比例して変化する係数値である。ここで数式３の定数Ｂ，Ｃ及びＤや、数式２の定数Ｅは予め実験的に求められる。
【００２１】
【数式２】
Ｖ_Ｍ２＝Ｖ_Ｍ１＋Ａ（ＢＰ_ｔ−ＤＢＰ）＋Ｅ（ＨＲ_ｔ−ＨＲ）
【００２２】
【数式３】
Ａ＝ＢＶ_Ｍ１−Ｃ（ＤＢＰ）＋Ｄ
【００２３】
図４は、上記電子制御装置５８の制御作動の要部を説明するフローチャートである。図のステップＳＡ１（以下、ステップを省略する。）では、カード読込み装置７２のカード挿入口２８へ磁気カード７４が挿入されたか否かが判断される。このステップＳＡ１の判断が否定された場合には本ルーチンが終了させられるが，肯定された場合にはＳＡ２において磁気カード７４に記録されたＩＤ信号が読み込まれる。
【００２４】
続くＳＡ３では、読み込まれたＩＤ信号が記憶装置６８の記憶領域に予め登録されたものであるか否かが判断される。このＳＡ３の判断が否定された場合すなわち磁気カード７４に記録されたＩＤ信号が未登録である場合は，後述のＳＡ２１が実行されてカード挿入口２８から磁気カード７４が送り出される。しかし、このＳＡ３の判断が肯定された場合すなわち磁気カード７４に記録されたＩＤ信号が登録済である場合は、続くＳＡ４において血圧測定のための起動スイッチ２２が操作されたか否かが判断される。
【００２５】
このＳＡ４の判断が否定されると肯定されるまで待機させられる。しかし、このＳＡ４の判断が肯定された場合は、昇圧制御手段７８に対応するＳＡ５およびＳＡ６が実行される。まず、ＳＡ５において、切換弁４２が圧力供給状態に切り換えられ且つ空気ポンプ４４が駆動されてカフ圧Ｐが予め設定された目標カフ圧Ｐ_１（例えば１８０ｍｍＨｇ程度の圧力）まで昇圧された後、空気ポンプ４４が停止させられる。次いで、ＳＡ６において、切換弁４２が徐速排気状態に切り換えられることによりカフ１５内の徐速降圧が開始される。
【００２６】
続いて、ＳＡ７においては、脈波信号ＳＭ_１が読み込まれて脈波が１拍検出されたか否かが判断される。この判断が否定された場合にはＳＡ７が繰り返し実行されるが、肯定された場合には、血圧測定手段８０に対応するＳＡ８の血圧値決定ルーチンが実行される。この血圧値決定ルーチンにおいては、カフ圧Ｐの徐速降圧過程で逐次検出された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ＳＢＰ_１、最低血圧値ＤＢＰ_１、および平均血圧値ＭＢＰ_１が決定されると共に、脈波間隔に基づいて脈拍数ＨＲ_１が決定される。
【００２７】
次に、ＳＡ９において、最高血圧値ＳＢＰ_１が決定されたか否かが判断される。この判断が否定された場合にはＳＡ７乃至ＳＡ９が繰り返し実行される。しかし、この判断が肯定された場合には、続くＳＡ１０において、最低血圧値ＤＢＰ_１が決定されたか否かが判断される。この判断が否定された場合にはＳＡ７乃至ＳＡ１０が繰り返し実行される。しかし、この判断が肯定された場合には、続くＳＡ１１において、測定された上記最高血圧値ＳＢＰ_１、最低血圧値ＤＢＰ_１、平均血圧値ＭＢＰ_１、および脈拍数ＨＲ_１と測定日時とが記憶装置６８の血圧値記憶領域内に被測定者毎に記憶されると共に最高血圧表示器３２、最低血圧表示器３４、脈拍数表示器３６にそれぞれ表示される。
【００２８】
そして、続くＳＡ１２が実行されることにより、心電誘導装置６８により逐次検出される心電誘導波形が読み込まれると共に、ＳＡ１３において、圧力センサ４０によって逐次検出されるカフ脈波が読み込まれる。次いで、ＳＡ１４では、心電誘導波形のＲ波（Ｒ点）が検出されたか否かが判断される。この判断が否定された場合は前記ＳＡ１２以下が繰り返し実行されるが、肯定された場合は、続くＳＡ１５においてカフ脈波の最大点が検出されたか否かが判断される。
【００２９】
上記ＳＡ１５の判断が否定された場合は前記ＳＡ１２以下が繰り返し実行されるが、肯定された場合は、続く昇圧制御手段７８に対応するＳＡ１６において、切換弁４２が急速排気状態に切り換えられることにより、カフ１５内の急速降圧が開始される。そして、続く前記時間差算出手段８２に対応するＳＡ１７において、図５に示されるように、心電誘導波形のＲ波からカフ脈波の最大値までの時間差ＴＤ_ＲＰが算出される。続いて、前記伝播速度算出手段８４に対応するＳＡ１８において、予め記憶された数式１からＳＡ１７において実際に求められた時間差ＴＤ_ＲＰに基づいて、上記カフ脈波の伝播速度Ｖ_Ｍ１が算出される。
【００３０】
続いて、前記係数値決定手段８７に対応するＳＡ１９において、予め記憶された数式３に基づいて、ＳＡ１８において算出された伝播速度Ｖ_Ｍ１とＳＡ８において測定された最低血圧値ＤＢＰとから前述の係数Ａが決定される。次に、前記修正伝播速度算出手段８６に対応するＳＡ２０において、予め記憶された数式２から、ＳＡ８において測定された最低血圧値ＤＢＰと脈拍数ＨＲに基づいて、上記カフ脈波が予め設定された一定の血圧値ＢＰ_ｔと脈拍数ＨＲ_ｔにおける値に修正された、すなわち、正規化された修正伝播速度Ｖ_Ｍ２が算出される。
【００３１】
続いて、ＳＡ２１において、たとえば図６に示されるように、前記最高血圧値ＳＢＰ_１等が、プリンタ２６により記録紙９０上に表示出力される。すなわち、記録紙９０上の左上の位置には被測定者の氏名９２が表示されるとともに、その下側には、測定日時、血圧値、脈拍数、および前記修正伝播速度Ｖ_Ｍ２から図７に従って決定される動脈硬化度のリスト９４、トレンドグラフ９６が順次表示される。この動脈硬化度の決定方法としては、たとえば、図７のような表に基づいて、算出された修正伝播速度Ｖ_Ｍ２の値に応じて所定の動脈硬化度の値を選択することにより決定する。なお、この表は予め実験的に決定されるものであり、動脈硬化度の値が大きくなる程、被測定者の動脈はしなやかさを失っている。このトレンドグラフ９６では、最高血圧値および最低血圧値を上端および下端それぞれに示す棒線と脈拍数を示す△印と動脈硬化度を示す●印とが血圧測定時点に対応して横軸すなわち時間軸９８に沿って表示されている。そして、続くＳＡ２２が実行されることにより、磁気カード７４がカード挿入口２８から送り出される。
【００３２】
上述のように、本実施例によれば、時間差算出手段８２に対応するＳＡ１７により前記心電誘導波形の周期毎に発生する所定の部位から前記カフ脈波の周期毎に発生する所定の部位までの時間差ＴＤ_ＲＰが算出され、伝播速度算出手段８４に対応するＳＡ１８によりその時間差に基づいてその脈波の伝播速度Ｖ_Ｍ１が算出される。そして、修正伝播速度算出手段８６に対応するＳＡ２０により、予め記憶される数式２から、前記血圧測定手段８０と脈拍数測定手段８１に対応するＳＡ８により測定された最低血圧値ＤＢＰ及び脈拍数ＨＲに基づいて、予め設定された一定の血圧値ＢＰ_ｔおよび脈拍数ＨＲ_ｔにおける値に修正した修正伝播速度Ｖ_Ｍ２が算出される。したがって、たとえ、生体の血圧値や脈拍数が測定するたび毎に多少異なっているとしても、この装置によって算出される脈波伝播速度は、常に所定の血圧値および脈拍数が測定された時点における修正伝播速度に修正されているので、測定された脈波伝播速度を動脈硬化度の経時的変化を表す指標として直接用いることが可能となる。
