JP3675586B2

JP3675586B2 - Aortic pressure waveform detector

Info

Publication number: JP3675586B2
Application number: JP25129396A
Authority: JP
Inventors: 賢二砂川; 享岡; 宣子松本
Original assignee: コーリンメディカルテクノロジー株式会社
Priority date: 1996-09-24
Filing date: 1996-09-24
Publication date: 2005-07-27
Anticipated expiration: 2016-09-24
Also published as: JPH1094526A

Description

【０００１】
【産業上の利用分野】
本発明は、生体の心臓から全身へ血液を送出する大動脈内の圧脈波を非侵襲で検出する大動脈内圧脈波検出装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
心臓内の血液を送出する大動脈内の圧脈波の波形には、その大動脈が心臓に直結していることから、その心臓などに関する重要な種々の情報が含まれているので、その形状や切痕のタイミングなどに基づいて医学的な診断に利用される。
【０００３】
【発明が解決すべき課題】
しかしながら、従来では、上記大動脈内の圧波形は、カテーテルを利用する直接法を用いて侵襲的に検出せざるを得なかったので、生体の過大な負担を強いるという不都合があった。また、たとえば、特開平２−１０９５４０号公報に記載されているような、平坦な押圧面に圧力検出素子が設けられた用いて圧力センサを用いて皮膚の上から撓骨動脈或いは足背動脈をその管壁の一部が平坦となるまで押圧することにより動脈内の圧脈波を検出する脈波検出装置を用いて得られた圧脈波を診断などに利用することが考えられるが、そのような圧脈波は、比較的末梢の部位で発生することから大動脈内の圧波形と相違するので、診断の精度が十分に得られなかった。
【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、大動脈の圧波形を非侵襲で検出する大動脈圧波形検出装置を提供することにある。
【０００５】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するための本発明の要旨とするところは、生体の心臓から全身へ血液を送出する大動脈内の圧波形を非侵襲で検出する大動脈圧波形検出装置であって、(a) 前記大動脈から所定距離だけ離隔した所定部位であって皮膚直下に位置する動脈を該皮膚の上から押圧することにより、該動脈内の圧脈波を検出する圧脈波検出装置と、(b) 前記大動脈から前記皮膚直下に位置する動脈までの圧脈波伝播時間を決定する圧脈波伝播時間決定手段と、(c) その圧脈波伝播時間決定手段により決定された圧脈波伝播時間に基づいて伝達関数を決定する伝達関数決定手段と、(d) その伝達関数決定手段により決定された伝達関数から、前記圧脈波検出装置により検出された前記所定部位の動脈内の圧脈波に基づいて、前記大動脈内の圧波形を算出する大動脈圧波形算出手段とを、含むことにある。
【０００６】
【発明の効果】
このようにすれば、大動脈圧波形算出手段により、圧脈波伝播時間に基づいて決定された伝達関数から、前記圧脈波検出装置により検出された皮膚直下に位置する動脈内の圧脈波に基づいて、大動脈内の圧波形が算出されるので、非侵襲で大動脈の圧波形が検出されるとともに、その大動脈の圧波形を用いることにより診断の精度が十分に得られる。
【０００７】
ここで、好適には、前記圧脈波検出装置は、圧力検出素子が設けられた平坦な押圧面を有する圧脈波センサと、その圧脈波センサを前記所定部位の動脈の管壁の一部を平坦とするまで押圧する押圧装置とを備えたものである。このようにすれば、上記所定部位の動脈の管壁の張力の影響を受け難くなるので、その圧脈波検出装置により検出される圧脈波は、上記所定部位の動脈内の内の圧力を精度よく示すものとなる。
【０００８】
また、好適には、前記大動脈に直結する頸動脈を押圧してその頸動脈内を伝播する頸動脈波を検出する頸動脈波検出装置をさらに含み、前記圧脈波伝播時間決定手段は、その頸動脈波検出装置により頸動脈が検出されてから前記圧脈波検出置により前記皮膚直下の撓骨動脈内の圧脈波が検出されるまでの時間差に基づいて脈波伝播時間を決定するものである。このようにすれば、伝播時間の決定の基準点である大動脈の圧波形の発生時期が正確に検出される利点がある。
【０００９】
また、好適には、前記伝達関数決定手段は、大動脈圧波形をＰ、前記皮膚直下の動脈内の圧波形をＰ’、脈波伝播時間をＴ、Δ（＝ｅ^-jwT）を時間遅れ因子、Γを動脈内の反射係数としたとき、次式により示される該伝達関数Ｈを決定するものである。このようにすれば、比較的精度よく大動脈圧波形を推定できる。
Ｈ＝Ｐ／Ｐ’＝（１＋ΓΔ²）／（Δ＋ΓΔ）
【００１０】
また、好適には、カフを用いて前記生体の血圧値を測定する血圧測定手段と、その血圧測定手段により測定された血圧値と前記圧脈波検出装置により検出された圧脈波の大きさとの関係を予め決定する関係決定手段と、その関係決定手段により決定された関係から前記圧脈波検出装置により検出された圧脈波に基づいて前記所定部位の動脈内の血圧波形を決定する連続血圧決定手段と、前記大動脈圧波形算出手段により該血圧波形に基づいて算出された大動脈内の圧波形を血圧値の絶対値を示す血圧値軸と時間軸とからなる二次元座標内に表示させる表示制御手段とを、含むものである。このようにすれば、大動脈内の圧波形の大きさが定量的に表示される利点がある。
【００１１】
また、好適には、前記大動脈圧波形算出手段により算出された大動脈内の圧波形と、前記圧脈波検出装置により検出された前記所定部位の皮膚直下に位置する動脈内の圧脈波とを、共通の時間軸に沿って対比可能に表示器に表示させる表示制御手段を含むものである。このようにすれば、大動脈内の圧波形とその大動脈よりも下流の所定部位の圧脈波とが対比可能に表示されるので、圧脈波を基準として大動脈内の圧波形の特徴が容易に認識され、動脈硬化などの診断が容易となる利点がある。
【００１２】
【発明の好適な実施の形態】
以下、本発明の一実施例を図面に基づいて詳細に説明する。図１は、本発明が適用された大動脈圧波形検出装置２の使用状態を示す図である。この大動脈圧波形検出装置２は、生体の心臓１から血液を送出する大動脈３の下流の所定部位たとえば一方の腕の手首の皮膚直下に位置する撓骨動脈５６の圧脈波Ｐ₂(t) からその大動脈３の内の圧波形Ｐ₁(t) を非侵襲で検出するためのものであって、その撓骨動脈５６の圧脈波Ｐ₂(t) を検出するための圧脈波検出装置３４と、上記大動脈３から撓骨動脈５６までの脈波伝播時間Ｔの算出の基準点となる信号を得るたえに上記大動脈３に直結する頸動脈６の頸動脈波を検出する頸動脈検出装置７とを備えている。
【００１３】
図２は、上記大動脈圧波形検出装置２の構成を説明するブロック線図である。図２において、大動脈圧波形検出装置２は、ゴム製袋を布製帯状袋内に有して、たとえば患者の他方の腕の上腕部１２に巻回されるカフ１０と、このカフ１０に配管２０を介してそれぞれ接続された圧力センサ１４、切換弁１６、および空気ポンプ１８とを備えている。この切換弁１６は、カフ１０内への圧力の供給を許容する圧力供給状態、カフ１０内を徐々に排圧する徐速排圧状態、およびカフ１０内を急速に排圧する急速排圧状態の３つの状態に切り換えられるように構成されている。
【００１４】
圧力センサ１４は、カフ１０内の圧力を検出して、その圧力を表す圧力信号ＳＰを静圧弁別回路２２および脈波弁別回路２４にそれぞれ供給する。静圧弁別回路２２はローパスフィルタを備え、圧力信号ＳＰに含まれる定常的な圧力すなわちカフ圧を表すカフ圧信号ＳＫを弁別してそのカフ圧信号ＳＫをＡ／Ｄ変換器２６を介して電子制御装置２８へ供給する。脈波弁別回路２４はバンドパスフィルタを備え、圧力信号ＳＰの振動成分である脈波信号ＳＭ₁ を周波数的に弁別してその脈波信号ＳＭ₁ をＡ／Ｄ変換器３０を介して電子制御装置２８へ供給する。この脈波信号ＳＭ₁ が表すカフ脈波は、患者の心拍に同期して図示しない上腕動脈から発生してカフ１０に伝達される圧力振動波である。
【００１５】
