JP2000333911A - 心機能監視装置 - Google Patents

心機能監視装置

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JP2000333911A JP11145503A JP14550399A JP2000333911A JP 2000333911 A JP2000333911 A JP 2000333911A JP 11145503 A JP11145503 A JP 11145503A JP 14550399 A JP14550399 A JP 14550399A JP 2000333911 A JP2000333911 A JP 2000333911A
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ejection
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heart
aortic
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Kenji Sunakawa
賢二 砂川
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Nippon Colin Co Ltd
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Abstract

(57)【要約】 【課題】 左心室収縮末期エラスタンスＥesを、非侵襲
に簡便に連続的に監視することができる心機能監視装置
を提供する。 【解決手段】 左心室収縮末期エラスタンス算出手段１
０２（ＳＡ１５）において、数式１に示された予め設定
された関係から、非観血的に決定された前駆出期間ＰＥ
Ｐ、駆出期間ＥＴ、拡張末期大動脈圧Ｐad、収縮末期大
動脈圧Ｐes、拍出量ＳＶ、および予め一定値に決定され
た拡張末期左心室圧Ｐedに基づいて、左心室収縮末期エ
ラスタンスＥesが算出されるので、心機能に対応する左
心室収縮末期エラスタンスＥesが非侵襲で簡便に連続的
に監視できる。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、生体の心臓の左心
室の血液圧送能力を連続的に算出することにより、生体
の心臓の機能を評価する心機能監視装置に関するもので
ある。
【０００２】
【従来の技術】左心室の収縮末期における弾性腔として
の特性すなわち弾性係数を左心室収縮末期（大動脈弁閉
鎖直前時）エラスタンスＥesとして定義したとき、この
左心室収縮末期エラスタンスＥesは左心室の血液圧送能
力を表すものであるため、心機能の指標の一つとして重
要であり、たとえば、集中治療中や麻酔中の循環動態の
定量的な指標として有用である。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、最大圧
容積比或いは左心室収縮末期圧容積比として知られてい
る上記左心室収縮末期エラスタンスＥesは、左心室の圧
力と容積の関係の変化を連続的に検出し、左心室内の容
積値を示す容積軸と左心室内の圧力値を示す圧力軸との
二次元座標において描かれる圧容積図において、心筋の
前負荷あるいは後負荷によって変動する心拍出の圧容積
ル−プを求めるとともに、収縮期末内圧が零であるとき
の容積である左心室アンストレスト容積Ｖ0 を複数の圧
容積ル−プから推定し、収縮末期圧Ｐesを収縮末期容積
Ｖesと左心室アンストレスト容積Ｖ 0 との差（Ｖes−Ｖ
0 ）で割ることによって求められなければならない。そ
のため、左心室の内圧と容積を同時に測定しなくてはな
らないので、観血的にそれら左心室の内圧と容積を求め
る従来の方式では、切開手術やカテ−テルの挿入などを
必要とするので、心機能の監視が非常に困難であった。
【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、左心室収縮末期
エラスタンスＥesを、非侵襲に簡便に連続的に監視する
ことができる心機能監視装置を提供することにある。
【０００５】本発明者等は、以上の事情を背景として種
々検討を重ねた結果、連続的に得られる左心室内の圧力
値Ｐ（ｔ）を、連続的に得られる左心室内の容積値Ｖ
（ｔ）と前記左心室アンストレスト容積Ｖ0 との差（Ｖ
（ｔ）−Ｖ0 ）で割ることにより圧容積比Ｅ（ｔ）を求
め、時間軸と圧容積比軸との二次元座標において描かれ
る図８に示すような圧容積比図において、最大圧容積比
Ｅmax すなわち左心室収縮末期エラスタンスＥesまでの
曲線について、前駆出期間ＰＥＰに対応する曲線が一本
の直線Ｌ1 により、駆出期間ＥＴに対応する曲線が一本
の直線Ｌ2 により近似されるとしたとき、直線Ｌ2 の傾
きα2 と直線Ｌ1 の傾きα1 の比α2 ／α 1 をα0 とす
ると、左心室収縮末期エラスタンスＥesが、左心室の前
駆出期間ＰＥＰと駆出期間ＥＴ、心臓の拡張末期におけ
る大動脈内圧すなわち拡張末期大動脈圧Ｐad、心臓の収
縮末期における大動脈内圧すなわち収縮末期大動脈圧Ｐ
es、左心室の一拍当たりの拍出量ＳＶ、心臓の拡張末期
における左心室内圧すなわち拡張末期左心室圧Ｐed、お
よび上記２直線Ｌ1 、Ｌ2 の傾きの比α0 を用いて表す
ことができるという事実を見いだした。本発明はかかる
知見に基づいて為されたものである。
【０００６】
【課題を解決するための手段】すなわち、本発明の要旨
とするところは、生体の心臓の機能を左心室の圧送能力
に基づいて監視するための心機能監視装置であって、
（ａ）前記生体の左心室の心筋の収縮開始から、左心室
から血液が駆出するまでの前駆出期間を非観血的に決定
する前駆出期間決定手段と、（ｂ）前記生体の左心室か
ら血液が駆出されている駆出期間を非観血的に決定する
駆出期間決定手段と、（ｃ）前記生体の大動脈圧を推定
する大動脈圧推定手段と、（ｄ）その大動脈圧推定手段
により推定された推定大動脈圧に基づいて、前記心臓の
拡張末期における大動脈内圧を決定する拡張末期大動脈
圧決定手段と、（ｅ）その大動脈圧推定手段により推定
された推定大動脈圧に基づいて、前記心臓の収縮末期に
おける大動脈内圧を決定する収縮末期大動脈圧決定手段
と、（ｆ）前記生体の左心室の一拍あたりの拍出量を非
観血的に決定する拍出量決定手段と、（ｇ）予め設定さ
れた関係から、前記前駆出期間、前記駆出期間、前記心