【００３３】
しかも、算出される修正伝播速度Ｖ_Ｍ２は、予め設定された一定の血圧値ＢＰ_ｔおよび脈拍数ＨＲ_ｔにおける値に修正されたものであるので、数式４に基づいて、予め設定された一定の血圧値ＢＰ_ｔにおける値に修正されただけのものと比較すると、脈拍数による影響がなくなる分だけ、より一層正確な評価が可能となる。
【数式４】
Ｖ_Ｍ２＝Ｖ_Ｍ１＋Ａ（ＢＰ_ｔ−ＤＢＰ）
【００３４】
しかも、この装置によって測定される修正伝播速度Ｖ_Ｍ２は、係数値決定手段８７に対応するＳＡ１９において、予め記憶される数式３に基づいて、ＳＡ１８において算出される伝播速度Ｖ_Ｍ１とＳＡ８において測定される最低血圧値ＤＢＰとから決定される係数Ａ、すなわち、動脈硬化度の個人差による影響をも加味した係数を用いて算出されたものであるので、測定された脈波伝播速度を動脈硬化度の個人差を表す指標として用いることが可能となる。
【００３５】
また、本実施例の自動血圧測定装置８によれば、血圧測定と同時に脈波伝播速度も測定され、しかも、その脈波伝播速度は動脈硬化度の経時的変化を表す指標として直接用いることが可能なように換算されたものであるので、被測定者により多くの生体情報が提供されることになり、健康状態をより多角的に判断することが可能となる。また、算出される脈波伝播速度に対応する動脈硬化度はトレンドグラフ表示されるので、経時的変化をより簡便且つ正確に把握することができる。
【００３６】
また、従来、脈波伝播速度は、専用の固定具を用いて頚動脈および股動脈に脈波センサを装着することにより測定されていたために、最適な押圧を探すのにかなりの熟練を要し、被測定者自身が測定することはかなり困難であったが、本実施例の自動血圧測定装置８によれば、特に熟練を要することなく脈波伝播速度を簡単に測定することができるので、被測定者自身による測定が可能となる。
【００３７】
また、本実施例によれば、カフ１５の圧迫圧力が最低血圧値ＤＢＰ_１と同じ圧力付近にある際に、圧力センサ４０により検出されるカフ脈波を用いて、時間差算出手段８２に対応するＳＡ１６において、カフ脈波の最大値と心電誘導波形のＲ波との時間差ＴＤ_ＲＰが算出されている。一般的に、カフ１５の圧迫圧力が平均血圧値以上の期間においては、時間差ＴＤ_ＲＰはカフ１５の圧迫圧力の減少に従って減少することが知られているが、この時間差ＴＤ_ＲＰはカフ１５の圧迫圧力の変化による影響を殆ど受けない時点で測定されたものであるので、その算出される時間差ＴＤ_ＲＰは非常に正確となり、最終的に修正伝播速度算出手段８６に対応するＳＡ２０において算出される修正伝播速度Ｖ_Ｍ２の精度が非常に良好となる。
【００３８】
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。
【００３９】
たとえば、前述の実施例において、数式１から、心電誘導波形のＲ波からカフ脈波の最大値までの時間差ＴＤ_ＲＰに基づいて脈波伝播速度Ｖ_Ｍ１が算出されていたが、その時間差ＴＤ_ＲＰは、心電誘導波形のＱ波或いはＳ波からカフ脈波の最大値までの時間差、心電誘導波形のＱ波或いはＲ波からカフ脈波の最小値或いは立ち上がり点までの時間差など、種々に定義され得る。
【００４０】
また、前述の実施例の数式１において、Ｔ_ＰＥＰは心電誘導波形のＱ点からカフ脈波の立ち上り点までの前駆出期間（ｓｅｃ）として定義されていたが、心電誘導波形のＲ点或いはＳ点からカフ脈波の立ち上り点までの前駆出期間として定義されていてもよい。心電波形におけるＱ点、Ｒ点、Ｓ点の間の相互の時間差は極めて僅かな値であるので、前述の実施例のように定義されていても差支えない。
【００４１】
また、前述の実施例においては、右腕１２が貫通穴１４に差し込まれるように構成されていたが、左腕１３が貫通穴１４に差し込まれるように構成されていても差支えなく、この場合は貫通穴１４、第１アームレスト１７、および第２アームレスト１９等が左右反対の位置に設けられる。さらに、前述の実施例において、第１アームレスト１７は上り坂状に設けられていたが、別に水平状に設けられていても構わず、逆に第２アームレストが上り坂状に設けられていても構わない。要するに、筋肉が弛緩した状態を良好に保つことができるように設計されていればよいのである。
【００４２】
また、前述の実施例において、電極１８は第１アームレスト１７の先端部と第２アームレスト１９の中央部に設けられていたが、別にこの位置に限られる必要はなく、アームレストの形状および設置場所等により様々な設置位置に変更され得る。要するに、右腕１２と左腕１３とから安定した心電誘導波形を検出できるように設置されていればよいのである。
【００４３】
また、前述の実施例においては、算出される修正伝播速度Ｖ_Ｍ２は、予め設定された一定の血圧値ＢＰ_ｔおよび脈拍数ＨＲ_ｔにおける値に修正されたものであったが、算出される修正伝播速度Ｖ_Ｍ２が、数式４に基づいて、予め設定された一定の血圧値ＢＰ_ｔにおける値にだけ修正されたものであっても構わない。脈拍数が脈波伝播速度に及ぼす影響は血圧値が及ぼす影響程には大きくないので、それでも必要充分な効果が得られる。
【００４４】
また、前述の実施例においては、カフ１５が自動的に被測定者の腕に巻き締められる形式の自動血圧測定装置８が採用されていたが、別に、被測定者が自分で腕に巻き締める形式の自動血圧測定装置が採用されていても構わない。
【００４５】
また、前述の実施例の数式３は、数式５でも同等の効果を奏することができる。要するに、この数式は、伝播速度算出手段８４により算出される伝播速度Ｖ_Ｍ１に比例し、且つ血圧測定手段７４により測定される最低血圧値ＤＢＰに反比例して変化する係数値Ａを決定することができればよいのである。
【００４６】
【数式５】

【００４７】
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。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施例である自動血圧測定装置８を説明する斜視図である。
【図２】図１の実施例の回路構成を説明するブロック線図である。
【図３】図１の実施例の電子制御装置５８の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図である。
【図４】図１の実施例の電子制御装置５８の制御作動の要部を説明するフローチャートである。
【図５】図１の実施例の制御作動により求められる時間差ＴＤ_ＲＰを説明するタイムチャートである。
【図６】図１の実施例のプリンタ２６による表示出力の一例を示す図である。