上記電子制御装置２８は、ＣＰＵ２９、ＲＯＭ３１、ＲＡＭ３３、および図示しないＩ／Ｏポート等を備えた所謂マイクロコンピュータにて構成されており、ＣＰＵ２９は、ＲＯＭ３１に予め記憶されたプログラムに従ってＲＡＭ３３の記憶機能を利用しつつ信号処理を実行することにより、Ｉ／Ｏポートから駆動信号を出力して切換弁１６および空気ポンプ１８を制御する。
【００１６】
圧脈波検出装置３４は、前記カフ１０が装着されていない上腕部１２の動脈下流側の手首４２において、容器状を成すハウジング３６の開口端が体表面すなわち皮膚３８に対向する状態で装着バンド４０により手首４２に着脱可能に取り付けられるようになっている。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４６が相対移動可能かつハウジング３６の開口端からの突出し可能に設けられており、これらハウジング３６およびダイヤフラム４４等によって圧力室４８が形成されている。この圧力室４８内には、空気ポンプ５０から調圧弁５２を経て圧力エア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４６は圧力室４８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。圧力室４８を構成するハウジング３６、ダイヤフラム４４等が圧脈波センサ４６の押圧装置として機能している。
【００１７】
上記圧脈波センサ４６は、たとえば、単結晶シリコン等から成る半導体チップの平坦な押圧面５４に多数の半導体感圧素子（図示せず）が撓骨動脈５６を横断する方向にたとえば０．２_mm程度の間隔で配列されて構成されており、手首４２の体表面３８の撓骨動脈５６上に押圧されることにより、撓骨動脈５６から発生して体表面３８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Ａ／Ｄ変換器５８を介して電子制御装置２８へ供給する。圧脈波センサ４６は、その平坦な押圧面５４によって撓骨動脈５６の管壁の一部が平坦となるまでダイヤフラム４４により押圧された状態で圧脈波を検出することから、撓骨動脈５６の管壁の張力の影響が除去されるので、圧脈波信号ＳＭ₂ は撓骨動脈５６内の圧力を略示すものである。
【００１８】
また、前記電子制御装置２８のＣＰＵ２９は、ＲＯＭ３１に予め記憶されたプログラムに従って、空気ポンプ５０および調圧弁５２へ駆動信号を出力し、圧力室４８内の圧力すなわち圧脈波センサ４６の皮膚に対する押圧力を調節する。これにより、連続血圧測定に際しては、圧力室４８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４６の最適押圧力Ｐ_HDPが決定され、圧脈波センサ４６の最適押圧力Ｐ_HDPを維持するように調圧弁５２が制御される。
【００１９】
前記頸動脈検出装置７は、その先端押圧部の振動を検出する図示しない振動センサを備え、生体の頸部において頸動脈６を押圧するように装着され、その頸動脈６から発生する頸動脈波Ｋ(t) を検出し、その頸動脈波を示す信号をＡ／Ｄ変換器８を介して前記電子制御装置２８へ供給する。この頸動脈検出装置７は、たとえば特開昭 − 号公報に記載されいるように構成される。なお、上記頸動脈６は比較的大きな径であって大動脈３に直結されており、しかも上記頸動脈検出装置７は大動脈３から数センチの位置に押圧されるので、その頸動脈検出装置７は、大動脈３内の圧波形の発生時期を実質的に検出する機能を有している。
【００２０】
図３は、上記電子制御装置２８の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図である。図３において、血圧測定手段７０は、たとえばカフ１０の圧迫圧力が所定の目標圧力値Ｐ_CM（たとえば、１８０mmHg程度の圧力値）まで急速昇圧させた後に３mmHg/sec程度の速度で徐速降圧させられる徐速降圧期間内において、順次採取される脈波信号ＳＭ₁ が表す脈波の振幅の変化に基づきよく知られたオシロメトリック法を用いて最高血圧値ＢＰ_SYSおよび最低血圧値ＢＰ_DIAなどを決定する。
【００２１】
関係決定手段７２は、上記血圧測定手段７０により測定された最高血圧値ＢＰ_SYSおよび最低血圧値ＢＰ_DIAと、そのときに圧脈波検出装置３４により検出された圧脈波Ｐ₂(t) のピーク値すなわち最高値および最低値とに基づいて、生体の血圧値と圧脈波Ｐ₂(t) との関係を決定する。この関係は、カフ１０を用いて測定した血圧値を基準として連続血圧値或いは連続血圧波形ＥＢＰ(t) を得るために圧脈波Ｐ₂(t) に絶対値を付与するためのものであり、たとえば数式１に示す一次式で表される。数式１において、αおよびβは定数である。
【００２２】
【数１】
ＥＢＰ(t) ＝αＰ₂(t) ＋β
【００２３】
連続血圧決定手段７４は、上記数式１に示す関係から、実際の圧脈波Ｐ₂(t) に基づいて、連続血圧値或いは連続血圧波形ＥＢＰ(t) を逐次算出して生体の最高血圧値ＥＢＰ_SYSおよび最低血圧値ＥＢＰ_DIAを算出する。この連続血圧波形ＥＢＰ(t) は、生体の血圧値の瞬時値を示す波形であり、その上ピーク値が生体の最高血圧値ＥＢＰ_SYS、下ピーク値が最低血圧値ＥＢＰ_DIAに対応している。
【００２４】
表示制御手段８２は、上記連続血圧決定手段７４により決定された連続血圧波形ＥＢＰ(t) を、表示器３２の表示画面における時間軸と血圧値軸とから成る二次元座標内に表示させるとともに、最高血圧値ＥＢＰ_SYSおよび最低血圧値ＥＢＰ_DIAを数値表示させる。
【００２５】
圧脈波伝播時間決定手段７６は、頸動脈波Ｋ(t) と圧脈波Ｐ₂(t) とから、大動脈３から所定部位の撓骨動脈５６までの圧脈波伝播時間Ｔを決定する。この圧脈波伝播時間決定手段７６では、たとえば、頸動脈波Ｋ(t) および圧脈波Ｐ₂(t) の振幅の１／５の立ち上がり点間の時間差、或いは頸動脈波Ｋ(t) および圧脈波Ｐ₂(t) の立ち上がり部分の最大傾斜点間の時間差から、上記圧脈波伝播時間Ｔが決定される。
【００２６】
伝達関数決定手段７８は、上記の圧脈波伝播時間決定手段７６により決定された圧脈波伝播時間Ｔに基づいてたとえば数式２に示す伝達関数Ｈを決定する。数式２において、Ｐ₁(t) は大動脈圧波形、Ｐ₂(t) は撓骨動脈５６の圧脈波、Δ（＝ｅ^-jwT：但し、ｗは角速度を示すものとする。）は大動脈部と撓骨動脈部との間の時間遅れ因子、Ｔは大動脈部と撓骨動脈部との間の脈波伝播時間、Γは動脈末梢部の反射係数である。
【００２７】
【数２】
Ｈ＝Ｐ₁(t) ／Ｐ₂(t) ＝（１＋ΓΔ²）／（Δ＋ΓΔ）
【００２８】
上記伝達関数Ｈは、たとえば図５に示すようにケーブルモデルおよび３要素ウインドケッセルモデルの組み合わせた生体モデルに基づいて設定されている。図５において、動脈内の進行波の圧力および流量をＰ_fおよびＱ_f、動脈末梢部で反射される反射波の圧力および流量をＰ_bおよびＱ_b、末梢部の反射係数をΓ、大動脈部と撓骨動脈部との間および撓骨動脈部と動脈末梢部との間の特性インピーダンスをＺ_c、動脈末梢部の血管抵抗をＲ、動脈末梢部の血管弾性をＣとすると、撓骨動脈部での進行波の圧力Ｐ_f2は大動脈部での進行波の圧力Ｐ_f1に遅れ因子Δを掛けた値ΔＰ_f1で示される一方、撓骨動脈部での反射波の圧力Ｐ_b2は撓骨動脈部での進行波の圧力Ｐ_f2に反射係数Γを掛けた値ΓＰ_f2（＝ΓΔＰ_f1）で示されるので、結局、大動脈部での反射波の圧力Ｐ_b1はΓΔ²Ｐ_f1となる。したがって、大動脈圧Ｐ₁は数式３によって示され、撓骨動脈圧Ｐ₂は数式４によって示されるので、伝達関数Ｈは、上記数式２のように表される。
【００２９】
【数３】
Ｐ₁＝Ｐ_f1＋Ｐ_b1＝（１＋ΓΔ²）Ｐ_f1
【００３０】
【数４】
Ｐ₂＝Ｐ_f2＋Ｐ_b2＝（Δ＋ΓΔ）Ｐ_f1
【００３１】
大動脈圧波形算出手段８０は、上記伝達関数決定手段７８により決定された伝達関数Ｈから、前記圧脈波検出装置３４により検出された所定部位の動脈すなわち撓骨動脈５６内の圧脈波Ｐ₂(t) すなわち連続血圧波形ＥＢＰ(t) に基づいて、大動脈６内の圧波形Ｐ₁(t) を算出する。このようにして算出される大動脈６内の圧波形Ｐ₁(t) は、絶対値を有する連続血圧波形ＥＢＰ(t) に基づいて算出されたものであることから、その大きさが絶対値を示している。
【００３２】