臓の拡張末期における大動脈内圧、前記心臓の収縮末期
における大動脈内圧、前記拍出量、および非観血的に推
定された前記心臓の拡張末期における左心室内圧に基づ
いて、前記生体の左心室収縮末期エラスタンスを算出す
る左心室収縮末期エラスタンス算出手段とを、含むこと
にある。
【０００７】
【発明の効果】このようにすれば、左心室収縮末期エラ
スタンス算出手段により、予め設定された関係から、非
観血的に決定された前駆出期間ＰＥＰ、駆出期間ＥＴ、
拡張末期大動脈圧Ｐad、収縮末期大動脈圧Ｐes、拍出量
ＳＶ、および非観血的に推定された拡張末期左心室圧Ｐ
edに基づいて、左心室収縮末期エラスタンスＥesが算出
されるので、心機能に対応する左心室収縮末期エラスタ
ンスＥesが非侵襲で簡便に連続的に監視できる。
【０００８】
【発明の他の態様】ここで好適には、前記予め設定され
た関係は数式１に示されたものである。
【数１】Ｅes＝〔Ｐad＋｛（Ｐad−Ｐed）／ＰＥＰ｝×
ＥＴ×α0 ─ Ｐes〕／ＳＶ
【０００９】数式１は、図８に示すような前記圧容積比
図において、最大圧容積比Ｅmax すなわち左心室収縮末
期エラスタンスＥesまでの曲線を２本の直線Ｌ1 、Ｌ2
で近似したとき、左心室収縮末期エラスタンスＥesが、
拡張末期大動脈圧Ｐad、収縮末期大動脈圧Ｐes、駆出期
間ＥＴ、前駆出期間ＰＥＰ、拍出量ＳＶ、拡張末期左心
室圧Ｐedおよび上記２直線Ｌ1 、Ｌ2 の傾きの比α0 を
用いて表すことができるという事実から求められたもの
である。
【００１０】また、好適には、前記心機能監視装置は、
前記生体の左心室の駆出率を非観血的に算出する駆出率
算出手段をさらに含み、前記左心室収縮末期エラスタン
ス算出手段は、予め設定された関係から、その駆出率算
出手段において算出された駆出率、および前記前駆出期
間、前記駆出期間、前記心臓の拡張末期における大動脈
内圧、前記心臓の収縮末期における大動脈内圧、前記拍
出量、前記心臓の拡張末期における左心室内圧に基づい
て、前記生体の左心室収縮末期エラスタンスを算出する
ものであるものである。このようにすれば、駆出率算出
手段において、左心室収縮末期エラスタンスＥesと密接
に関係することが知られている駆出率ＥＦが算出され、
前記左心室収縮末期エラスタンス算出手段では、その駆
出率算出手段において算出された駆出率ＥＦ、および前
記前駆出期間ＰＥＰ、駆出期間ＥＴ、拡張末期大動脈圧
Ｐad、収縮末期大動脈圧Ｐes、拍出量ＳＶ、拡張末期左
心室圧Ｐedに基づいて、左心室収縮末期エラスタンスＥ
esが算出されるので、正確な左心室収縮末期エラスタン
スＥesが得られる。
【００１１】また、好適には、前記数式１におけるα0
は、数式２に基づいて求められるものである。
【００１２】
【数２】α0 ＝Ｃ１＋Ｃ２×ＥＸＰ（Ｃ３×ＥＦ） Ｃ１、Ｃ２、Ｃ３は実験的に求められた定数であり、例
えば、Ｃ１＝−０．７７１、Ｃ２＝０．８６４、Ｃ３＝
０．９２９が用いられる。
【００１３】また、好適には、前記数式１におけるα0
は、数式３に基づいて求められるものである。
【数３】α0 ＝Ｃ１＋Ｃ２×ＥＸＰ（Ｃ３×ＥＦ）＋Ｃ
４×ＥＸＰ｛Ｃ５×ＰＥＰ／（ＰＥＰ＋ＥＴ）｝ Ｃ１、Ｃ２、Ｃ３、Ｃ４、Ｃ５は実験的に求められた定
数であり、例えば、Ｃ１＝−０．３６６、Ｃ２＝０．４
８４、Ｃ３＝１．４２６、Ｃ４＝−２．１８５、−２
０．６９２が用いられる。
【００１４】このようにすれば、数式１におけるα
0 が、数式３を用いて、駆出率ＥＦおよび、従来から心
臓の収縮性の指標として知られている心室収縮指数ＩV
（＝ＰＥＰ／（ＰＥＰ＋ＥＴ））に基づいて決定される
ので、数式１から算出される左心室収縮末期エラスタン
スＥesが、一層正確になる。
【００１５】また、好適には、前記心機能監視装置は、
前記生体に接触される電極を通してその生体の心電誘導
波形を検出する心電誘導装置と、前記生体に装着されて
その生体から発生する心音を検出する心音検出装置とを
備えたものであり、上記心音検出装置は、前記生体の食
道などの体腔内において心臓の近傍に配置され、その生
体の心臓から発生する第１心音I および第２心音IIを検
出するものである。
【００１６】また、好適には、前記拡張末期大動脈圧決
定手段は、前記心電誘導波形のＱ波が検出された時点の
大動脈圧に対応する前記推定大動脈圧を拡張末期大動脈
圧Ｐ adとして決定するものである。このようにすれば、
非侵襲で得られる拡張末期大動脈圧Ｐadが正確な値に決
定される利点がある。
【００１７】また、好適には、前記前駆出期間決定手段
は、前記心電誘導装置から得られた心電誘導波形のＱ波
から上記第心１音I 末期までの時間を、心臓の収縮が開
始されてから血液が実際に吐出されるまでの前駆出期間
ＰＥＰとして決定するものである。このようにすれば、
非侵襲で前駆出期間ＰＥＰが正確に決定される利点があ
る。
【００１８】また、好適には、前記心機能監視装置は、
左心室収縮末期エラスタンス算出手段により逐次算出さ
れた左心室収縮末期エラスタンスＥesを、表示器におい
て所定の時間軸に沿って逐次表示する表示制御手段をさ
らに含むものである。このようにすれば、表示制御手段
により左心室収縮末期エラスタンスＥesが表示器に逐次
トレンド表示されることから、たとえば手術中に患者の
心機能が低下しつつある場合などにおいて、その左心室
収縮末期エラスタンスＥesのトレンドより心機能の変化
傾向を知ることができるので、異常状態に達する前に心
機能の異常を予知することが可能となる利点がある。
【００１９】
【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
された心機能監視装置８の構成を説明するブロック線図
である。
【００２０】図１において、１０はゴム製袋を布製帯状
袋内に有するカフであって、たとえば患者の上腕部１２
に巻回された状態で装着される。カフ１０には、圧力セ
ンサ１４、排気制御弁１６、および空気ポンプ１８が配
管２０を介してそれぞれ接続されている。排気制御弁１
６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。
【００２１】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ており、圧力信号Ｓ
Ｐに含まれる定常的な圧力を表すカフ圧信号ＳＫを弁別