【図７】測定された脈波伝播速度を所定の動脈硬化度に換算し直す際に用いられる表の一例を示す図である。
【符号の説明】
８：自動血圧測定装置
１５：カフ
１８：電極
４０：圧力センサ
７０：心電誘導装置
７８：昇圧制御手段
８０：血圧測定手段
８１：脈拍数測定手段
８２：時間差算出手段
８４：伝播速度算出手段
８６：修正伝播速度算出手段
８７：係数値決定手段[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
TECHNICAL FIELD The present invention relates to a pulse wave velocity measuring device for measuring the propagation velocity of a pulse wave propagating in an artery of a living body.
[0002]
[Prior art]
Generally, when diagnosing the degree of progression of hypertension in a hypertensive patient, blood pressure measurement is first performed prior to the diagnosis. Although this method of measuring blood pressure is very effective in finding symptoms, it is not a very effective evaluation method when continuously evaluating the degree of improvement of hypertension by, for example, diet. Was. This is because chronic hypertensive patients usually take some antihypertensive drug on a daily basis. On the other hand, utilizing the existence of arterial stiffness as a factor affecting the pulse wave propagation velocity, for example, in order to estimate the arterial stiffness of the living body, the pulse wave propagating in the artery of the living body is used. Determining the propagation speed has been performed. As one of the methods, for example, a pulse wave sensor that detects a pulse wave generated from the artery by pressing the artery from the skin of a living body is provided at two places, and a phase difference between the pulse waves detected by the pulse wave sensor is determined. There is known a method of calculating a propagation speed based on the above. This is the pulse wave velocity measuring device described in Japanese Patent Application Laid-Open No. 60-220037. According to such a device, the degree of arterial stiffness directly related to the degree of progression of hypertension can be estimated from the measured pulse wave propagation velocity, and therefore, antihypertensive drugs are taken on a daily basis. Even for hypertensive patients, it is relatively possible to continuously assess the degree of improvement of the patient's hypertension.
[0003]
[Problems to be solved by the invention]
However, the pulse wave propagation velocity is also affected by the blood pressure value of the living body, and the blood pressure value of the living body usually shows a slightly different value each time it is measured. If the pulse wave velocity measured by the measuring device is directly used as an index indicating the change over time in arterial stiffness, sufficient evaluation accuracy could not be obtained.
[0004]
The present invention has been made in view of the above circumstances, and an object of the present invention is to provide a pulse wave in which a measured pulse wave propagation velocity can be directly used as an index indicating a change over time in arterial stiffness. It is an object of the present invention to provide a propagation velocity measuring device.