表示制御手段８２は、図４に示すように、上記大動脈圧波形算出手段８０により算出された大動脈内の圧波形Ｐ₁(t) を、表示器３２の表示画面における時間軸と血圧値軸とから成る二次元座標内に、前記圧脈波検出装置３４により検出された撓骨動脈５６内の圧脈波Ｐ₂(t) と、共通の時間軸（横軸）に沿って対比可能に表示させる。上記二次元座標の血圧値軸（縦軸）は、絶対値を示す軸であるから、大動脈内の圧波形Ｐ₁(t) の大きさが絶対値表示され、その瞬時値を読むことが可能である。
【００３３】
図６および図７は、上記大動脈圧波形検出装置８の電子制御装置２８における制御作動の要部を説明するフローチャートであり、所定の制御サイクルで繰り返し実行される。図６は連続血圧測定ルーチンを、図７は大動脈６の圧波形を逐次算出するルーチンをそれぞれ示している。
【００３４】
図６において、ステップＳＡ１（以下、ステップを省略する。）において図示しないカウンタやレジスタをクリアする初期処理が実行される。次いで、ＳＡ２では、切換弁１６が圧力供給状態に切り換えられ且つ空気ポンプ１８が駆動されることにより、血圧測定のためにカフ１０の急速昇圧が開始される。続くＳＡ３では、カフ圧Ｐ_Cが１８０mmHg程度に予め設定された目標圧迫圧Ｐ_CM以上となったか否かが判断される。このＳＡ３の判断が否定された場合は、上記ＳＡ２以下が繰り返し実行されることによりカフ圧Ｐ_Cの上昇が継続される。しかし、カフ圧Ｐ_Cの上昇により上記ＳＡ３の判断が肯定されると、前記血圧測定手段７０に対応するＳＡ４において、血圧測定アルゴリズムが実行される。すなわち、空気ポンプ１８を停止させ且つ切換弁１６を徐速排圧状態に切り換えてカフ１０内の圧力を予め定められた３mmHg/sec程度の緩やかな速度で下降させることにより、この徐速降圧過程で逐次得られる脈波信号ＳＭ₁ が表す脈波の振幅の変化に基づいて、良く知られたオシロメトリック方式の血圧値決定アルゴリズムに従って最高血圧値ＢＰ_SYS、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拍数などが決定されるのである。そして、その測定された血圧値および脈拍数などが表示器３２に表示されるとともに、切換弁１６が急速排圧状態に切り換えられてカフ１０内が急速に排圧される。
【００３５】
次いで、ＳＡ５では、圧脈波検出装置３４により検出された一個分すなわち一周期分の圧脈波Ｐ₂(t) が読み込まれた後、前記関係決定手段７２に対応するＳＡ６では、その圧脈波Ｐ₂(t) のピーク値すなわち最高値および最低値とＳＡ４において測定された最高血圧値ＢＰ_SYSおよび最低血圧値ＢＰ_DIAとに基づいて、それらの関係ＥＢＰ(t) ＝αＰ₂(t) ＋βが決定される。
【００３６】
ＳＡ７では、圧脈波検出装置３４により検出された一個分の圧脈波Ｐ₂(t) が新たに読み込まれたか否かが判断される。このＳＡ７の判断が否定された場合はＳＡ７の実行が繰り返されるが、肯定された場合は、前記連続血圧決定手段７４に対応するＳＡ８において、上記関係ＥＢＰ(t) ＝αＰ₂(t) ＋βから実際の圧脈波Ｐ₂(t) に基づいて連続血圧値すなわち血圧波形ＥＢＰ(t) が決定される。
【００３７】
そして、ＳＡ９では、ＳＡ４においてカフ１０による血圧測定が行われてからの経過時間が予め設定された１５乃至２０分程度の設定周期すなわちキャリブレーション周期を経過したか否かが判断される。このＳＡ９の判断が否定された場合には、前記ＳＡ７以下の連続血圧測定ルーチンが繰り返し実行され、連続血圧値すなわち血圧波形ＥＢＰ(t) が１拍毎に連続的に決定されるが、このＳＡ９の判断が肯定された場合には、前記対応関係を再決定するために前記ＳＡ２以下が実行されることにより、前記の関係ＥＢＰ(t) ＝αＰ₂(t) ＋βが更新される。
【００３８】
図７の大動脈圧波形算出ルーチンにおいて、ＳＢ１では頸動脈検出装置７により一つの頸動脈波Ｋ(t) が検出されたか否かが判断される。このＳＢ１の判断が肯定された場合には、ＳＢ２において圧脈波検出装置３４により一つの圧脈波Ｐ₂(t) が検出されたか否かが判断される。上記ＳＢ１およびＳＢ２のいずれか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。しかし、上記ＳＢ１およびＳＢ２の判断がいずれも肯定された場合には、ＳＢ３において、大動脈３から撓骨動脈５６までの圧脈波伝播時間Ｔ_iが、上記頸動脈波Ｋ(t) および圧脈波Ｐ₂(t) のそれぞれ所定の基準点たとえば最大傾斜点の間の時間を求めることにより決定される。
【００３９】
次いで、ＳＢ４において、圧脈波伝播時間Ｔが予め設定されたＮ回たとえば１０回算出されたか否かが判断される。当初はＳＢ４の判断が否定されるので、後述のＳＢ７以下が実行される。しかし、圧脈波伝播時間Ｔ_iがＮ回算出されると、ＳＢ４の判断が肯定されることから、ＳＢ５において、Ｎ個の圧脈波伝播時間Ｔ₁・・・Ｔ₁₀の平均値Ｔ_avが算出され、その平均値Ｔ_avが圧脈波伝播時間Ｔとして更新される。本実施例では、上記ＳＢ１乃至ＳＢ５が前記圧脈波伝播時間決定手段７６に対応している。
【００４０】
次いで、前記伝達関数決定手段８８に対応するＳＢ６では、上記圧脈波伝播時間Ｔに基づいて時間遅れ因子Δ（＝ｅ^-jwT）を算出することにより、伝達関数Ｈ（＝（１＋ΓΔ²）／（Δ＋ΓΔ））を決定する。続いて、前記大動脈圧波形算出手段８０に対応するＳＢ７において、上記伝達関数Ｈ（＝（１＋ΓΔ²）／（Δ＋ΓΔ））から実際の圧脈波Ｐ₂(t) に基づいて、大動脈３内の圧波形Ｐ₁(t) が算出される。
【００４１】
そして、前記表示制御手段８２に対応するＳＢ７により、図４に示すように、大動脈３内の圧波形Ｐ₁(t) が、血圧値軸と時間軸との二次元座標において圧脈波Ｐ₂(t) と共通の時間軸に沿って対比可能に並列的に表示される。
【００４２】
上述のように、本実施例によれば、大動脈圧波形算出手段８０（ＳＢ７）により、圧脈波伝播時間Ｔに基づいて決定された伝達関数Ｈから、圧脈波検出装置３４により検出された大動脈３の下流の所定部位の撓骨動脈５６の圧脈波Ｐ₂(t) に基づいて、大動脈３内の圧波形Ｐ₁(t) が算出されるので、非侵襲で大動脈の圧波形が検出されるとともに、その大動脈の圧波形を用いることにより診断の精度が十分に得られる。
【００４３】
また、本実施例によれば、圧脈波検出装置３４は、圧力検出素子が設けられた平坦な押圧面５４を有する圧脈波センサ４８と、その圧脈波センサ４８を前記所定部位の撓骨動脈５６の管壁の一部を平坦とするまで押圧する押圧装置（３６、３８）とを備えたものであることから、上記所定部位の撓骨動脈５６の管壁の張力の影響を受け難くなるので、その圧脈波検出装置３４により検出される圧脈波は、上記所定部位の動脈内の内の圧力を精度よく示すものとなる。
【００４４】
また、本実施例によれば、大動脈３に直結する頸動脈６を押圧してその頸動脈内を伝播する頸動脈波を検出する頸動脈波検出装置７が設けられ、圧脈波伝播時間決定手段７６（ＳＢ１乃至ＳＢ５）は、その頸動脈波検出装置７により頸動脈が検出されてから圧脈波検出置３４により撓骨動脈５６内の圧脈波Ｐ₂(t) が検出されるまでの時間差に基づいて脈波伝播時間Ｔを決定するものであるので、伝播時間Ｔの決定の基準点である大動脈の圧波形Ｐ₁(t) の発生時期が正確に検出される利点がある。
【００４５】
また、本実施例によれば、カフ１０を用いて生体の血圧値を測定する血圧測定手段７０（ＳＡ４）と、その血圧測定手段７０により測定された血圧値と圧脈波検出装置３４により検出された圧脈波の大きさとの関係を予め決定する関係決定手段７２（ＳＡ６）と、その関係決定手段７２により決定された関係から圧脈波検出装置３４により検出された圧脈波に基づいて前記所定部位の撓骨動脈５６内の血圧波形ＥＢＰ(t) を決定する連続血圧決定手段７４（ＳＡ８）と、大動脈圧波形算出手段８０によりその血圧波形ＥＢＰ(t) に基づいて算出された大動脈内の圧波形Ｐ₁(t) を、図４に示すように、表示器３２において、血圧値の絶対値を示す血圧値軸と時間軸とからなる二次元座標内に表示させる表示制御手段８２（ＳＢ８）とが設けられているので、大動脈３内の圧波形の大きさが定量的に表示される利点がある。
【００４６】
