JP3049987B2 - 脈波解析装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】この発明は、脈診に用いて好適な
脈波解析装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】循環器系の状態を診断する場合、最も一
般的に測定されるのが血圧や心拍数である。しかし、さ
らに詳しい診断を行うためには血管の粘性抵抗やコンプ
ライアンス（粘弾性）といった循環動態パラメータを測
定することが必要となる。従来、このような循環動態パ
ラメータを測定するためには、大動脈起始部と切痕部の
圧力波形及び血流量を測定する必要があり、その測定法
としては、動脈にカテーテルを挿入し直接測定する方法
または超音波等で間接的に測定する方法があった。

【０００３】一方、中国医学においては、橈骨動脈に沿
って被験者の腕の三箇所（寸、関、尺）に診断者の指を
押し当て、これによって脈診を行う方法（寸口法）が知
られている。また、圧電素子を用いて、寸口法による診
断を自動的に行う脈診器も提案されている（特公昭５７
−５２０５４号公報）。さらに、これら圧電素子の押圧
力を均等にすべく、空気圧によって圧電素子を押圧する
技術も知られている（特開平４−９１３９号公報）。

【０００４】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、動脈に
カテーテルを挿入する方法によれば、侵襲的な大がかり
な装置を必要とするという問題があった。一方、超音波
等で間接的に循環動態パラメータを測定する方法によれ
ば、血管内の血流を非侵襲的に観測することができが、
この方法は熟練を要するものであり、また、測定のため
の装置も大掛かりなものとなってしまうという問題があ
った。

【０００５】一方、特公昭５７−５２０５４号公報ある
いは特開平４−９１３９号公報に開示された脈診器にあ
っては、単に脈波を測定することは可能であるが、その
測定結果に基づいて循環動態パラメータを求め得るもの
ではない。さらに、これら脈診器は、センサによる計測
と、診断者の触覚に基づく診断とを同時に行うことが不
可能であるという問題があった。

【０００６】この発明は上述した事情に鑑なみてなされ
たものであり、安価な構成であり、かつ、非侵襲的に循
環動態パラメータの評価をすることができる脈波解析装
置を抵抗することを目的としている。

【０００７】

【課題を解決するための手段】上記課題を解決するため
に、請求項１に記載の構成にあっては、被験者の橈骨動
脈波を検出する複数の脈波センサと、人体の動脈系の中
枢部から末梢部に至る系を模した電気回路の各素子の値
を算出する手段であって、大動脈起始部の圧力波に対応
した電気信号を与えたときに該電気回路における複数の
節点から得られる出力信号波形が前記複数の脈波センサ
から得られる各橈骨動脈波に対応した波形となるように
該電気回路の各素子の値を算定する評価手段とを具備す
ることを特徴としている。

【０００８】また、請求項２に記載の構成にあっては、
診察者の指に装着される薄膜部材と前記薄膜部材に固着
された薄状の圧力検出手段とからなり、前記圧力検出手
段により患者の橈骨動脈波を検出する脈波センサと、人
体の動脈系の中枢部から末梢部に至る系を模した電気回
路の各素子の値を算出する手段であって、大動脈起始部
の圧力波に対応した電気信号を与えたときに該電気回路
から得られる出力信号波形が前記橈骨動脈波に対応した
波形となるように該電気回路の各素子の値を算定する評
価手段と、前記評価手段による前記電気回路の各素子の
算定結果を記録する記録手段と、を具備し、前記脈波セ
ンサが前記動脈波を繰り返し検出すると共に前記評価手
段が前記脈波センサにより検出される動脈波に基づき前
記電気回路の各素子の値を繰り返し算定することを特徴
としている。