[0007]
[ First means for solving the problem]
The gist of the first invention for achieving the above object is a pulse wave velocity measuring device for measuring the propagation velocity of a pulse wave propagating in an artery of a living body. A blood pressure measuring means for measuring a value, (b) an electrocardiographic lead device for detecting an electrocardiographic lead waveform of the living body through an electrode contacting the living body, and (c) an arterial of the living body attached to the living body. A pulse wave sensor for detecting a pulse wave propagating through the sensor, and (d) a pulse wave detected by the pulse wave sensor from a predetermined portion generated at each cycle of the electrocardiographic lead waveform detected by the electrocardiographic lead device A time difference calculating means for calculating a time difference up to a predetermined portion occurring in each cycle of: (e) a propagation speed calculating means for calculating a propagation speed of the pulse wave based on the time difference calculated by the time difference calculating means; (f) measuring the pulse rate measuring the pulse rate of the living body Includes means, (g) from a preset relationship, blood pressure values measured by said blood pressure measuring means, and based on the pulse rate measured by the pulse rate measuring means, a constant pressure value and a preset And a corrected propagation speed calculating means for calculating a corrected propagation speed corrected to a value of the pulse rate.
[0008]
[Effect of the first invention]
With this configuration, the electrocardiographic lead waveform of the living body is detected by the electrocardiographic lead device through the electrode that is in contact with the living body, and the pulse wave of the living body is detected by the pulse wave sensor. A time difference from a predetermined portion generated in each cycle of the pulse wave to a predetermined portion generated in each cycle of the pulse wave is calculated, and the propagation speed of the pulse wave is calculated by the propagation speed calculation means based on the time difference. Then, based on the blood pressure value measured by the blood pressure measuring means, a corrected propagation velocity corrected to a value at a predetermined fixed blood pressure value is calculated from the preset relationship by the corrected propagation velocity calculating means. . Therefore, even if the blood pressure value of the living body is slightly different each time it is measured, the pulse wave propagation velocity measured by this device is always the corrected propagation value corrected to a value at a predetermined fixed blood pressure value. Since the velocity is a velocity, the measured pulse wave propagation velocity can be directly used as an index indicating a temporal change in the degree of arteriosclerosis. In addition, since the corrected propagation velocity measured by this device is not affected by the pulse rate, the use of the measured pulse wave propagation velocity as an index indicating the change over time in arterial stiffness is more important. More accurate evaluation is possible.
[0009]
[ Second means for solving the problem]
The gist of the second invention for achieving this object is a pulse wave propagation velocity measuring device for measuring the propagation velocity of a pulse wave propagating in an artery of a living body, wherein (a) the blood pressure of the living body is measured. A blood pressure measuring means for measuring a value, (b) an electrocardiographic lead device for detecting an electrocardiographic lead waveform of the living body through an electrode contacting the living body, and (c) an arterial of the living body attached to the living body. A pulse wave sensor for detecting a pulse wave propagating through the sensor, and (d) a pulse wave detected by the pulse wave sensor from a predetermined portion generated at each cycle of the electrocardiographic lead waveform detected by the electrocardiographic lead device A time difference calculating means for calculating a time difference up to a predetermined portion occurring in each cycle of: (e) a propagation speed calculating means for calculating a propagation speed of the pulse wave based on the time difference calculated by the time difference calculating means; (h) calculated by the propagation velocity calculating means Proportional to the propagation velocity, and the coefficient value determining means for determining a coefficient value that varies in inverse proportion to the blood pressure value measured by said blood pressure measuring means, (i) preset constant pressure value and the blood pressure measuring means the difference between the measured blood pressure values by, based on multiplying the coefficient values determined by the engagement numerology means calculates the corrected propagation velocity obtained by correcting the value of the preset constant pressure value correction And a propagation velocity calculating means .
[0010]
[Effect of the second invention]
With this configuration, the electrocardiographic lead waveform of the living body is detected by the electrocardiographic lead device through the electrode that is in contact with the living body, and the pulse wave of the living body is detected by the pulse wave sensor. A time difference from a predetermined portion generated in each cycle of the pulse wave to a predetermined portion generated in each cycle of the pulse wave is calculated, and the propagation speed of the pulse wave is calculated by the propagation speed calculation means based on the time difference. Then, based on the blood pressure value measured by the blood pressure measuring means, a corrected propagation velocity corrected to a value at a predetermined fixed blood pressure value is calculated from the preset relationship by the corrected propagation velocity calculating means. . Therefore, even if the blood pressure value of the living body is slightly different each time it is measured, the pulse wave propagation velocity measured by this device is always the corrected propagation value corrected to a value at a predetermined fixed blood pressure value. Since the velocity is a velocity, the measured pulse wave propagation velocity can be directly used as an index indicating a temporal change in the degree of arteriosclerosis. In addition, the corrected propagation velocity measured by this device is a coefficient determined according to the propagation velocity calculated by the propagation velocity calculating means and the blood pressure value measured by the blood pressure measuring means, that is, arteriosclerosis. Since it is calculated using a coefficient that also takes into account the effect of the degree of individual differences, the measured pulse wave propagation velocity can be used as an index representing the individual difference in the degree of arteriosclerosis.
[0011]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, an embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. FIG. 1 is a perspective view showing an automatic blood pressure measurement device 8 including a pulse wave propagation velocity measurement device for automatically measuring a blood pressure value of a living body.
[0012]
In FIG. 1, a box 10 is provided with a through hole 14 for inserting a right arm 12 of a subject, and a cuff formed of a bag-shaped flexible cloth and a rubber bag is provided in the through hole 14. A belt 16 which is provided in a cylindrical shape and has an inner peripheral surface 15 is provided. A first armrest 17 for supporting the right arm 12 of the subject protruding from the through-hole 14 is provided in an uphill shape in a rear direction of the through-hole 14, and a distal end portion of the first armrest 17 is provided. In order to detect an electrocardiographic waveform generated due to the activity of the subject's heart, the electrode 18 is arranged so as to be in good contact with the back of the hand of the right arm 12 of the subject. The first armrest 17 keeps the muscle from the elbow of the right arm 12 of the subject to the back of the hand constantly relaxed so that an accurate ECG waveform can always be detected from the back of the subject's hand. It has an optimal support surface shape that supports the entire area from the elbow to the back of the hand so that it can lean. Further, a second armrest 19 for supporting the left arm 13 of the subject is provided on the left side of the box 10, and the electrocardiographic lead of the subject is also provided substantially at the center of the second armrest 19. In order to detect a wave, the electrode 18 is provided so as to contact the left arm 13 of the subject. It is to be noted that the second armrest 19 is also an optimal one that supports the entire area from the elbow to the hand so that the muscles of the left arm 13 of the subject can be constantly relaxed similarly to the first armrest 17. It has a support surface shape. An operation switch 20, a stop switch 24, a printer 26, a card slot 28, and the like are provided on an operation panel 20 of the box 10. A display panel 30 has a systolic blood pressure indicator 32, a diastolic blood pressure indicator 34, a pulse A number display 36 and a time display 38 are provided, respectively.