また、本実施例によれば、大動脈圧波形算出手段８０（ＳＢ７）により算出された大動脈３内の圧波形Ｐ₁(t) と、圧脈波検出装置３４により検出された所定部位の皮膚直下に位置する撓骨動脈５６内の圧脈波Ｐ₂(t) とを、共通の時間軸に沿って対比可能に表示器３２に表示させる表示制御手段８２とが備えられていることから、大動脈３内の圧波形Ｐ₁(t) とその大動脈３よりも下流の所定部位の圧脈波Ｐ₂(t) とが対比可能に表示されるので、圧脈波を基準として大動脈内の圧波形の特徴が容易に認識され、動脈硬化などの診断が容易となる利点がある。
【００４７】
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。
【００４８】
たとえば、前述の実施例の圧脈波伝播時間決定手段７６では、圧脈波伝播時間ＴはＮ回の値の平均値を以て更新されていたが、その回数Ｎは必要に応じて適宜変更され得るものであり、また、１回毎の値が圧脈波伝播時間Ｔとして更新されてもよい。
【００４９】
また、前述の実施例の圧脈波伝播時間決定手段７６では、頸動脈波Ｋ(t) の発生と圧脈波Ｐ₂(t) の発生との時間差に基づいて大動脈から撓骨動脈までの圧脈波伝播時間Ｔが決定されていたが、心音マイクロホンにより検出された心臓の収縮音の発生と圧脈波Ｐ₂(t) の発生との時間差、或いは心電誘導波形の所定部位の波形の発生と圧脈波Ｐ₂(t) の発生との時間差に基づいて大動脈から撓骨動脈までの圧脈波伝播時間Ｔが決定されてもよい。
【００５０】
また、前述の実施例において、大動脈３の下流の所定部位の動脈の圧脈波として撓骨動脈５６内の圧脈波Ｐ₂(t) が用いられていたが、足背動脈の圧脈波などの他の部位の圧脈波が用いられてもよい。但し、圧脈波Ｐ₂(t) は大動脈３の圧波形の算出の基礎となるものであって、圧脈波センサ４６の平坦な押圧面５４により押圧されたとき、管壁の一部が平坦となるまで押圧されることが望ましいが、その管壁の一部が平坦となるまで押圧しようとする場合には、たとえば頸動脈では硬いバックアップがないため不可能であり、動脈が逃げないように、骨などによってバックアップされることが望まれる。この点において、撓骨動脈５６あるいは足背動脈が望ましいのである。
【００５１】
また、前述の実施例では、血圧測定手段７０、関係決定手段７２、連続血圧決定手段７４が設けられていたが、圧脈波検出装置３４から出力される圧脈波Ｐ₂(t) の絶対値の信頼性が高く、カフ１０を用いて測定した血圧値に基づくキャリブレーションが不要である場合には、それら血圧測定手段７０、関係決定手段７２、連続血圧決定手段７４が設けられていなくても差し支えない。
【００５２】
また、前述の実施例の表示制御手段８２は、図４に示すように、大動脈３内の圧波形Ｐ₁(t) とその大動脈３よりも下流の所定部位の圧脈波Ｐ₂(t) とを、共通の時間軸に沿って並列的に対比可能に表示させていたが、たとえば図９に示すように、血圧値軸と時間軸とから成る二次元座標において相互に重ねた状態で、さらに好ましくは振幅を正規化して相互の振幅を一致させた状態で表示させてもよい。このようにすれば、両者の差異が明確となって診断が一層容易となる。
【００５３】
また、前述の実施例では、頸動脈検出装置７は生体の頸部に連続的に装着されるものであったが、たとえば、圧脈波伝播時間Ｔを一旦決定すると、その圧脈波伝播時間Ｔを所定期間使用できる場合には、その圧脈波伝播時間Ｔの決定期間だけ装着されるようにしてもよい。
【００５４】
また、前述の実施例では、大動脈３の圧波形Ｐ₁(t) は、血圧値軸と時間軸とからなる二次元座標において撓骨動脈５６内の圧脈波Ｐ₂(t) と対比可能に共通の時間軸に沿って表示されていたが、単独で表示されていたもよいし、血圧値軸の替わりに、血圧値の相対値を示す血圧軸が用いられてもよい。
【００５５】
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。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施例である大動脈圧波形検出装置の構成を示す図である。
【図２】図１の実施例の電気的構成を説明するブロック図である。
【図３】図１の実施例の電子制御装置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の実施例において、大動脈の圧波形の表示例を示す図である。
【図５】図１の実施例の伝達関数決定手段により決定される伝達関数の基礎となる生体モデルを説明する図である。
【図６】図１の実施例の電子制御装置の制御作動を説明するフローチャートであって、連続血圧決定ルーチンを示す図である。
【図７】図１の実施例の電子制御装置の制御作動を説明するフローチャートであって、大動脈圧波形算出ルーチンを示す図である。
【図８】本発明の他の実施例の電気的構成を説明する、図２に相当する図である。
【図９】本発明の他の実施例における大動脈の圧波形の表示例を示す、図４に相当する図である。
【符号の説明】
７：頸動脈検出装置
１０：カフ
３２：表示器
３４：圧脈波検出装置
４６：圧脈波センサ
５４：押圧面
７０：血圧測定手段
７２：関係決定手段
７４：連続血圧決定手段
７６：圧脈波伝播時間決定手段
７８：伝達関数決定手段
８０：大動脈圧脈波算出手段
８２：表示制御手段[0001]
[Industrial application fields]
The present invention relates to an intra-aortic pressure pulse wave detection device that non-invasively detects a pressure pulse wave in an aorta that delivers blood from the heart of a living body to the whole body.
[0002]
[Prior art]
Since the aorta is directly connected to the heart, the waveform of the pressure pulse wave in the aorta that sends blood in the heart contains various important information about the heart. Used for medical diagnosis based on the timing of the marks.
[0003]
[Problems to be Solved by the Invention]
Conventionally, however, the pressure waveform in the aorta has to be detected invasively using a direct method using a catheter, which has the disadvantage of placing an excessive burden on the living body. Further, for example, as described in Japanese Patent Laid-Open No. 2-109540, a pressure sensor is provided on a flat pressing surface, and a radial artery or a dorsal artery is inserted from above the skin using a pressure sensor. It is conceivable to use the pressure pulse wave obtained by using the pulse wave detection device that detects the pressure pulse wave in the artery by pressing until a part of the tube wall becomes flat, for diagnosis, etc. Since such a pressure pulse wave is generated in a relatively peripheral region, it is different from the pressure waveform in the aorta, so that the accuracy of diagnosis cannot be sufficiently obtained.