【０００９】また、請求項３に記載の構成にあっては、
診察者の指に装着される薄膜部材と前記薄膜部材に固着
された薄状の圧力検出手段とからなり、前記圧力検出手
段により患者の橈骨動脈波を検出する脈波センサと、前
記患者の１回拍出量を検出する１回拍出量検出手段と、
人体の動脈中枢部から末梢部に至る系を模したモデルと
して、前記動脈系中枢部での血液粘性による血管抵抗に
対応した第１の抵抗、前記動脈系中枢部での血液の慣性
に対応したインダクタンス、前記動脈中枢部での血管の
粘弾性に対応した静電容量、および前記末梢部での血管
抵抗に対応した第２の抵抗とを有し、１対の入力端子間
に前記第１の抵抗およびインダクタンスからなる直列回
路と前記静電容量および第２の抵抗からなる並列回路と
が順次直列に介挿されてなる四要素集中定数モデルを想
定し、前記入力端子間に大動脈起始部の圧力波に対応し
た電気信号を与えたときに前記静電容量および第２の抵
抗の両端から前記動脈波に対応した電気信号が得られる
ように前記四要素集中定数モデルの各定数を特定する手
段であり、前記１回拍出量に基づいて前記インダクタン
スの値を算出し、該インダクタンスの値、前記動脈波形
の角周波数および減衰率に基づいて前記第１の抵抗、イ
ンダクタンス、静電容量および第２の抵抗の各値を算出
し、これらの算出結果を循環動態パラメータとして出力
するパラメータ評価手段とを具備し、前記大動脈起始部
の圧力波に対応した電気信号として脈波の１拍の長さに
対応した周期ｔＰを有する周期波形ｅ（ｔ）を使用する
ことを特徴としている。

【００１０】

【作用】請求項１に記載の構成にあっては、複数の脈波
センサによって被験者の複数箇所（例えば、寸、関、
尺）の橈骨動脈を検出すると、評価手段によって電気回
路の各素子の値が算出され、これによって被験者の循環
動態パラメータが算定される。また、複数の脈波センサ
は、動脈血管を狭窄させたときの血管壁圧の場所による
違いを捉えることができる。

【００１１】また、請求項２に記載の構成にあっては、
被験者の循環動態パラメータを長時間に渡って連続的に
採取することができる。

【００１２】また、請求項３に記載の構成にあっては、
動脈系の電気的モデルとして構成の簡単な四要素集中常
数モデルを使用しており、また、１回拍出量または血流
量の測定結果により該モデルのインダクタンスの値を算
出するので、循環動態パラメータを簡単な演算処理によ
り算定する事ができる。また、大動脈起始部の圧力波を
所定の周期波形によってモデリングしているので、さら
に簡単な演算処理により循環動態パラメータを算定する
ことができる。

【００１３】

【実施例】以下、図面を参照し、本発明の実施例を説明
する。 ＜実施例の構成＞図１はこの発明の一実施例による脈波
解析装置の構成を示すブロック図である。この装置は、
非侵襲的なセンサにより人体から得られた情報に基づ
き、人体の動脈系の循環動態パラメータを評価する。な
お、本実施例において取扱う循環動態パラメータの具体
的内容については後述する。

【００１４】図１において、１は脈波検出装置、２は１
回拍出量測定器である。これらのうち、脈波検出装置１
は、図２に示すように、診断者の手に装着された脈波セ
ンサＳ１を介して橈骨動脈波形を検出すると共に被験者
の上腕部に装着されたカフ帯Ｓ２を介して被験者の血圧
を検出する。そして、橈骨動脈波形を血圧によって校正
し、その結果得られる校正された橈骨動脈波形を電気信
号（アナログ信号）として出力する。

【００１５】脈波検出装置１が出力するアナログ信号
は、Ａ／Ｄ変換器３に入力され、所定のサンプリング周
期毎にデジタル信号に変換される。また、１回拍出量測
定器２は、図２に示すようにカフ帯Ｓ２に接続されてお
り、このカフ帯Ｓ２を介して心臓から１回の拍により流
出される血液の量である１回拍出量を測定し、その測定
結果を１回拍出量データ（デジタル信号）として出力す
る。この種の１回拍出量測定器２としては、いわゆる収
縮期面積法により測定を行う装置を使用することができ
る。

【００１６】ここで、脈波センサＳ１の詳細を図１５を
参照して説明する。図において５１は手術用のゴム手袋
であり、その第二指、第三指および第四指の各第一節の
指腹部に歪ゲージ５２〜５４が接着されている。歪ゲー
ジ５２〜５４は薄ゲージであり、ゲージ率「１７０」、
抵抗「２kΩ」、幅「０．５ｍｍ」、長さ「４ｍｍ」で
ある。各歪ゲージ５２〜５４は、「４ｍｍ×１１ｍｍ」
のフレキシブルな薄板ベース上に固定されており、該薄
膜ベースとともにゴム手袋５１に接着されている。