[0013]
FIG. 2 is a block diagram illustrating a circuit configuration of the automatic blood pressure measurement device 8. In the drawing, the cuff 15 is connected to a pressure sensor 40, a switching valve 42, and an air pump 44 via a pipe 46. The switching valve 42 is in a pressure supply state allowing supply of pressure into the cuff 15. It is configured to be able to switch between three states: a slow exhaust pressure state in which the pressure in the cuff 15 is gradually exhausted, and a rapid exhaust pressure state in which the pressure in the cuff 15 is quickly exhausted. The cuff 15 is provided on the inner peripheral surface, and one end of a belt 16 wound in a cylindrical shape is fixed, and the other end is tightened by a drum 50 driven by a DC motor 48 with a speed reducer. ing. The pressure sensor 40 detects the pressure in the cuff 15 and supplies a pressure signal SP representing the pressure to the static pressure discriminating circuit 52 and the pulse wave discriminating circuit 54, respectively.
[0014]
The static pressure discriminating circuit 52 includes a low-pass filter, discriminates a cuff pressure signal SK representing a steady pressure, that is, a cuff pressure, included in the pressure signal SP, and converts the cuff pressure signal SK via an A / D converter 56 into an electronic signal. It is supplied to the control device 58. Further, the pulse wave discrimination circuit 54 includes a band-pass filter, frequency-discriminates the pulse wave signal SM ₁ which is a vibration component of the pressure signal SP, and converts the pulse wave signal SM ₁ via the A / D converter 60. It is supplied to the electronic control unit 58. The cuff-pulse-wave pulse wave signal SM ₁ represents is a pressure oscillation wave that is transmitted to the cuff 15 is generated from the brachial artery (not shown) in synchronism with heartbeat of the subject, the cuff 15, a pressure sensor 40, The pulse wave discrimination circuit 54 functions as a pulse wave sensor.
[0015]
The electronic control unit 58 includes a so-called microcomputer including a CPU 62, a ROM 64, a RAM 66, and an I / O port (not shown). The CPU 62 stores the information in the ROM 64 in advance while using the temporary storage function of the RAM 66. The input signal is processed in accordance with the performed procedure to output a drive signal, a display signal, and the like. That is, when measuring the blood pressure, the CPU 62 drives the DC motor 48 with a speed reducer to wind the cuff 15 around the upper arm of the living body in accordance with a predetermined procedure, and drives the air pump 44 to move the upper arm by the cuff 15. Portion, and then the switching valve 42 is driven to gradually reduce the compression pressure of the cuff 15. Based on the pulse wave signal SM ₁ and the cuff pressure signal SK obtained in the slow down process, the blood pressure is oscillometrically determined. The value is determined, and the blood pressure value is displayed on the systolic blood pressure display 32 and the diastolic blood pressure display 34, and simultaneously stored in the blood pressure value storage area of the storage device 68. The storage device 68 is constituted by a well-known storage device such as a magnetic disk, a magnetic tape, a volatile semiconductor memory, or a nonvolatile semiconductor memory.
[0016]
The electrocardiographic lead device 70 continuously detects an electrocardiographic lead waveform indicating the action potential of the myocardium, a so-called electrocardiogram, through a pair of electrodes 18 brought into contact with the back of the right arm 12 and the left arm 13 of the subject. , And supplies a signal indicating the electrocardiographic waveform to the electronic control unit 58.
[0017]
FIG. 3 is a functional block diagram illustrating a main part of a control function of the electronic control device 58 in the automatic blood pressure measurement device 8. In the figure, the pressure increasing control means 78 first switches the switching valve 42 to the pressure supply state and drives the air pump 44 to reduce the compression pressure of the cuff 15 to a predetermined target cuff pressure value P ₁ (for example, about 180 mmHg). (Pressure value), and the switching pressure of the cuff 15 is gradually reduced by switching the switching valve 42 to the slow exhaust pressure state. After the blood pressure measurement is completed, the switching valve 42 is switched to the rapid exhaust pressure state. Thereby, the compression pressure of the cuff 15 is rapidly exhausted. The blood pressure measuring means 80 measures the amplitude of the cuff pulse wave collected by the pulse wave discriminating circuit 54 via the pressure sensor 40 (corresponding to a pulse wave sensor) in the process of changing the compression pressure to gradually lower the compression pressure of the cuff 15. Based on the change, the subject's systolic blood pressure SBP and diastolic blood pressure DBP are measured by a well-known oscillometric method. Further, the pulse rate measuring means 81 calculates the pulse rate HR based on the cuff pulse wave generation interval. The time difference calculating means 82 is configured to determine whether the compression pressure of the cuff 15 is in the vicinity of the pressure at which the diastolic blood pressure value DBP is measured. A time difference to a predetermined portion generated in each cycle of the electrocardiographic lead waveform detected by the electrocardiographic lead device 70, for example, from the R wave of the electrocardiographic lead waveform to the maximum value of the cuff pulse wave as shown in FIG. TD _RP is calculated.
[0018]
Then, the propagation velocity calculating means 84 calculates the propagation velocity V _M1 (m / sec) of the cuff pulse wave based on the time difference TD _RP actually calculated from the preset equation 1. In Equation 1, L is the distance (m) from the left ventricle via the aorta to the pressed part of the pressure sensor 40, and T _PEP is the pre-ejection period from point Q of the electrocardiographic lead waveform to the rising point of the cuff pulse wave. (Sec). For these distance L and pre- _ejection period T _PEP , values experimentally obtained in advance are used.