[0004]
The present invention has been made in the background of the above circumstances, and an object of the present invention is to provide an aortic pressure waveform detection apparatus that non-invasively detects an aortic pressure waveform.
[0005]
[Means for Solving the Problems]
The gist of the present invention for achieving the above object is an aortic pressure waveform detection device that non-invasively detects a pressure waveform in the aorta for sending blood from the heart of a living body to the whole body, and (a) A pressure pulse wave detection device that detects a pressure pulse wave in the artery by pressing an artery located directly below the skin at a predetermined site separated from the aorta by a predetermined distance; and (b) A pressure pulse wave propagation time determining means for determining the pressure pulse wave propagation time from the aorta to the artery located directly under the skin; and (c) based on the pressure pulse wave propagation time determined by the pressure pulse wave propagation time determining means. A transfer function determining means for determining a transfer function, and (d) based on the pressure pulse wave in the artery at the predetermined site detected by the pressure pulse wave detecting device from the transfer function determined by the transfer function determining means. To calculate the pressure waveform in the aorta An aortic pressure waveform calculating means.
[0006]
【The invention's effect】
In this way, the pressure pulse wave in the artery located directly under the skin detected by the pressure pulse wave detector is detected from the transfer function determined based on the pressure pulse wave propagation time by the aortic pressure waveform calculation means. Based on this, since the pressure waveform in the aorta is calculated, the pressure waveform of the aorta is detected non-invasively, and the accuracy of diagnosis is sufficiently obtained by using the pressure waveform of the aorta.
[0007]
Here, preferably, the pressure pulse wave detection device includes a pressure pulse wave sensor having a flat pressing surface provided with a pressure detection element, and the pressure pulse wave sensor is connected to one of the artery wall walls of the predetermined site. And a pressing device that presses the part until it is flat. In this way, the pressure pulse wave detected by the pressure pulse wave detection device is less susceptible to the influence of the tension of the artery wall of the artery at the predetermined site. It will be shown accurately.
[0008]
Preferably, the apparatus further includes a carotid artery wave detecting device that detects a carotid artery wave propagating through the carotid artery by pressing the carotid artery directly connected to the aorta, and the pressure pulse wave propagation time determining means includes: The pulse wave propagation time is determined based on the time difference from when the carotid artery is detected by the carotid artery wave detection device until the pressure pulse wave in the radial artery directly under the skin is detected by the pressure pulse wave detector. It is. In this way, there is an advantage that the generation time of the pressure waveform of the aorta, which is the reference point for determining the propagation time, can be accurately detected.
[0009]
Preferably, the transfer function determining means is configured such that the aortic pressure waveform is P, the pressure waveform in the artery directly under the skin is P ′, the pulse wave propagation time is T, and Δ (= e ^−jwT ) is a time delay factor. When Γ is a reflection coefficient in the artery, the transfer function H expressed by the following equation is determined. In this way, the aortic pressure waveform can be estimated with relatively high accuracy.
H = P / P ′ = (1 + ΓΔ ² ) / (Δ + ΓΔ)
[0010]
Preferably, the blood pressure measurement means for measuring the blood pressure value of the living body using a cuff, the blood pressure value measured by the blood pressure measurement means, and the magnitude of the pressure pulse wave detected by the pressure pulse wave detection device And a blood pressure waveform in the artery at the predetermined site based on the pressure pulse wave detected by the pressure pulse wave detection device from the relationship determined by the relationship determination means. The blood pressure determining means and the pressure waveform in the aorta calculated based on the blood pressure waveform by the aortic pressure waveform calculating means are displayed in two-dimensional coordinates composed of a blood pressure value axis indicating the absolute value of the blood pressure value and a time axis. Display control means. In this way, there is an advantage that the magnitude of the pressure waveform in the aorta is quantitatively displayed.
[0011]
Preferably, the pressure waveform in the aorta calculated by the aortic pressure waveform calculation means, and the pressure pulse wave in the artery located directly under the skin of the predetermined site detected by the pressure pulse wave detector. And a display control means for displaying on the display unit so as to be comparable along a common time axis. In this way, since the pressure waveform in the aorta and the pressure pulse wave at a predetermined site downstream from the aorta are displayed in a comparable manner, the characteristics of the pressure waveform in the aorta can be easily obtained with reference to the pressure pulse wave. There is an advantage that diagnosis such as arteriosclerosis is easily recognized.
[0012]
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 diagram illustrating a usage state of an aortic pressure waveform detection apparatus 2 to which the present invention is applied. This aortic pressure waveform detection device 2 is a pressure pulse wave P ₂ (t) of a radial artery 56 located immediately below the skin of a wrist of one arm, for example, a downstream of the aorta 3 that sends blood from a living heart 1. from be for detecting pressure waveform P ₁ of its aorta 3 (t) in a non-invasive, pressure pulse wave detection to detect the pressure pulse wave P ₂ of the radial artery 56 (t) The carotid artery that detects the carotid artery wave of the carotid artery 6 directly connected to the aorta 3 in order to obtain a signal as a reference point for calculating the pulse wave propagation time T from the aorta 3 to the radial artery 56 And a detection device 7.
[0013]
FIG. 2 is a block diagram illustrating the configuration of the aortic pressure waveform detection apparatus 2. In FIG. 2, the aortic pressure waveform detection device 2 has a rubber bag in a cloth belt-like bag and, for example, a cuff 10 wound around the upper arm 12 of the other arm of a patient, and a pipe 20 on the cuff 10. , A pressure sensor 14, a switching valve 16, and an air pump 18 connected to each other. The switching valve 16 has a pressure supply state that allows supply of pressure into the cuff 10, a slow discharge state that gradually discharges the inside of the cuff 10, and a quick discharge state that rapidly discharges the inside of the cuff 10. It is configured to be switched to one state.
[0014]
The pressure sensor 14 detects the pressure in the cuff 10 and supplies a pressure signal SP representing the pressure to the static pressure discrimination circuit 22 and the pulse wave discrimination circuit 24, respectively. The static pressure discriminating circuit 22 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 electronically controls the cuff pressure signal SK via an A / D converter 26. Supply to device 28. The pulse wave discriminating circuit 24 includes a band-pass filter, discriminates the pulse wave signal SM ₁ that is a vibration component of the pressure signal SP in terms of frequency, and the pulse wave signal SM ₁ is electronically controlled via the A / D converter 30. 28. The cuff pulse wave represented by the pulse wave signal SM ₁ is a pressure vibration wave generated from the brachial artery (not shown) and transmitted to the cuff 10 in synchronization with the heartbeat of the patient.
[0015]
The electronic control unit 28 includes a CPU 29, a ROM 31, a RAM 33, and a so-called microcomputer having an I / O port (not shown). The CPU 29 has a storage function of the RAM 33 according to a program stored in the ROM 31 in advance. By executing signal processing while using, a drive signal is output from the I / O port to control the switching valve 16 and the air pump 18.
[0016]
The pressure pulse wave detecting device 34 is attached to the wrist 42 on the downstream side of the artery of the upper arm 12 where the cuff 10 is not worn, with the open end of the housing 36 forming a container shape facing the body surface, that is, the skin 38. 40 detachably attaches to the wrist 42. A pressure pulse wave sensor 46 is provided inside the housing 36 through a diaphragm 44 so as to be relatively movable and projectable from the open end of the housing 36. A pressure chamber 48 is formed by the housing 36 and the diaphragm 44 and the like. Has been. In the pressure chamber 48, pressure air is supplied from the air pump 50 via the pressure regulating valve 52, so that the pressure pulse wave sensor 46 has a pressing force P corresponding to the pressure in the pressure chamber 48. It is pressed against the body surface 38 by _HD . The housing 36, the diaphragm 44, and the like constituting the pressure chamber 48 function as a pressing device for the pressure pulse wave sensor 46.
[0017]
The pressure pulse wave sensor 46 is, for example, 0.2 in a direction in which a large number of semiconductor pressure sensing elements (not shown) cross the radial artery 56 on a flat pressing surface 54 of a semiconductor chip made of single crystal silicon or the like. are arranged at intervals of about _mm is constituted, by being pressed onto the radial artery 56 of the body surface 38 of the wrist 42, a pressure vibration wave transmitted to the body surface 38 is generated from the radial artery 56 That is, a pressure pulse wave is detected, and a pressure pulse wave signal SM ₂ representing the pressure pulse wave is supplied to the electronic control unit 28 via the A / D converter 58. The pressure pulse wave sensor 46 detects the pressure pulse wave while being pressed by the diaphragm 44 until a part of the tube wall of the radial artery 56 becomes flat by the flat pressing surface 54. Therefore, the pressure pulse wave signal SM ₂ roughly indicates the pressure in the radial artery 56.