してそのカフ圧信号ＳＫをＡ／Ｄ変換器２６を介して演
算制御装置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ており、圧力信号ＳＰの振動成分で
ある脈波信号ＳＭ1 を弁別してその脈波信号ＳＭ1 をＡ
／Ｄ変換器３０を介して演算制御装置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り、上記脈波弁別回路２４はカフ
脈波検出手段として機能している。
【００２２】上記演算制御装置２８は、ＣＰＵ２９，Ｒ
ＯＭ３１，ＲＡＭ３３，および図示しないＩ／Ｏポート
等を備えた所謂マイクロコンピュータにて構成されてお
り、ＣＰＵ２９は、ＲＯＭ３１に予め記憶されたプログ
ラムに従ってＲＡＭ３３の記憶機能を利用しつつ信号処
理を実行することにより、Ｉ／Ｏポートから駆動信号を
出力して図示しない駆動回路を介して排気制御弁１６お
よび空気ポンプ１８を制御する。カフ１０を用いた血圧
測定に際しては、たとえばカフ１０内の圧力を所定の目
標圧力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、その徐速降圧過程で逐次採取される脈波
信号ＳＭ1 が表す脈波の変化に基づいてオシロメトリッ
ク法により最高血圧値および最低血圧値などの血圧値
（基準血圧値）を決定し、その決定した血圧値を表示器
３２に表示させる。
【００２３】圧脈波検出プローブ３４は、容器状を成す
センサハウジング３６を収容する図示しない外ケース
と、このセンサハウジング３６を撓骨動脈５６の幅方向
に移動させるためにそのセンサハウジング３６に螺合さ
れ、図示しないモータによって回転駆動されるねじ軸４
１とを備えている。上記外ケースには装着バンドが取り
つけられており、上記容器状を成すセンサハウジング３
６の開口端が人体の体表面３８に対向する状態でその装
着バンドによりカフ１０が巻回されていない側（たとえ
ば）左側の手首に着脱可能に取り付けられるようになっ
ている。
【００２４】上記センサハウジング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
能かつセンサハウジング３６の開口端からの突出し可能
に設けられており、これらセンサハウジング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を経て圧力空気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
じた押圧力で前記体表面３８に押圧される。なお、本実
施例では、圧脈波センサ４６の押圧力は圧力室４８内の
圧力（単位：mmHg）で示される。
【００２５】上記センサハウジング３６およびダイヤフ
ラム４４は、圧脈波センサ４６を撓骨動脈５６に向かっ
て押圧する押圧装置５８を構成しており、上記ねじ軸４
１および図示しないモータは、圧脈波センサ４６が押圧
される押圧位置をその撓骨動脈５６の幅方向に移動させ
て変更する押圧位置変更装置すなわち幅方向移動装置を
構成している。
【００２６】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により形成される平
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の幅方向すなわちねじ軸４１と平行な圧脈
波センサ４６の移動方向に０．２mm程度の一定の間隔で
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を介して演算制御装置２８へ供給す
る。
【００２７】演算制御装置２８のＣＰＵ２９は、ＲＯＭ
３１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入力処理を実行し、空気ポンプ５
０および調圧弁５２へ図示しない駆動回路を介して駆動
信号を出力して圧力室４８内の圧力を調節する。演算制
御装置２８は、たとえば連続血圧監視に際しては、圧力
室４８内の徐速圧力変化過程で逐次得られる圧脈波に基
づいて撓骨動脈５６の血管壁の一部を略平坦とするため
の圧脈波センサ４６の最適押圧力ＰHDPOを決定し、その
最適押圧力ＰHDPOを維持するように調圧弁５２を制御す
る。また、演算制御装置２８は、カフ１０を用いて測定
された最高血圧値ＢＰSYS および最低血圧値ＢＰ
DIA と、上記最適押圧力ＰHDPOが維持された状態で圧脈
波センサ４６の半導体感圧素子のうちの撓骨動脈５６の
真上に位置する中心位置圧力検出素子（アクティブエレ
メント）により検出された圧脈波の最高値ＰMmaxおよび
最低値Ｐ Mminとに基づいて、測定された血圧値ＢＰと圧
脈波の大きさＰM （絶対値）との間の対応関係を求め、
この対応関係から、圧脈波センサ４６により逐次検出さ
れる圧脈波の大きさＰM （mmHg）すなわち最高値（上ピ
ーク値）ＰMmaxおよび最低値（下ピーク値）ＰMminに基
づいて最高血圧値ＭＢＰSYS および最低血圧値ＭＢＰ
DIA （推定血圧値すなわち監視血圧値）を逐次決定し、
表示器３２においてその決定した最高血圧値ＭＢＰSYS
および最低血圧値ＭＢＰDIA を１拍毎に数値表示させ、
推定血圧値ＭＢＰを示す波形を連続的に表示させる。
【００２８】上記対応関係は、たとえば図２に示すもの
であり、数式４により表される。この数式４において、
Ａは傾きを示す定数、Ｂは切片を示す定数である。
【００２９】
【数４】ＭＢＰ＝Ａ・ＰM ＋Ｂ
【００３０】また、図１において、心音検出装置として
機能する心音マイクロホン６２は、生体の心臓の近傍に
配設されてその心臓から発生する心音を検出し、その心
音を表す心音信号ＳＳを出力する。この心音マイクロホ
ン６２は、生体の体表面に装着されてもよいが、心臓に
より近接させて心音を一層明瞭に検出するために生体の
食道等の体腔内に配置されればさらによい。上記心音マ
イクロホン６２から出力された心音信号ＳＳは、図示し
ない増幅器、ノイズ除去のための帯域フィルタ６４、Ａ
／Ｄ変換器６６を介して、演算制御装置２８へ供給され
る。
【００３１】心電誘導装置６８は、生体の表皮上におい
てその生体の心臓を挟むように位置する部位に貼着され
る複数の電極７０を備え、その生体の表皮に誘導される
心電誘導波形すなわちＥＣＧ波形を検出し、その心電誘
導波形を表す心電誘導信号ＳＥを上記演算制御装置２８
へ出力する。
【００３２】心エコ−診断装置７２は、Ｍモ−ド心エコ