[0019]
[Formula 1]
_VM1 = L / ( _TDRP - _TPEP )
[0020]
In addition, the corrected propagation velocity calculating means 86 calculates the minimum blood pressure value DBP measured by the blood pressure measuring means 74 and the pulse rate HR measured by the pulse rate measuring means 81 from the previously stored mathematical formula 2, A corrected propagation speed V _M2 (m / sec) of the cuff pulse wave corrected to values at a predetermined constant blood pressure value BP _t and pulse rate HR _t is calculated. In Equation 2, the coefficient A is intended to be pre-determined based on Equation 3 by the coefficient value determining means 87, in proportion to the propagation velocity V _M1, a coefficient value that varies in inverse proportion to the diastolic blood pressure DBP. Here, the constants B, C, and D in Expression 3 and the constant E in Expression 2 are experimentally obtained in advance.
[0021]
[Formula 2]
_{_{_{V M2 = V M1 + A (}}} BP t -DBP) + E (HR t -HR)
[0022]
(Equation 3)
A = BV _M1 −C (DBP) + D
[0023]
FIG. 4 is a flowchart illustrating a main part of the control operation of the electronic control unit 58. In step SA1 in the figure (hereinafter, the steps are omitted), it is determined whether or not the magnetic card 74 has been inserted into the card insertion slot 28 of the card reading device 72. If the determination in step SA1 is denied, this routine is terminated. If the determination is affirmed, the ID signal recorded on the magnetic card 74 in SA2 is read.
[0024]
In subsequent SA3, it is determined whether or not the read ID signal is a signal registered in the storage area of the storage device 68 in advance. If the determination in SA3 is denied, that is, if the ID signal recorded on the magnetic card 74 has not been registered, SA21 described later is executed, and the magnetic card 74 is sent out from the card insertion slot 28. However, if the determination in SA3 is affirmative, that is, if the ID signal recorded on the magnetic card 74 has been registered, it is determined in subsequent SA4 whether the activation switch 22 for blood pressure measurement has been operated. .
[0025]
If the determination at SA4 is denied, the process waits until the determination is affirmed. However, if the determination at SA4 is affirmative, SA5 and SA6 corresponding to the boost control means 78 are executed. First, in SA5, the switching valve 42 is switched to the pressure supply state and the air pump 44 is driven to increase the cuff pressure P to a preset target cuff pressure P ₁ (for example, a pressure of about 180 mmHg). The pump 44 is stopped. Next, at SA6, the switching valve 42 is switched to the slow exhaust state, so that the slow pressure reduction in the cuff 15 is started.
[0026]
Subsequently, in SA7, the pulse wave is read pulse wave signal SM ₁ is whether or not the detected one beat is determined. When this determination is denied, SA7 is repeatedly executed. When the determination is affirmed, the blood pressure value determination routine of SA8 corresponding to the blood pressure measurement unit 80 is executed. In the blood pressure value determination routine, the systolic blood pressure values SBP ₁ , SBP ₁ , and SBP _{2 are} calculated in accordance with a well-known oscillometric blood pressure value determination algorithm based on a change in the amplitude of the pulse wave sequentially detected during the slow down process of the cuff pressure P. The diastolic blood pressure value DBP ₁ and the average blood pressure value MBP ₁ are determined, and the pulse rate HR ₁ is determined based on the pulse wave interval.
[0027]
Next, at SA9, whether systolic blood pressure SBP ₁ is determined is determined. If this determination is denied, SA7 to SA9 are repeatedly executed. However, this determination when it is yes, continues SA10, whether minimum or blood pressure DBP ₁ is determined is determined. If this determination is denied, SA7 to SA10 are repeatedly executed. However, if this determination is affirmed, in subsequent SA11, the measured systolic blood pressure value SBP ₁ , diastolic blood pressure value DBP ₁ , average blood pressure value MBP ₁ , pulse rate HR ₁ and measurement date and time are stored in the storage device. It is stored in the blood pressure value storage area 68 for each subject and displayed on the systolic blood pressure display 32, the diastolic blood pressure display 34, and the pulse rate display 36, respectively.
[0028]
Then, by executing the subsequent SA12, the electrocardiographic waveform sequentially detected by the electrocardiograph 68 is read, and the cuff pulse wave sequentially detected by the pressure sensor 40 is read in SA13. Next, in SA14, it is determined whether or not the R wave (point R) of the electrocardiographic lead waveform has been detected. If this determination is denied, the above-mentioned SA12 and subsequent steps are repeatedly executed, but if affirmed, it is determined whether or not the maximum point of the cuff pulse wave has been detected in subsequent SA15.
[0029]
If the determination in SA15 is negative, the above-described SA12 and subsequent steps are repeatedly executed. If the determination is affirmative, the switching valve 42 is switched to the rapid exhaust state in SA16 corresponding to the subsequent pressure increasing control means 78. The rapid pressure drop in the cuff 15 is started. At SA17 corresponding to subsequent said time difference calculating means 82, as shown in FIG. 5, the time difference TD _RP from R-wave of the ECG waveform to a maximum value of the cuff pulse wave is calculated. Subsequently, in the propagation velocity calculating means 84 corresponding to the SA18, on the basis of the actually sought time difference TD _RP in SA17 from Equation 1 stored in advance, the propagation velocity V _M1 of the cuff pulse wave is calculated.
[0030]
Subsequently, in SA19 corresponding to the coefficient determining means 87, in advance based on the stored equation 3, the coefficient and a minimum blood pressure value DBP measured in the propagation velocity V _M1 and SA8 calculated in SA18 described above A Is determined. Next, in SA20 corresponding to the corrected propagation velocity calculating means 86, the cuff pulse wave is set in advance based on the diastolic blood pressure value DBP and the pulse rate HR measured in SA8 from Equation 2 stored in advance. It was modified to a value at a given blood pressure BP _t pulse rate HR _t, i.e., modifying the propagation velocity V _M2 normalized is calculated.