[0018]
The CPU 29 of the electronic control unit 28 outputs drive signals to the air pump 50 and the pressure regulating valve 52 in accordance with a program stored in advance in the ROM 31 to press the pressure in the pressure chamber 48, that is, the pressure pulse wave sensor 46 against the skin. Adjust pressure. Thereby, in the continuous blood pressure measurement, the optimum pressing force P _HDP of the pressure pulse wave sensor 46 is determined based on the pressure pulse wave sequentially obtained in the pressure change process in the pressure chamber 48, and the optimum pressing force of the pressure pulse wave sensor 46 is determined. The pressure regulating valve 52 is controlled so as to maintain the pressure P _HDP .
[0019]
The carotid artery detection device 7 includes a vibration sensor (not shown) that detects the vibration of the tip pressing portion, and is mounted so as to press the carotid artery 6 in the neck of a living body, and the carotid artery wave generated from the carotid artery 6 K (t) is detected, and a signal indicating the carotid artery wave is supplied to the electronic control unit 28 via the A / D converter 8. This carotid artery detection device 7 is configured as described in, for example, Japanese Patent Application Laid-Open No. Sho. The carotid artery 6 has a relatively large diameter and is directly connected to the aorta 3, and the carotid artery detection device 7 is pressed to a position of several centimeters from the aorta 3. The function of substantially detecting the generation time of the pressure waveform in the aorta 3 is provided.
[0020]
FIG. 3 is a functional block diagram for explaining the main part of the control function of the electronic control unit 28. In FIG. 3, the blood pressure measurement means 70, for example, rapidly increases the compression pressure of the cuff 10 to a predetermined target pressure value P _CM (for example, a pressure value of about 180 mmHg) and then gradually decreases the pressure at a speed of about 3 mmHg / sec. In the gradual pressure reduction period, the systolic blood pressure value BP _SYS and the diastolic blood pressure value BP _DIA are obtained by using a well-known oscillometric method based on the change in the amplitude of the pulse wave represented by the pulse wave signal SM ₁ sequentially collected. decide.
[0021]
The relationship determining means 72 includes the highest blood pressure value BP _SYS and the lowest blood pressure value BP _DIA measured by the blood pressure measuring means 70 and the pressure pulse wave P ₂ (t) detected by the pressure pulse wave detecting device 34 at that time. Based on the peak value, that is, the highest value and the lowest value, the relationship between the blood pressure value of the living body and the pressure pulse wave P ₂ (t) is determined. This relationship is for giving an absolute value to the pressure pulse wave P ₂ (t) in order to obtain a continuous blood pressure value or a continuous blood pressure waveform EBP (t) based on the blood pressure value measured using the cuff 10. For example, it is expressed by a linear expression shown in Equation 1. In Equation 1, α and β are constants.
[0022]
[Expression 1]
EBP (t) = αP ₂ (t) + β
[0023]
The continuous blood pressure determining means 74 sequentially calculates a continuous blood pressure value or a continuous blood pressure waveform EBP (t) based on the actual pressure pulse wave P ₂ (t) from the relationship shown in the above formula 1, and the maximum blood pressure value of the living body. EBP _SYS and diastolic blood pressure value EBP _DIA are calculated. This continuous blood pressure waveform EBP (t) is a waveform indicating the instantaneous value of the blood pressure value of the living body, and the upper peak value thereof corresponds to the highest blood pressure value EBP _SYS of the living body, and the lower peak value corresponds to the lowest blood pressure value EBP _DIA . .
[0024]
The display control means 82 displays the continuous blood pressure waveform EBP (t) determined by the continuous blood pressure determination means 74 in the two-dimensional coordinates composed of the time axis and the blood pressure value axis on the display screen of the display 32, and The systolic blood pressure value EBP _SYS and the diastolic blood pressure value EBP _DIA are displayed numerically.
[0025]
The pressure pulse wave propagation time determining means 76 determines the pressure pulse wave propagation time T from the aorta 3 to the radial artery 56 at a predetermined site from the carotid artery wave K (t) and the pressure pulse wave P ₂ (t). . In the pressure pulse wave propagation time determining means 76, for example, the time difference between the rising points of 1/5 of the amplitudes of the carotid artery wave K (t) and the pressure pulse wave P ₂ (t), or the carotid artery wave K (t) The pressure pulse wave propagation time T is determined from the time difference between the maximum inclination points of the rising portion of the pressure pulse wave P ₂ (t).
[0026]
The transfer function determining unit 78 determines, for example, a transfer function H shown in Equation 2 based on the pressure pulse wave propagation time T determined by the pressure pulse wave propagation time determining unit 76. In Equation 2, P ₁ (t) is the aortic pressure waveform, P ₂ (t) is the pressure pulse wave of the radial artery 56, and Δ (= e ^−jwT : where w indicates the angular velocity) is the aorta. Lag factor between the aorta and the radial artery, T is the pulse wave propagation time between the aorta and the radial artery, and Γ is the reflection coefficient of the peripheral artery.
[0027]
[Expression 2]
H = P ₁ (t) / P ₂ (t) = (1 + ΓΔ ² ) / (Δ + ΓΔ)
[0028]
For example, as shown in FIG. 5, the transfer function H is set based on a living body model in which a cable model and a three-element wind kessel model are combined. In FIG. 5, the pressure and flow of the traveling wave in the artery are P _f and Q _f , the pressure and flow of the reflected wave reflected at the peripheral part of the artery are P _b and Q _b , the reflection coefficient of the peripheral part is Γ, and the aortic part If the characteristic impedance between the radial artery portion and the radial artery portion is Z _c , the vascular resistance at the peripheral artery portion is R, and the vascular elasticity at the peripheral artery portion is C, the radial artery The pressure P _f2 of the traveling wave in the region is indicated by a value ΔP _{f1 obtained} by multiplying the pressure P _f1 of the traveling wave in the aorta by the delay factor Δ, while the pressure P _b2 of the reflected wave in the radial artery is Since it is represented by a value ΓP _f2 (= ΓΔP _f1 ) obtained by multiplying the pressure P _f2 of the traveling wave in the arterial portion by the reflection coefficient Γ, the pressure P _b1 of the reflected wave in the aortic portion eventually becomes ΓΔ ² P _f1 . Therefore, since the aortic pressure P ₁ is expressed by Equation 3 and the radial artery pressure P ₂ is expressed by Equation 4, the transfer function H is expressed by Equation 2 above.
[0029]
[Equation 3]
P ₁ = P _f1 + P _b1 = (1 + ΓΔ ² ) P _f1
[0030]
[Expression 4]
P ₂ = P _f2 + P _b2 = (Δ + ΓΔ) P _f1
[0031]
The aortic pressure waveform calculation means 80 calculates the pressure pulse wave P ₂ in the artery of the predetermined portion, that is, the radial artery 56 detected by the pressure pulse wave detection device 34 from the transfer function H determined by the transfer function determination means 78. (t) That is, the pressure waveform P ₁ (t) in the aorta 6 is calculated based on the continuous blood pressure waveform EBP (t). Since the pressure waveform P ₁ (t) in the aorta 6 calculated in this way is calculated based on the continuous blood pressure waveform EBP (t) having an absolute value, the magnitude is an absolute value. Show.
[0032]
As shown in FIG. 4, the display control means 82 uses the aortic pressure waveform P ₁ (t) calculated by the aortic pressure waveform calculation means 80 as a time axis and a blood pressure value axis on the display screen of the display 32. The pressure pulse wave P ₂ (t) in the radial artery 56 detected by the pressure pulse wave detecting device 34 is displayed in a two-dimensional coordinate formed by the pressure pulse wave detection device 34 so that it can be compared along the common time axis (horizontal axis). Let Since the blood pressure value axis (vertical axis) of the two-dimensional coordinate is an axis indicating an absolute value, the magnitude of the pressure waveform P ₁ (t) in the aorta is displayed as an absolute value, and its instantaneous value can be read. It is.
[0033]
FIG. 6 and FIG. 7 are flowcharts for explaining the main part of the control operation in the electronic control unit 28 of the aortic pressure waveform detection apparatus 8 and are repeatedly executed in a predetermined control cycle. FIG. 6 shows a continuous blood pressure measurement routine, and FIG. 7 shows a routine for sequentially calculating the pressure waveform of the aorta 6.