−法あるいはＵＣＧ（ウルトラソニックカ−ジオグラフ
ィ−（Ultrasonic cardiogrphy））として知られる方式
で、左心室の心室容積を非侵襲で測定するための装置で
あり、生体の胸部に装着されるプロ−ブ７３を備えてい
る。このプロ−ブ７３は、内蔵する振動子から１〜１０
ＭＨｚの超音波を発生し、超音波の出力方向において左
心室を形成している相対する２つの左心室壁からの反射
波（エコ−）を検出し、その反射波を表す反射波信号Ｓ
Ｒを出力する。そして、心エコ−診断装置７２はプロー
ブ７３から出力された反射波信号ＳＲから、左心室壁の
動きを連続的に測定する。検出された反射波信号ＳＲは
前記演算制御装置２８に出力される。演算制御装置２８
は、入力された反射波信号ＳＲより、２つの左心室壁間
の距離を算出する。さらに、２つの左心室壁間の距離か
ら左心室容積を算出する予め設定された式に基づいて、
心拍の１サイクルにおいて２つの左心室壁間の距離が最
も接近したときの距離より、左心室収縮末期容積Ｖesを
算出し、２つの左心室壁間の距離が最も離れたときの距
離より左心室拡張末期容積Ｖedを算出し、その左心室拡
張末期容積Ｖedおよび左心室収縮末期容積Ｖesから拍出
量ＳＶおよび駆出率ＥＦを算出する。
【００３３】前記演算制御装置２８は、さらに、上記心
電誘導信号ＳＥ、心音信号ＳＳ、および圧脈波信号ＳＭ
2 を処理して、拡張末期大動脈圧Ｐad、収縮末期大動脈
圧Ｐ es、前駆出期間ＰＥＰ、駆出期間ＥＴを算出し、さ
らに算出した拡張末期大動脈圧Ｐad、収縮末期大動脈圧
Ｐes、前駆出期間ＰＥＰ、駆出期間ＥＴ、拍出量ＳＶお
よび駆出率ＥＦから、予め設定された前記数式１に基づ
いて左心室収縮末期エラスタンスＥesを算出し、ハード
ディスク、半導体メモリカード、磁気テープなどの図示
しない記憶装置に逐次記憶させるとともに、前記表示器
３２或いは図示しないプリンタにおいて、上記左心室収
縮末期エラスタンスＥesをトレンド表示させる。
【００３４】図３は、上記演算制御装置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、血圧測定に際して、カフ圧制御手段７４により変化
させられるカフ１０の圧迫圧力が圧力センサ１４により
検出される。血圧測定手段７６は、カフ１０による圧迫
圧力を２〜３mmHg/sec程度の速度で徐々に変化させる過
程で得られた脈拍同期信号、たとえば脈波振幅或いはコ
ロトコフ音の変化に基づきオシロメトリック法或いはコ
ロトコフ音法に従って生体の最高血圧値ＢＰSY S 、平均
血圧値ＢＰMEAN、および最低血圧値ＢＰDIA （基準血圧
値）を測定する。
【００３５】関係決定手段７８は、圧脈波センサ４６の
押圧面５４に配列された複数の圧力検出素子のうち撓骨
動脈５６の真上に位置する中心位置圧力検出素子（アク
ティブエレメント）により検出される圧脈波の大きさＰ
M と血圧測定手段７６により測定された血圧値ＢＰとの
間の対応関係をたとえば図２に示すように予め決定す
る。推定血圧値決定手段すなわち動脈圧波形推定手段８
０は、その図２の対応関係から、圧脈波センサ４６の押
圧面５４に配列された複数の圧力検出素子のうち、たと
えば上記アクティブエレメントにより検出される圧脈波
の大きさに基づいて生体の推定血圧値ＭＢＰを連続的に
決定し、たとえば図４に示すような推定動脈圧波形ＢＰ
(t) を出力する。この推定動脈圧波形ＢＰ(t) は、上腕
動脈圧波形を示すものであるが、大動脈圧波形に対応し
ている。従って、動脈圧波形推定手段８０は大動脈圧推
定手段として機能し、推定動脈圧波形ＢＰ(t) は推定大
動脈圧を意味する。なお、この上腕動脈圧波形と大動脈
圧波形との間に測定上問題となるような差がある場合に
は、予め求められた伝達関数を用いて上腕動脈圧波形か
ら大動脈圧波形が算出されてもよい。
【００３６】時間差算出手段８２は、心音マイクロホン
６２により得られた第１心音I の終わりと圧脈波センサ
４６により得られる圧脈波の立ち上がり点との時間差Ｔ
Ｄを算出する。第１心音I の終わりは、心臓の左心室か
ら大動脈へ血液の駆出が開始される時に検出されるの
で、この時間差ＴＤは、大動脈圧が圧脈波センサ４６が
装着されている撓骨動脈５６に伝播する伝播時間を意味
している。
【００３７】前駆出期間決定手段８４は、生体の左心室
の心筋の収縮開始から、左心室から血液が駆出するまで
の前駆出期間ＰＥＰを非観血的に決定する。例えば、心
電誘導波形のＱ波の発生時点から第１心音I の終端時点
までの時間を、基準クロックパルスを計数することなど
により計測し、前駆出期間ＰＥＰ（秒）を１拍毎に決定
する。或いは、心電誘導波形のＱ波の発生時点から動脈
圧波形推定手段８０により推定された大動脈圧波形の立
ち上がり点までの時間から、時間差算出手段８２により
算出された時間差ＴＤを差し引くことによって算出され
てもよい。この前駆出期間ＰＥＰは、図５のタイムチャ
ートに示すように、心臓の左心室の心筋の収縮開始時点
から左心室から血液が実際に圧送開始（大動脈弁が開
放）されるまでの時間であるので、等容積性収縮期間と
も呼ばれる。
【００３８】駆出期間決定手段８６は、生体の左心室か
ら血液が駆出されている駆出期間ＥＴを非観血的に決定
する。例えば、第１心音I の終端時点から第２心音IIの
開始点までの時間を基準クロックパルスを計数すること
などにより計測し、駆出期間ＥＴ（秒）を決定する。或
いは、心電誘導波形のＱ波の発生時点から第２心音IIの
開始点までの時間を計測することにより、心臓の収縮期
間すなわち前駆出期間ＰＥＰと駆出期間ＥＴとの合計値
（ＰＥＰ＋ＥＴ）を算出し、その合計値（ＰＥＰ＋Ｅ
Ｔ）から前駆出期間決定手段８４により求められた前駆
出期間ＰＥＰを差し引くことにより駆出期間ＥＴ（秒）
を１拍毎に算出してもよい。また或いは、前記動脈圧波
形ＢＰ(t) の立ち上がり点から大動脈弁閉鎖を示すノッ
チまでの時間（図４のｔ2 からｔ4 ）を計測することに
より駆出期間ＥＴ（秒）を算出してもよい。
【００３９】収縮末期大動脈圧決定手段９０は、前記動
脈圧波形推定手段８０から出力された推定動脈圧波形Ｂ
Ｐ(t) 、時間差算出手段８２により得られた時間差ＴＤ
および心音マイクロホン６２により検出された心音とに
基づいて、左心室の収縮末期における大動脈の圧力であ
る収縮末期大動脈圧Ｐesを決定する。たとえば、第２心