[0031]
Subsequently, in SA21, for example, as shown in FIG. 6, the maximum blood pressure value SBP ₁ and the like are displayed and output on the recording paper 90 by the printer 26. In other words, the name 92 of the subject is displayed on the upper left position on the recording paper 90, the lower side thereof, the measurement date and time, blood pressure, pulse rate, and in accordance with Figure 7 from the corrected propagation velocity V _M2 A list 94 of the determined degree of arteriosclerosis and a trend graph 96 are sequentially displayed. As a method of determining the degree of arteriosclerosis, for example, it is determined by selecting a predetermined value of the degree of arteriosclerosis according to the calculated value of the corrected propagation velocity _VM2 based on a table as shown in FIG. This table is experimentally determined in advance, and as the value of the arteriosclerosis degree increases, the artery of the subject loses its flexibility. In the trend graph 96, the bar line indicating the systolic blood pressure value and the diastolic blood pressure value at the upper end and the lower end, a mark indicating the pulse rate, and a mark indicating the degree of arteriosclerosis correspond to the blood pressure measurement time on the horizontal axis, that is, the time. Displayed along axis 98. Then, by executing the subsequent SA22, the magnetic card 74 is sent out from the card insertion slot 28.
[0032]
As described above, according to the present embodiment, the SA17 corresponding to the time difference calculating means 82 causes a predetermined portion generated every cycle of the electrocardiographic lead waveform to a predetermined portion generated every cycle of the cuff pulse wave. is the time difference TD _RP of calculation, the propagation velocity V _M1 of the pulse wave is calculated based on the time difference by SA18 corresponding to the propagation velocity calculating means 84. Then, the minimum blood pressure value DBP and the pulse rate HR measured by SA8 corresponding to the blood pressure measuring means 80 and the pulse rate measuring means 81 are calculated by the SA2 corresponding to the corrected propagation velocity calculating means 86 from Equation 2 stored in advance. based on, modified propagation velocity V _M2 obtained by correcting the value of the preset constant pressure value BP _t and pulse rate HR _t is calculated. Therefore, even if the blood pressure value and the pulse rate of the living body are slightly different each time it is measured, the pulse wave propagation velocity calculated by this device is always the predetermined blood pressure value and the pulse rate at the time when the pulse rate is measured. Since the corrected pulse velocity is corrected, the measured pulse wave velocity can be directly used as an index indicating a change over time in arterial stiffness.
[0033]
Moreover, modified propagation velocity V _M2 to be calculated, since those that have been modified to a value in the preset constant pressure value BP _t and pulse rate HR _t, based on Equation 4, a constant set in advance compared with those that were only modified to a value in blood pressure BP _t, by an amount affected by the pulse rate is eliminated, thereby enabling more accurate evaluation.
(Equation 4)
_{_{_{V M2 = V M1 + A (}}} BP t -DBP)
[0034]
Moreover, modified propagation velocity _{V M2} to be measured by the apparatus, in SA19 corresponding to the coefficient value determination unit 87, based on Equation 3 is previously stored, measured in the propagation velocity _{V M1} and SA8 calculated at SA18 A, which is calculated using the coefficient A determined from the minimum blood pressure value DBP, that is, the coefficient taking into account the influence of individual differences in arterial stiffness, the measured pulse wave propagation velocity is used to calculate the arterial stiffness. Can be used as an index indicating individual differences.
[0035]
In addition, according to the automatic blood pressure measurement device 8 of the present embodiment, the pulse wave propagation velocity is measured simultaneously with the blood pressure measurement, and the pulse wave propagation velocity can be directly used as an index indicating the change over time in arterial stiffness. Since the conversion is performed as much as possible, more biological information is provided to the subject, and it is possible to determine the health condition from various angles. In addition, since the arterial stiffness corresponding to the calculated pulse wave propagation velocity is displayed in a trend graph, a change with time can be grasped more easily and accurately.
[0036]
In addition, conventionally, the pulse wave propagation velocity was measured by attaching a pulse wave sensor to the carotid artery and the hip artery using a dedicated fixture, so considerable skill was required to search for the optimal pressing, Although it was quite difficult for the subject to measure himself, the automatic blood pressure measuring device 8 of the present embodiment can easily measure the pulse wave propagation velocity without any special skill. The measurement by the measurer himself becomes possible.
[0037]
Further, according to this embodiment, when the pressing pressure of the cuff 15 is near the same pressure as the diastolic blood pressure DBP _1, using the cuff pulse wave detected by the pressure sensor 40, corresponding to the time difference calculating means 82 in SA16, the time difference TD _RP and R-wave of the maximum value and the ECG waveform of the cuff pulse wave is calculated. Generally, in a period of the compression pressure is more than the mean blood pressure value of the cuff 15, but the time difference TD _RP is known to decrease with decreasing pressing pressure of the cuff 15, the time difference TD _RP is pressure of the cuff 15 Since the measured time difference TD _RP is very accurate because it is measured at the time when it is hardly affected by the change in pressure, the corrected time difference TD _RP is finally calculated by the SA 20 corresponding to the corrected propagation speed calculating means 86. accuracy of the propagation velocity V _M2 is very good.
[0038]
As mentioned above, although one Example of this invention was described based on drawing, this invention is applied also to another aspect.
[0039]
For example, in the above-described embodiment, the pulse wave velocity V _M1 is calculated from Equation 1 based on the time difference TD _RP from the R wave of the electrocardiographic lead waveform to the maximum value of the cuff pulse wave, but the time difference TD _RP is the time difference from the Q wave or S wave of the electrocardiogram lead waveform to the maximum value of the cuff pulse wave, the time difference from the Q wave or R wave of the electrocardiogram lead waveform to the minimum value or the rising point of the cuff pulse wave, etc. Can be defined as
[0040]
Further, in the above-described equation (1), T _PEP is defined as the pre-ejection period (sec) from the point Q of the electrocardiographic lead waveform to the rising point of the cuff pulse wave. Alternatively, it may be defined as a pre-ejection period from the point S to the rising point of the cuff pulse wave. Since the mutual time difference between the Q point, the R point, and the S point in the electrocardiographic waveform is an extremely small value, it may be defined as in the above-described embodiment.