[0034]
In FIG. 6, initial processing for clearing counters and registers (not shown) is executed in step SA1 (hereinafter, step is omitted). Next, at SA2, the switching valve 16 is switched to the pressure supply state and the air pump 18 is driven to start rapid pressure increase of the cuff 10 for blood pressure measurement. In subsequent SA3, whether a cuff pressure P _C is the target compression pressure P _CM or which is previously set to about 180mmHg is determined. If the determination at SA3 is negative, the cuff pressure P _C continues to rise by repeatedly executing the above SA2 and subsequent steps. However, if the determination of SA3 is affirmed due to the increase in the cuff pressure P _C , the blood pressure measurement algorithm is executed in SA4 corresponding to the blood pressure measurement means 70. That is, by stopping the air pump 18 and switching the switching valve 16 to the slow exhaust pressure state, the pressure in the cuff 10 is lowered at a predetermined moderate speed of about 3 mmHg / sec. In accordance with a well-known oscillometric blood pressure value determination algorithm based on the change in the amplitude of the pulse wave represented by the pulse wave signal SM ₁ sequentially obtained at _{1, the} maximum blood pressure value BP _SYS , the average blood pressure value BP _MEAN , and the minimum blood pressure value The BP _DIA is measured, and the pulse rate and the like are determined based on the pulse wave interval. Then, the measured blood pressure value and pulse rate are displayed on the display 32, and the switching valve 16 is switched to the rapid exhaust pressure state so that the inside of the cuff 10 is rapidly exhausted.
[0035]
Next, in SA5, after one pulse pulse wave P ₂ (t) detected by the pressure pulse wave detector 34 is read, in SA6 corresponding to the relationship determining means 72, the pressure pulse wave is read. Based on the peak value, that is, the highest and lowest values of the wave P ₂ (t) and the highest blood pressure value BP _SYS and the lowest blood pressure value BP _DIA measured at SA4, their relationship EBP (t) = αP ₂ (t) + Β is determined.
[0036]
In SA7, it is determined whether or not one pressure pulse wave P ₂ (t) detected by the pressure pulse wave detector 34 has been newly read. If the determination of SA7 is negative, the execution of SA7 is repeated. If the determination is positive, in SA8 corresponding to the continuous blood pressure determination means 74, the relationship EBP (t) = αP ₂ (t) + β A continuous blood pressure value, that is, a blood pressure waveform EBP (t) is determined based on the actual pressure pulse wave P ₂ (t).
[0037]
In SA9, it is determined whether or not a preset period of about 15 to 20 minutes, that is, a calibration period has elapsed since the blood pressure measurement by the cuff 10 was performed in SA4. If the determination of SA9 is negative, the continuous blood pressure measurement routine below SA7 is repeatedly executed, and the continuous blood pressure value, that is, the blood pressure waveform EBP (t) is continuously determined for each beat. In the case where the above determination is affirmed, the relationship EBP (t) = αP ₂ (t) + β is updated by executing SA2 and subsequent steps to re-determine the correspondence relationship.
[0038]
In the aortic pressure waveform calculation routine of FIG. 7, in SB1, it is determined whether or not one carotid artery wave K (t) is detected by the carotid artery detection device 7. If the determination of SB1 is affirmed, it is determined whether or not one pressure pulse wave P ₂ (t) is detected by the pressure pulse wave detector 34 in SB2. If the determination of either SB1 or SB2 is negative, this routine is terminated. However, if both the determinations of SB1 and SB2 are affirmed, the pressure pulse wave propagation time T _i from the aorta 3 to the radial artery 56 becomes the carotid artery wave K (t) and the pressure pulse in SB3. Each of the waves P ₂ (t) is determined by determining the time between a predetermined reference point, for example, the maximum slope point.
[0039]
Next, at SB4, it is determined whether or not the pressure pulse wave propagation time T has been calculated N times, for example, 10 times set in advance. Since the determination at SB4 is initially denied, SB7 and subsequent steps are executed. However, when the pulse wave propagation time T _i is calculated N times, since the determination of SB4 is positive, in SB5, the average value of the N pulse wave propagation time T ₁ ··· T ₁₀ T _av And the average value T _av is updated as the pressure pulse wave propagation time T. In the present embodiment, the above SB1 to SB5 correspond to the pressure pulse wave propagation time determining means 76.
[0040]
Next, in SB 6 corresponding to the transfer function determining means 88, a time delay factor Δ (= e ^−jwT ) is calculated based on the pressure pulse wave propagation time T, whereby a transfer function H (= (1 + ΓΔ ² ) / (Δ + ΓΔ)) is determined. Subsequently, in the SB 7 corresponding to the aortic pressure waveform calculating means 80, based on the actual pressure pulse wave P ₂ (t) from the transfer function H (= (1 + ΓΔ ² ) / (Δ + ΓΔ)), A pressure waveform P ₁ (t) is calculated.
[0041]
Then, by the SB 7 corresponding to the display control means 82, as shown in FIG. 4, the pressure waveform P ₁ (t) in the aorta 3 is converted into the pressure pulse wave P ₂ in the two-dimensional coordinates of the blood pressure value axis and the time axis. They are displayed in parallel so that they can be compared along the same time axis as (t).
[0042]
As described above, according to the present embodiment, the aortic pressure waveform calculating means 80 (SB7) detects the pressure pulse wave detection device 34 from the transfer function H determined based on the pressure pulse wave propagation time T. Since the pressure waveform P ₁ (t) in the aorta 3 is calculated based on the pressure pulse wave P ₂ (t) of the radial artery 56 at a predetermined site downstream of the aorta 3, the pressure waveform of the aorta is non-invasively calculated. By using the detected pressure waveform of the aorta, sufficient accuracy of diagnosis can be obtained.
[0043]
Further, according to the present embodiment, the pressure pulse wave detection device 34 includes the pressure pulse wave sensor 48 having the flat pressing surface 54 provided with the pressure detection element, and the pressure pulse wave sensor 48 is bent at the predetermined portion. And a pressing device (36, 38) that presses a portion of the tube wall of the bone artery 56 until it is flattened, and is therefore affected by the tension of the tube wall of the radial artery 56 at the predetermined site. Since it becomes difficult, the pressure pulse wave detected by the pressure pulse wave detecting device 34 accurately indicates the pressure in the artery at the predetermined site.
[0044]
In addition, according to the present embodiment, the carotid wave detection device 7 that detects the carotid artery wave propagating through the carotid artery by pressing the carotid artery 6 directly connected to the aorta 3 is provided to determine the pressure pulse wave propagation time. The means 76 (SB1 to SB5) is configured to detect the pressure pulse wave P ₂ (t) in the radial artery 56 by the pressure pulse wave detector 34 after the carotid artery detection device 7 detects the carotid artery. Since the pulse wave propagation time T is determined based on the time difference between the two, there is an advantage that the generation timing of the aortic pressure waveform P ₁ (t), which is a reference point for determining the propagation time T, can be accurately detected.
[0045]
Further, according to the present embodiment, the blood pressure measurement means 70 (SA4) for measuring the blood pressure value of the living body using the cuff 10 and the blood pressure value measured by the blood pressure measurement means 70 and the pressure pulse wave detection device 34 are detected. Based on the pressure pulse wave detected by the pressure pulse wave detector 34 from the relationship determined by the relationship determining means 72 (SA6) and the relationship determining means 72 determined in advance. The aorta calculated based on the blood pressure waveform EBP (t) by the continuous blood pressure determining means 74 (SA8) for determining the blood pressure waveform EBP (t) in the radial artery 56 at the predetermined site and the aortic pressure waveform calculating means 80 As shown in FIG. 4, the display control means 82 displays the pressure waveform P ₁ (t) within the two-dimensional coordinates formed by the blood pressure value axis indicating the absolute value of the blood pressure value and the time axis on the display 32. (SB8) is provided Runode, there is an advantage that the size of the pressure waveform in the aorta 3 are quantitatively displayed.