音IIの開始音は大動脈弁の閉鎖すなわち左心室の収縮の
終了時に発生し、その時点における大動脈圧は時間差Ｔ
Ｄ後に撓骨動脈に伝播するので、第２心音IIの始まりを
判定し、その判定時点から時間差ＴＤだけ経過した時点
における推定動脈圧波形ＢＰ(t) の大きさすなわち血圧
値を収縮末期大動脈圧Ｐesとして決定する。
【００４０】拡張末期大動脈圧決定手段９２は、動脈圧
波形推定手段８０により推定された大動脈圧に基づい
て、心臓の拡張末期における大動脈内圧Ｐadを決定す
る。例えば、心筋の収縮開始すなわち拡張終了を示す前
記心電誘導波形のＱ波の発生時点から、時間差算出手段
８２により得られた時間差ＴＤだけ経過した時点におけ
る推定動脈圧波形ＢＰ（ｔ）の大きさすなわち血圧値を
拡張末期大動脈圧Ｐadとして決定する。
【００４１】左心室壁間距離算出手段９３は、心エコ−
診断装置７２から入力された反射波信号ＳＲに基づい
て、超音波の出力方向において左心室を形成している相
対する２つの左心室壁の動きを計測し、２つの左心室壁
間の距離ＤＬを連続的に算出する。左心室拡張末期容積
算出手段９４は、上記左心室壁間距離算出手段９３にお
いて連続的に算出されている左心室壁間距離ＤＬが心拍
の１サイクル中で最も大きくなる、すなわち心拍の１サ
イクル中で２つの左心室壁が最も離れるときの左心室壁
間距離ＤＬmax より、予め設定された２つの左心室壁間
距離ＤＬから左心室容積が算出できる式に基づいて、左
心室拡張末期容積Ｖedを算出する。
【００４２】左心室収縮末期容積算出手段９６は、左心
室壁間距離算出手段９３において連続的に算出されてい
る左心室壁間距離ＤＬが心拍の１サイクル中で最も小さ
くなる、すなわち２つの左心室壁が最も接近するときの
左心室壁間距離ＤＬmin より、予め設定された２つの左
心室壁間距離ＤＬから左心室容積が算出できる式に基づ
いて、左心室収縮末期容積Ｖesを算出する。
【００４３】拍出量推定手段９８は、左心室の一拍あた
りの血液の駆出量すなわち拍出量を非観血的に推定すな
わち決定するものであり、左心室拡張末期容積算出手段
９４により算出された左心室拡張末期容積Ｖedと、左心
室収縮末期容積算出手段９６により算出された左心室収
縮末期容積Ｖesの差すなわち（Ｖed−Ｖes）を拍出量Ｓ
Ｖとして推定する。駆出率算出手段１００は、上記拍出
量ＳＶを左心室拡張末期容積Ｖedで割ることにより、生
体の左心室の駆出率ＥＦを非観血的に算出する。
【００４４】左心室収縮末期エラスタンス算出手段１０
２は、前記数式１に示す予め設定された関係から、前駆
出期間決定手段８４により１拍毎に求められた前駆出期
間ＰＥＰ、駆出期間決定手段８６により１拍毎に求めら
れた駆出期間ＥＴ、収縮末期大動脈圧決定手段９０によ
り１拍毎に求められた収縮末期大動脈圧Ｐes、拡張末期
大動脈圧決定手段９２により１拍毎に求められた拡張末
期大動脈圧Ｐad、拍出量推定手段９８により一拍毎に求
められた拍出量ＳＶ、および非観血的に推定された前記
心臓の拡張末期における左心室内圧、すなわち拡張末期
左心室圧Ｐedに基づいて、左心室収縮末期エラスタンス
Ｅesを算出し、１拍毎に出力するか、或いは５拍程度の
予め設定された区間内の移動平均値として出力する。数
式１のα 0 に、前記数式２または数式３の関係により求
められた値が用いられる場合は、さらに、駆出率算出手
段１００において算出された駆出率ＥＦに基づいて左心
室収縮末期エラスタンスＥesが算出されることとなる。
【００４５】上記拡張末期左心室圧Ｐedは、左心室が収
縮を開始する時の、その左心室内圧の立ち上がり点の圧
力であり、心機能監視装置８に、非観血的に且つ連続的
に生体の左心室内圧を決定する左心室圧決定（推定）手
段が備えられ、その左心室圧決定（推定）手段により逐
次決定（推定）される左心室圧に基づいて、拡張末期左
心室圧Ｐedが決定される。或いは、この拡張末期左心室
圧Ｐedの大きさは、１０ｍｍＨｇ弱であり、７０ｍｍＨ
ｇ乃至９０ｍｍＨｇ程度の拡張末期大動脈圧Ｐ adに比較
して十分に小さく、拡張末期左心室圧Ｐedの変動は、数
式１に基づいて算出される左心室収縮末期エラスタンス
Ｅesの値にあまり影響を与えないので、予め実験的に決
定された一定値が用いられてもよい。
【００４６】ここで、前記数式１について説明する。左
心室内の容積Ｖと圧力Ｐとの関係は、たとえば図６に示
すような圧力軸と容積軸との二次元座標の圧力容積図に
示される。心臓の１サイクル毎に描かれる圧力容積ル−
プは、等容積性拡張線Ｌ3 、等圧力性拡張線Ｌ4 、等容
積性収縮線Ｌ5 、等圧力性収縮線Ｌ6 から成る矩形とし
て略表される。図においてＶo は収縮期末内圧が略零で
あるときの左心室内の容積である左心室アンストレスト
容積であり、この左心室アンストレスト容積Ｖ o は、図
７に示すように、各圧力容積ループの等容積性拡張線Ｌ
3 と等圧力性収縮線Ｌ6 との交点すなわち等圧力性収縮
終了点と左心室容積Ｖとの関係を示す線、すなわち収縮
末期圧−容積関係線Ｌesと上記容積軸との交点である。
【００４７】この略矩形で表される圧力容積ループを示
す図６において、エラスタンスＥ(t) は、連続的に得ら
れる左心室内の圧力値Ｐ（ｔ）を、左心室内の容積値Ｖ
（ｔ）と前記左心室アンストレスト容積Ｖ0 との差（Ｖ
（ｔ）−Ｖ0 ）で割ったものであるため、圧容積比とも
呼ばれる。従って、たとえば、心臓の収縮末期における
エラスタンスＥ（ｔ）すなわち左心室収縮末期エラスタ
ンスＥesは、左心室収縮末期における圧容積比すなわち
上記収縮末期圧−容積関係線Ｌesの傾きである。また、
圧力容積ループの容積軸方向の幅寸法は左心室の一拍あ
たりの拍出量ＳＶに相当する。
【００４８】この図６の圧力容積ル−プから逐次算出さ
れるエラスタンスＥ(t) を縦軸とし、時間を横軸とする
二次元座標の圧容積比図は、図８に示すような曲線で表
される。次に、図８の圧容積比曲線のうち、最大圧容積
比Ｅmax すなわち左心室収縮末期エラスタンスＥesまで
を２本の直線Ｌ1 、Ｌ2 で近似する。直線Ｌ1 は、前駆
出期間ＰＥＰに対応する期間における圧容積比曲線の近
似であり、前駆出期間ＰＥＰの開始時におけるエラスタ
ンスＥedと前駆出期間ＰＥＰの終了時におけるエラスタ
ンスＥadとを結ぶ直線であり、直線Ｌ2 は、駆出期間Ｅ
Ｔに対応する期間における圧容積比曲線の近似であり、
駆出期間ＥＴの開始時すなわち前駆出期間ＰＥＰの終了
時におけるエラスタンスＥadと、駆出期間ＥＴの終了時