[0041]
Further, in the above-described embodiment, the right arm 12 is configured to be inserted into the through hole 14. However, the left arm 13 may be configured to be inserted into the through hole 14. 14, the first armrest 17, the second armrest 19, and the like are provided at left and right opposite positions. Further, in the above-described embodiment, the first armrest 17 is provided uphill, but may be provided separately horizontally, and conversely, the second armrest 17 may be provided uphill. I do not care. In short, it is only necessary that the muscles be designed so as to maintain a relaxed state.
[0042]
Further, in the above-described embodiment, the electrode 18 is provided at the tip of the first armrest 17 and the center of the second armrest 19; however, the electrode 18 is not necessarily limited to this position. Can be changed to various installation positions. In short, it suffices if it is installed so that a stable ECG waveform can be detected from the right arm 12 and the left arm 13.
[0043]
Further modifications in the embodiments described above, modified propagation velocity V _M2 to be calculated, but were those that have been modified to a value in the preset constant pressure value BP _t and pulse rate HR _t, it is calculated propagation velocity V _M2, based on equation 4, but may be one that is only corrected to a preset value at constant blood pressure BP _t was. Since the influence of the pulse rate on the pulse wave velocity is not as great as the influence of the blood pressure value, a necessary and sufficient effect can be obtained.
[0044]
In the above-described embodiment, the automatic blood pressure measurement device 8 in which the cuff 15 is automatically wound around the subject's arm is employed. A type of automatic blood pressure measurement device may be employed.
[0045]
In addition, Equation 3 of the above-described embodiment can provide the same effect as Equation 5. In short, this formula, to determine the coefficient values A that varies in inverse proportion to the diastolic blood pressure DBP measured by proportional to the propagation velocity V _M1 calculated by propagation velocity calculating means 84, and the blood pressure measuring means 74 It is good if you can.
[0046]
(Equation 5)

[0047]
The present invention can be modified in various other ways without departing from the gist thereof.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a perspective view illustrating an automatic blood pressure measurement device 8 according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a block diagram illustrating a circuit configuration of the embodiment of FIG. 1;
FIG. 3 is a functional block diagram for explaining a main part of a control function of the electronic control device 58 of the embodiment of FIG. 1;
FIG. 4 is a flowchart illustrating a main part of a control operation of the electronic control device 58 of the embodiment of FIG. 1;
FIG. 5 is a time chart for explaining a time difference TD _RP obtained by the control operation of the embodiment of FIG. 1;
6 is a diagram showing an example of a display output by the printer 26 of the embodiment of FIG.
FIG. 7 is a diagram showing an example of a table used when converting the measured pulse wave velocity into a predetermined arteriosclerosis degree.
[Explanation of symbols]
8: Automatic blood pressure measuring device 15: Cuff 18: Electrode 40: Pressure sensor 70: Electrocardiographic guiding device 78: Boost control means 80: Blood pressure measuring means 81: Pulse rate measuring means 82: Time difference calculating means 84: Propagation speed calculating means 86 : Corrected propagation velocity calculating means 87: Coefficient value determining means

Claims

A pulse wave velocity measuring device for measuring the propagation velocity of a pulse wave propagating in an artery of a living body,
Blood pressure measuring means for measuring a blood pressure value of a living body,
An electrocardiographic lead device that detects an electrocardiographic lead waveform of the living body through an electrode that is in contact with the living body,
A pulse wave sensor that is attached to the living body and detects a pulse wave that propagates in an artery of the living body,
A time difference for calculating a time difference from a predetermined portion generated every cycle of the electrocardiographic lead waveform detected by the electrocardiographic lead device to a predetermined portion generated every cycle of the pulse wave detected by the pulse wave sensor. Calculating means;
Propagation speed calculation means for calculating the propagation speed of the pulse wave based on the time difference calculated by the time difference calculation means,
Pulse rate measuring means for measuring the pulse rate of the living body,
From a preset relationship, based on the blood pressure value measured by the blood pressure measuring means and the pulse rate measured by the pulse rate measuring means, the blood pressure value was corrected to a predetermined constant blood pressure value and a value at a predetermined pulse rate. Pulse wave velocity measuring apparatus, comprising: a modified propagation velocity calculating means for calculating a modified propagation velocity.

A pulse wave velocity measuring device for measuring the propagation velocity of a pulse wave propagating in an artery of a living body,
Blood pressure measuring means for measuring a blood pressure value of a living body,
An electrocardiographic lead device that detects an electrocardiographic lead waveform of the living body through an electrode that is in contact with the living body,
A pulse wave sensor that is attached to the living body and detects a pulse wave that propagates in an artery of the living body,
A time difference for calculating a time difference from a predetermined portion generated every cycle of the electrocardiographic lead waveform detected by the electrocardiographic lead device to a predetermined portion generated every cycle of the pulse wave detected by the pulse wave sensor. Calculating means;
Propagation speed calculation means for calculating the propagation speed of the pulse wave based on the time difference calculated by the time difference calculation means,
A coefficient value determining unit that determines a coefficient value that is proportional to the propagation speed calculated by the propagation speed calculating unit, and that changes in inverse proportion to the blood pressure value measured by the blood pressure measuring unit,
Based on multiplying a difference between a predetermined fixed blood pressure value and a blood pressure value measured by the blood pressure measuring means by a coefficient value determined by the coefficient value determining means, a predetermined fixed blood pressure value is calculated. Pulse wave propagation velocity measuring device, comprising: a modified propagation velocity calculating means for calculating a modified propagation velocity corrected to a value in the value.