[0046]
Further, according to the present embodiment, the pressure waveform P ₁ (t) in the aorta 3 calculated by the aortic pressure waveform calculating means 80 (SB7) and the skin immediately below the predetermined site detected by the pressure pulse wave detector 34 are used. Display control means 82 for displaying the pressure pulse wave P ₂ (t) in the radial artery 56 located in the display 32 on the display 32 so as to be comparable along a common time axis. Since the pressure waveform P ₁ (t) in 3 and the pressure pulse wave P ₂ (t) at a predetermined site downstream from the aorta 3 are displayed so as to be comparable, the pressure waveform in the aorta with reference to the pressure pulse wave The feature is easily recognized, and there is an advantage that diagnosis such as arteriosclerosis becomes easy.
[0047]
As mentioned above, although one Example of this invention was described based on drawing, this invention is applied also in another aspect.
[0048]
For example, in the pressure pulse wave propagation time determination means 76 of the above-described embodiment, the pressure pulse wave propagation time T has been updated with an average value of N times, but the number N can be changed as needed. In addition, the value for each time may be updated as the pressure pulse wave propagation time T.
[0049]
Further, in the pressure pulse wave propagation time determining means 76 of the above-described embodiment, from the aorta to the radial artery based on the time difference between the generation of the carotid artery wave K (t) and the generation of the pressure pulse wave P ₂ (t). Although the pressure pulse wave propagation time T has been determined, the time difference between the generation of the heart contraction sound detected by the heart sound microphone and the pressure pulse wave P ₂ (t), or the waveform of a predetermined portion of the electrocardiographic induction waveform The pressure pulse wave propagation time T from the aorta to the radial artery may be determined based on the time difference between the occurrence of the pressure pulse wave P ₂ (t) and the occurrence of the pressure pulse wave P ₂ (t).
[0050]
In the above-described embodiment, the pressure pulse wave P ₂ (t) in the radial artery 56 is used as the pressure pulse wave of the artery at a predetermined site downstream of the aorta 3. The pressure pulse wave of other parts may be used. However, the pressure pulse wave P ₂ (t) is a basis for calculating the pressure waveform of the aorta 3, and when pressed by the flat pressing surface 54 of the pressure pulse wave sensor 46, a part of the tube wall is It is desirable to press until it becomes flat, but if you want to press until a part of the tube wall becomes flat, for example, the carotid artery is not possible because there is no hard backup so that the artery does not escape In addition, it is desired to be backed up by a bone or the like. In this regard, the radial artery 56 or the dorsal artery is desirable.
[0051]
In the above-described embodiment, the blood pressure measuring means 70, the relationship determining means 72, and the continuous blood pressure determining means 74 are provided. However, the absolute pressure pulse wave P ₂ (t) output from the pressure pulse wave detecting device 34 is provided. When the reliability of the value is high and calibration based on the blood pressure value measured using the cuff 10 is unnecessary, the blood pressure measuring means 70, the relationship determining means 72, and the continuous blood pressure determining means 74 are not provided. There is no problem.
[0052]
Further, as shown in FIG. 4, the display control means 82 of the above-described embodiment has a pressure waveform P ₁ (t) in the aorta 3 and a pressure pulse wave P ₂ (t) at a predetermined site downstream from the aorta 3. Are displayed so as to be comparable in parallel along a common time axis, for example, as shown in FIG. 9, in a state where they are superimposed on each other in a two-dimensional coordinate consisting of a blood pressure value axis and a time axis, More preferably, the amplitudes may be normalized and displayed in a state where the mutual amplitudes are matched. In this way, the difference between the two becomes clear and diagnosis becomes easier.
[0053]
In the above-described embodiment, the carotid artery detection device 7 is continuously attached to the neck of the living body. For example, once the pressure pulse wave propagation time T is determined, the pressure pulse wave propagation time is determined. When T can be used for a predetermined period, the pressure pulse wave propagation time T may be worn for a predetermined period.
[0054]
In the above-described embodiment, the pressure waveform P ₁ (t) of the aorta 3 can be compared with the pressure pulse wave P ₂ (t) in the radial artery 56 in a two-dimensional coordinate including a blood pressure value axis and a time axis. However, the blood pressure axis indicating the relative value of the blood pressure value may be used instead of the blood pressure value axis.
[0055]
In addition, the present invention can be variously modified without departing from the gist thereof.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram showing a configuration of an aortic pressure waveform detection apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a block diagram illustrating an electrical configuration of the embodiment of FIG.
3 is a functional block diagram illustrating a main part of a control function of the electronic control device of the embodiment of FIG. 1; FIG.
4 is a diagram showing a display example of a pressure waveform of the aorta in the embodiment of FIG.
FIG. 5 is a diagram for explaining a biological model that is the basis of a transfer function determined by the transfer function determining means of the embodiment of FIG. 1;
6 is a flowchart for explaining a control operation of the electronic control device of the embodiment of FIG. 1, and is a diagram showing a continuous blood pressure determination routine. FIG.
7 is a flowchart for explaining a control operation of the electronic control device of the embodiment of FIG. 1, and is a diagram showing an aortic pressure waveform calculation routine. FIG.
FIG. 8 is a diagram corresponding to FIG. 2 for explaining the electrical configuration of another embodiment of the present invention.
FIG. 9 is a view corresponding to FIG. 4, showing a display example of the pressure waveform of the aorta in another embodiment of the present invention.
[Explanation of symbols]
7: Carotid artery detection device 10: Cuff 32: Display 34: Pressure pulse wave detection device 46: Pressure pulse wave sensor 54: Pressure surface 70: Blood pressure measurement means 72: Relationship determination means 74: Continuous blood pressure determination means 76: Pressure pulse Wave propagation time determining means 78: Transfer function determining means 80: Aortic pressure pulse wave calculating means 82: Display control means

Claims

An aortic pressure waveform detection device that non-invasively detects a pressure waveform in the aorta that sends blood from the heart of a living body to the whole body,
A pressure pulse wave detecting device for detecting a pressure pulse wave in the artery by pressing an artery located directly under the skin at a predetermined site separated from the aorta by a predetermined distance;
Pressure pulse wave propagation time determining means for determining the pressure pulse wave propagation time from the aorta to the artery at the predetermined site;
Transfer function determining means for determining a transfer function based on the pressure pulse wave propagation time determined by the pressure pulse wave propagation time determining means;
Aortic pressure waveform calculation for calculating the pressure waveform in the aorta based on the pressure pulse wave in the artery at the predetermined site detected by the pressure pulse wave detection device from the transfer function determined by the transfer function determining means And an aortic pressure waveform detecting device.

The pressure pulse wave detection device has a pressure pulse wave sensor having a flat pressing surface provided with a pressure detection element, and presses the pressure pulse wave sensor until a part of the artery wall at the predetermined site is flattened. The aortic pressure waveform detection device according to claim 1, comprising a pressing device.

The apparatus further includes a carotid wave detection device that detects a carotid wave that propagates in the carotid artery by pressing the carotid artery, and the pressure pulse wave propagation time determining means detects the carotid artery by the carotid wave detection device. The aortic pressure waveform detection device according to claim 1 or 2, wherein a pulse wave propagation time is determined based on a time difference from when the pressure pulse wave detection device detects a pressure pulse wave in the radial artery.

The transfer function determining means is configured such that the aortic pressure waveform is P, the pressure waveform in the artery at the predetermined site is P ′, the pulse wave propagation time is T, Δ (= e ^−jwT ) is a time delay factor, and Γ is in the artery. The aortic pressure waveform detection apparatus according to any one of claims 1 to 3, wherein a transfer function H expressed by the following equation is determined when the reflection coefficient is used.
H = P / P ′ = (1 + ΓΔ ² ) / (Δ + ΓΔ)

Blood pressure measuring means for measuring the blood pressure value of the living body using a cuff, and a relationship between the blood pressure value measured by the blood pressure measuring means and the magnitude of the pressure pulse wave detected by the pressure pulse wave detecting device is determined in advance. Relationship determining means; continuous blood pressure determining means for determining a blood pressure waveform in the artery at the predetermined site based on the pressure pulse wave detected by the pressure pulse wave detecting device from the relationship determined by the relationship determining means; Display control means for displaying the pressure waveform in the aorta calculated based on the blood pressure waveform by the aortic pressure waveform calculating means in a two-dimensional coordinate comprising a blood pressure value axis indicating the absolute value of the blood pressure value and a time axis; The aortic pressure waveform detection device according to any one of claims 1 to 4.

The pressure waveform in the aorta calculated by the aortic pressure waveform calculation means can be compared with the pressure pulse wave in the artery at the predetermined site detected by the pressure pulse wave detection device along a common time axis. 6. The aortic pressure waveform detection apparatus according to claim 1, further comprising display control means for displaying on a display.