すなわち収縮末期におけるエラスタンスＥesとを結ぶ直
線である。そして、直線Ｌ2 の傾きα2 の、直線Ｌ1 の
傾きα1 に対する比（＝α2 ／α1 ）をα0 とすると、
α 0 は数式５で表される。
【００４９】
【数５】α0 ＝α2 ／α1 ＝｛（Ｅes−Ｅad）×ＰＥ
Ｐ｝／｛（Ｅad−Ｅed）×ＥＴ｝
【００５０】上記数式５を左心室収縮末期エラスタンス
Ｅesについて整理すると、数式６が得られる。
【数６】 Ｅes＝Ｅad＋｛（Ｅad−Ｅed）／ＰＥＰ｝×ＥＴ×α0
【００５１】ここで、図６より、以下の数式７乃至数式
１０の関係が成立する。なお、Ｐma x は、血液の駆出が
ないとした場合の推定ピーク圧であり、収縮末期圧−容
積関係線Ｌesと等容積性収縮線Ｌ5 との交点における左
心室内圧である。
【数７】Ｐad＝Ｅad×（Ｖed−Ｖ0 ）
【数８】Ｐed＝Ｅed×（Ｖed−Ｖ0 ）
【数９】Ｐmax ＝Ｅes×（Ｖed−Ｖ0 ）
【数１０】Ｅes＝（Ｐmax −Ｐes）／ＳＶ
【００５２】上記数式７乃至数式９を数式６に代入する
と数式１１が得られ、その数式１１に上記数式１０を代
入すると、前記数式１が得られるのである。なお、前記
数式１のα0 を求めるための前記数式２および数式３
は、経験的に駆出率ＥＦおよび心室収縮指数ＩV が左心
室収縮末期エラスタンスＥesと密接に関係するという事
実から決定され、その数式２および数式３における係数
（Ｃ１乃至Ｃ５）は、実験的に求められたα0 、駆出率
ＥＦ、前駆出期間ＰＥＰ、および駆出期間ＥＴに基づい
て、よく知られた回帰計算により求められたものであ
る。
【００５３】
【数１１】Ｐmax ＝Ｐad＋｛（Ｐad−Ｐed）／ＰＥＰ｝
×ＥＴ×α0
【００５４】図３に戻って、表示制御手段１０４は、前
記左心室収縮末期エラスタンス算出手段１０２により逐
次算出された左心室収縮末期エラスタンスＥesを、たと
えば図９に示すようにトレンドグラフ形式で表示器３２
に表示させる。左心室収縮末期エラスタンスＥesは、生
体の心機能が高くなるほど大きな値を示すため、表示器
３２に表示されるトレンドを監視し、急激に左心室収縮
末期エラスタンスＥesの減少等を確認することにより、
生体の心機能を監視することができる。
【００５５】図１０は、前記演算制御装置２８の制御作
動の要部を説明するフローチャートであって、メインル
ーチンを示す図である。図１０のステップ（以下、ステ
ップを省略する）ＳＡ１では、カフ１０によるキャリブ
レーション周期であるか否かが判断される。このＳＡ１
の判断が否定された場合はＳＡ４の動脈圧波形推定が実
行されるが、肯定された場合には、前記血圧測定手段７
６に対応するＳＡ２においてカフ１０を用いた血圧測定
がオシロメトリック法或いはコロトコフ音法により実行
され、前記関係決定手段７８に対応するＳＡ３では、圧
脈波センサ４６のアクティブエレメントにより検出され
る圧脈波の大きさＰM と血圧測定手段７６によりカフ１
０を用いて測定された血圧値ＢＰとの関係を示す図２の
対応関係が決定される。次いで、動脈圧波形推定手段８
０に対応するＳＡ４において、上記対応関係を用いて圧
脈波センサ４６のアクティブエレメントにより検出され
る圧脈波信号ＳＭ2 が、図４に示すような血圧値の絶対
値を表す推定動脈圧波形ＢＰ(t) に変換されてから出力
される。
【００５６】続くＳＡ５では、心電誘導信号ＳＥにより
表される心電誘導波形のＱ波が発生したか否かが判断さ
れる。このＳＡ５の判断が否定された場合には本ルーチ
ンが終了させられて繰り返される。しかし、上記ＳＡ５
の判断が肯定された場合には、ＳＡ６において、第１心
音I の終端が発生したか否かが心音信号ＳＳに基づいて
判断される。このＳＡ６の判断が否定された場合には繰
り返しＳＡ６の判断が実行されるが、肯定された場合に
は、ＳＡ７において、上記Ｑ波の発生時から第１心音I
の終端までの時間が前駆出期間ＰＥＰとして決定され
る。従って、本実施例では、上記ＳＡ５乃至ＳＡ７が前
駆出期間決定手段８４に対応している。
【００５７】続くＳＡ８では、圧脈波センサ４６から得
られる圧脈波信号ＳＭ2 に基づいて、推定動脈圧波形Ｂ
Ｐ（ｔ）の立ち上がり点が検出されたか否かが判断され
る。このＳＡ８の判断が否定された場合には繰り返しＳ
Ａ８の判断が実行されるが、肯定された場合には、続く
時間差算出手段８２に対応するＳＡ９において、ＳＡ６
において検出された第１心音I の終端点からＳＡ８にお
いて検出された圧脈波の立ち上がり点までの時間差ＴＤ
を算出する。この時間差ＴＤは、心臓の左心室から駆出
された血液が圧脈波センサ４６が装着されている撓骨動
脈５６まで伝播するのに必要な伝播時間を表している。
【００５８】続く拡張末期大動脈圧決定手段９２に対応
するＳＡ１０では、ＳＡ５において検出された心電誘導
波形のＱ波の発生時点から、ＳＡ９において算出された
大動脈圧波形が撓骨動脈５６まで伝播する時間差ＴＤだ
け後の時間における推定動脈圧波形ＢＰ（ｔ）の大きさ
すなわち血圧値を拡張末期大動脈圧Ｐadとして決定す
る。
【００５９】続くＳＡ１１では、第２心音IIが発生した
か否かが心音信号ＳＳに基づいて判断される。第２心音
IIは、左心室内の圧力が大動脈圧以下になり、大動脈弁
が閉鎖する時に発生する。従って、第２心音IIの開始は
左心室の収縮の終了すなわち収縮末期を意味する。この
ＳＡ１１の判断が否定された場合には繰り返しＳＡ１１
の判断が実行されるが、肯定された場合には、ＳＡ１２
において、ＳＡ６において検出された第１心音Ｉの終端
点からＳＡ１１において検出された第２心音IIの始まり
までの時間が、左心室から血液が駆出される駆出期間Ｅ
Ｔとして決定される。従って、本実施例では、上記ＳＡ
６、ＳＡ１１およびＳＡ１２が駆出期間決定手段８６に
対応している。
【００６０】続く収縮末期大動脈圧決定手段９０に対応
するＳＡ１３では、ＳＡ１１において第２心音IIの始ま
りが検出された時点から、ＳＡ９において算出された大
動脈圧が撓骨動脈５６まで伝播する時間差ＴＤだけ後の
時間における推定動脈圧波形ＢＰ(t) の大きさすなわち
血圧値を収縮末期大動脈圧Ｐesとして決定する。
【００６１】続く拍出量決定手段９８および駆出率算出
手段１００に対応するＳＡ１４では、一拍あたりの拍出
量ＳＶおよび駆出率ＥＦが算出される。これら拍出量Ｓ
Ｖおよび駆出率ＥＦは、図１１に示す比較的短い周期で
繰り返し実行される拍出量ＳＶおよび駆出率ＥＦ算出ル
−チンにより逐次算出され、更新されている。
【００６２】図１１において、ＳＢ１では、心エコ−診
断装置７２のプロ−ブ７３に内蔵されている振動子から
発生される超音波が左心室壁により反射されることによ
り生ずる反射波が検出され、その反射波信号ＳＲが演算
制御装置２８に入力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本ル−チンが終了させられて繰
り返されるが、肯定された場合には、左心室壁間距離算
出手段９３に対応するＳＢ２において、反射波信号ＳＲ
に基づいて、超音波の出力方向において左心室を形成し
ている相対する２つの左心室壁の動きが計測され、２つ
の左心室壁間の距離ＤＬが算出される。
【００６３】次いで、ＳＢ３では、連続的に入力される
反射波信号ＳＲが、一拍分となったか否かが判断され
る。この判断が否定された場合には、本ル−チンが終了
させられて繰り返されるが、肯定された場合には、一拍
分の反射波信号ＳＲに基づき、一拍分の左心室壁間距離
ＤＬが算出されたこととなるので、続く左心室拡張末期
容積算出手段９４に対応するＳＢ４において、心拍の１
サイクルにおいて左心室壁間距離ＤＬが最も大きくなっ
たとき、すなわち左心室容積が最も大きくなったときの
左心室壁間距離ＤＬmax を決定し、さらに予め設定され
た２つの左心室壁間の距離から左心室容積を算出する式
に基づいて、その決定された左心室壁間距離ＤＬmax よ
り左心室拡張末期容積Ｖedを算出する。
【００６４】続く左心室収縮末期容積算出手段９６に対
応するＳＢ５では、心拍の１サイクルにおいて左心室壁
間距離ＤＬが最も小さくなったとき、すなわち左心室容
積が最も小さくなったときの左心室壁間距離ＤＬmin を
決定し、さらに上記２つの左心室壁間の距離から左心室
容積を算出する予め設定された式に基づいて、その決定
された左心室壁間距離ＤＬmin から左心室収縮末期容積
Ｖesを算出する。
【００６５】続く拍出量決定手段９８に対応するＳＢ６
では、前記ＳＢ４において算出された左心室拡張末期容
積Ｖedと、前記ＳＢ５において算出された左心室収縮末
期容積Ｖesの差（Ｖed−Ｖes）を左心室の一拍あたりの
血液の駆出量すなわち拍出量ＳＶとして推定する。続く
駆出率算出手段１００に対応するＳＢ７では、前記ＳＢ
６において算出された拍出量ＳＶを、前記ＳＢ４におい
て算出された左心室拡張末期末期容積Ｖedで割ることに
より、生体の左心室の駆出率ＥＦを非観血的に算出す
る。
【００６６】図１０に戻って、左心室収縮末期エラスタ
ンス算出手段１０２に対応するＳＡ１５において、前記
ＳＡ１０において決定された拡張末期大動脈圧Ｐad、前
記ＳＡ１２において決定された駆出期間ＥＴ、前記ＳＡ
７において決定された前駆出期間ＰＥＰ、前記ＳＡ１３
において決定された収縮末期大動脈圧Ｐes、前記ＳＢ６
（ＳＡ１４）において算出された拍出量ＳＶ、前記ＳＢ
７（ＳＡ１４）において算出された駆出率ＥＦ、およ
び、たとえば１０ｍｍＨｇ等の一定値に予め決定された
拡張末期左心室圧Ｐedに基づいて、数式１および数式３
に示す予め設定された関係から、左心室収縮末期エラス
タンスＥesが算出される。続く前記表示制御手段１０４
に対応するＳＡ１６では、上記ＳＡ１５において一拍毎
に算出された左心室収縮末期エラスタンスＥesが表示器
３２に表示され、その値の変化を示すトレンドグラフが
図９に示すように表示器３２において表示される。
【００６７】上述のように、本実施例によれば、左心室
収縮末期エラスタンス算出手段１０２（ＳＡ１５）によ
り、数式１に示された予め設定された関係から、非観血
的に決定された前駆出期間ＰＥＰ、駆出期間ＥＴ、拡張
末期大動脈圧Ｐad、収縮末期大動脈圧Ｐes、拍出量Ｓ
Ｖ、および予め一定値に決定された拡張末期左心室圧Ｐ
edに基づいて、左心室収縮末期エラスタンスＥesが算出
されるので、心機能に対応する左心室収縮末期エラスタ
ンスＥesが非侵襲で簡便に連続的に監視できる。
【００６８】また、本実施例によれば、駆出率算出手段
１００（ＳＢ７）により、左心室収縮末期エラスタンス
Ｅesと密接に関係することが知られている駆出率ＥＦが
算出され、左心室収縮末期エラスタンス算出手段１０２
（ＳＡ１５）では、前記数式１のα0 が、駆出率算出手
段１００（ＳＢ７）により算出された駆出率ＥＦ、およ
び従来から心臓の収縮性の指標として知られている心室
収縮指数ＩV に基づいて決定されるので、一層正確な左
心室収縮末期エラスタンスＥesが得られる。
【００６９】また、本実施例によれば、前記心音マイク
ロホン６２は、前記生体の食道などの体腔内において心
臓の近傍に配置され、その生体の心臓からから発生する
第１心音I および第２心音IIを検出するものであり、前
記前駆出期間決定手段８４（ＳＡ７）は、心電誘導装置
６８から得られた心電誘導波形のＱ波から上記第１心音
末期までの時間を上記前駆出期間ＰＥＰとしてを算出す
るものであるので、非侵襲で前駆出期間ＰＥＰが正確に
測定される利点がある。
【００７０】また、本実施例において、前記心機能監視
装置８は、左心室収縮末期エラスタンス算出手段１０２
（ＳＡ１５）により逐次算出された左心室収縮末期エラ
スタンスＥesを、表示器３２において所定の時間軸に沿
って逐次表示する表示制御手段１０４（ＳＡ１６）を備
えているので、たとえば手術中に患者の心機能が低下し
つつある場合などにおいて、その左心室収縮末期エラス
タンスＥesのトレンドより心機能の変化傾向を正確に知
ることができるので、異常値に達する前に心機能の異常
を予知することができる利点がある。
【００７１】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。
【００７２】たとえば、前述の収縮末期大動脈圧決定手
段９０において、収縮末期大動脈圧Ｐesは、第２心音II
の開始時点から時間差ＴＤだけ経過した時点における推
定動脈圧波形ＢＰ（ｔ）の大きさとして決定されていた
が、収縮末期大動脈圧Ｐesは経験則により平均血圧値
（平均動脈圧）ＭＡＰで近似できるため、推定動脈圧波
形ＢＰ（ｔ）から得られる血圧瞬時値の１周期Ｔ当たり
の平均値すなわち平均血圧値ＭＡＰを収縮末期大動脈圧
Ｐesとして決定してもよい。なお、この平均血圧値ＭＡ
Ｐは、ΣＢＰ（ｔ）／Ｔとして表されるものであるか
ら、１周期Ｔ当たりの推定動脈圧波形ＢＰ（ｔ）の面積
の重心点の圧力値としても表現され得る。
【００７３】また、前述の実施例では、拡張末期大動脈
圧決定手段９２において、心電誘導波形のＱ波の発生か
ら時間差ＴＤだけ経過した後の推定動脈圧波形ＢＰ
（ｔ）の大きさを拡張末期大動脈圧Ｐadとして決定して
いたが、拡張末期における大動脈圧は、図５に示すよう
に、比較的長い間にわたりあまり大きく変化しないの
で、第１心音I が検出されている間の任意の時点、また
は心電誘導波形のＲ波あるいはＳ波の検出時点における
大動脈圧を推定動脈圧波形ＢＰ(t) から推定して拡張末
期大動脈圧Ｐadとして決定してもよい。また或いは、推
定動脈圧波形ＢＰ（ｔ）の立ち上がり点を拡張末期大動
脈圧Ｐadとして決定してもよい。
【００７４】また、前述の実施例では、数式１のα
0 は、数式２または数式３により決定されていたが、α
0 は実験的に求められた定数であってもよい。この場合
は、前述の実施例ほど精度のある左心室収縮末期エラス
タンスＥesは得られないが一応の実用精度が得られる。
【００７５】また、前述の実施例では、拍出量ＳＶは、
拍出量決定手段９８により、心エコ−診断装置７２によ
り検出された反射波信号ＳＲに基づいて算出されていた
が、ワ−ナ−アンドガ−ドナ−(Warnner & Gardner) の
式として知られている数式１２から、動脈圧波形推定手
段８０から出力された図４に示す動脈圧波形ＢＰ（ｔ）
に基づいて推定してもよい。図４に示す動脈圧波形ＢＰ
（ｔ）において、前駆出期間開始時点ｔ1 は動脈圧波形
ＢＰ(t) の下ピーク時点ｔ2 よりもたとえば８０ｍ秒程
度の所定時間早い時点であり、駆出期間終了時点ｔ4 は
動脈圧波形ＢＰ(t) の上ピーク時点ｔ3 よりも８０ｍ秒
程度の所定時間遅い時点である。なお、数式１２のＫは
補正定数であり、たとえば希釈法（サーモダイリューシ
ョン法）により直接的に求められた値で予め校正され
る。
【００７６】
【数１２】
【００７７】また、前述の拍出量推定手段９８は、クビ
セク(Kubicek) 法として知られる予め設定された関係か
ら、頸部と腰部とに装着された電極を用いて検出される
インピ−ダンスカ−ディオグラフに基づいて算出されて
もよい。
【００７８】なお、上述したのはあくまでも本発明の一
実施例であり、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】本発明の一実施例の心機能監視装置の構成の要
部を説明するブロック図である。
【図２】図１の心機能監視装置において圧脈波センサに
より検出された圧脈波から動脈圧波形を推定するために
用いられる対応関係を示すである。
【図３】図１の心機能監視装置の演算制御装置の制御機
能の要部を説明する機能ブロック線図である。
【図４】図３の動脈圧波形推定手段により推定された動
脈圧波形の例を示す図である。
【図５】図３の前駆出期間決定手段および駆出期間決定
手段により算出される前駆出期間ＰＥＰおよび駆出期間
ＥＴと、大動脈圧波形、心電誘導波形、および心音との
関係を説明するタイムチャートである。
【図６】生体の左心室内の容積と圧力との関係の例を１
拍のループで示す図である。
【図７】種々の圧容積ループと収縮末期圧−容積関係線
Ｌesとの関係を説明する図である。
【図８】図６の一拍分の圧力容積ル−プに対応するエラ
スタンスを示す圧容積比図である。
【図９】図１の心機能監視装置において、表示器に表示
される心左心室収縮末期エラスタンスＥesのトレンドグ
ラフの例を示す図である。
【図１０】図１の心機能監視装置の演算制御装置の制御
作動の要部を説明するフローチャートであって、メイン
ル−チンを示す図である。
【図１１】図１の心機能監視装置の演算制御装置の制御
作動の要部を説明するフローチャートであって、拍出
量、駆出率算出ル−チンを示す図である。
【符号の説明】
８：新機能監視装置 ８０：動脈圧波形推定手段（大動脈圧推定手段） ８４：前駆出期間決定手段 ８６：駆出期間決定手段 ９０：収縮末期大動脈圧決定手段 ９２：拡張末期大動脈圧決定手段 ９８：拍出量決定手段 １００：駆出率算出手段 １０２：左心室収縮末期エラスタンス算出手段 １０４：表示制御手段

Claims (2)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 生体の心臓の機能を左心室の圧送能力に
    基づいて監視するための心機能監視装置であって、 前記生体の左心室の心筋の収縮開始から、左心室から血
    液が駆出するまでの前駆出期間を非観血的に決定する前
    駆出期間決定手段と、 前記生体の左心室から血液が駆出されている駆出期間を
    非観血的に決定する駆出期間決定手段と、 前記生体の大動脈圧を推定する大動脈圧推定手段と、 該大動脈圧推定手段により推定された推定大動脈圧に基
    づいて、前記心臓の拡張末期における大動脈内圧を決定
    する拡張末期大動脈圧決定手段と、 該大動脈圧推定手段により推定された推定大動脈圧に基
    づいて、前記心臓の収縮末期における大動脈内圧を決定
    する収縮末期大動脈圧決定手段と、 前記生体の左心室の一拍あたりの拍出量を非観血的に決
    定する拍出量決定手段と、 予め設定された関係から、前記前駆出期間、前記駆出期
    間、前記心臓の拡張末期における大動脈内圧、前記心臓
    の収縮末期における大動脈内圧、前記拍出量、および非
    観血的に推定された前記心臓の拡張末期における左心室
    圧に基づいて、前記生体の左心室収縮末期エラスタンス
    を算出する左心室収縮末期エラスタンス算出手段とを、
    含むことを特徴とする心機能監視装置。
  2. 【請求項２】 前記生体の左心室の駆出率を非観血的に
    算出する駆出率算出手段をさらに含み、 前記左心室収縮末期エラスタンス算出手段は、予め設定
    された関係から、該駆出率算出手段において算出された
    駆出率、および前記前駆出期間、前記駆出期間、前記心
    臓の拡張末期における大動脈内圧、前記心臓の収縮末期
    における大動脈内圧、前記拍出量、前記心臓の拡張末期
    における左心室内圧に基づいて、前記生体の左心室収縮
    末期エラスタンスを算出するものである請求項１の心機
    能監視装置。
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