【００１７】次に、脈波検出装置１の構成を図１６を参
照して説明する。図において６８は周知の血圧計であ
り、カフ帯Ｓ２を介して被験者の血圧を測定し出力す
る。６１は定電流源であり、歪ゲージ５２に定電流を供
給する。これにより、歪ゲージ５２の両端には、その物
理的な歪に応じた電圧Ｖ_gが発生する。この電圧Ｖ_gはＤ
Ｃアンプ６２を介して増幅され、直流遮断回路６３と平
均化回路６５とに供給される。ここで、ＤＣアンプ６２
から出力される電圧は、「Ｖ₀＋Ｖ_d＋ΔＶ」として表現
することができる。ここで、電圧Ｖ₀は診断者がゴム手
袋５１を手に装着した際に発生する電圧であり、電圧Ｖ
_dは診断者の指を被験者の腕に押圧した際の押圧力によ
って発生する電圧である。また、電圧ΔＶは、被験者の
脈圧によって生ずる交流電圧である。

【００１８】直流遮断回路６３にあっては、電圧Ｖ₀、
Ｖ_dおよびΔＶのうち直流成分たる前二者が除去され、
交流成分たる電圧ΔＶすなわち脈波信号が出力される。
この脈波信号は、遮断周波数が「２０Ｈz」の低域遮断
フィルタ６４を介して雑音が除去された後、Ａ／Ｄコン
バータ３を介してマイクロコンピュータ４に供給され
る。一方、平均化回路６５にあっては、電圧（Ｖ₀＋Ｖ_d
＋ΔＶ）の極大値が検出され、一の極大値が発生した後
に次の極大値が発生するまでを一周期として、数周期に
わたって電圧（Ｖ₀＋Ｖ_d＋ΔＶ）が平均化される。これ
によって、交流成分たる電圧ΔＶが除去され、直流成分
たる電圧（Ｖ₀＋Ｖ_d）が出力される。また、６６はレベ
ル記憶回路であり、スイッチ６６ａが押下されると、そ
の時点における平均化回路６５の出力電圧レベルを記憶
し、以後記憶したレベルの電圧を継続的に出力する。ま
た、６７は減算器であり、平均化回路６５の出力電圧か
らレベル記憶回路６６の出力電圧を減算し、減算結果を
出力する。

【００１９】図１６の構成において、診断者がゴム手袋
５１を装着すると、ＤＣアンプ６２からは電圧Ｖ₀が出
力される。この状態でスイッチ６６ａを押下すると、電
圧Ｖ₀がレベル記憶回路６６に記憶される。次に、ゴム
手袋５１を装着したまま被験者の腕に指先を押圧する
と、平均化回路６５から電圧（Ｖ₀＋Ｖ_d）が出力される
から、減算器６７を介して、押圧力に対応する電圧Ｖ_d
が出力される。また、これと同時に、直流遮断回路６
３、低域遮断フィルタ６４を順次介して脈波に対応する
電圧ΔＶが出力される。さらに、脈波センサＳ１は薄い
ゴム手袋５１と歪ゲージ５２〜５４とによって構成され
ているから、診断者は自らの触覚に基づく診断を同時に
行うことが可能である。なお、上記構成要素６１〜６７
は、歪ゲージ５２に対応して設けられたものであるが、
歪ゲージ５３，５４に対応して同様のものが設けられて
いる。

【００２０】マイクロコンピュータ４は、キーボード５
から入力されるコマンドに従い、以下列挙する各処理を
行う。 Ａ／Ｄ変換器３を介して得られる橈骨動脈波形の時系
列デジタル信号を内蔵の波形メモリに取り込む脈波読取
処理 上記波形メモリに取り込んだ寸、関、尺に係る橈骨動
脈波形を拍毎に平均化し１拍に対応した橈骨動脈波形を
求める平均化処理 １回拍出量データを取り込む処理 上記１拍に対応した橈骨動脈波形を表す数式を求め、
この数式に基づき被験者の動脈系に対応した電気的モデ
ルの各パラメータを算出するパラメータ算出処理 パラメータ演算処理により得られたパラメータを循環
動態パラメータとして図示しない出力装置（例えばプリ
ンタ、ディスプレイ装置等）を介して出力する出力処理 なお、これらの処理の詳細については本実施例の動作説
明の際に詳述する。

【００２１】 ＜本実施例において採用した電気的モデルについて＞Ａ．四要素集中定数モデル 本実施例では、動脈系の電気的モデルとして四要素集中
定数モデルを採用する。この四要素集中定数モデルは、
人体の循環系の挙動を決定する要因のうち、動脈系中枢
部での血液による慣性、中枢部での血液粘性による血管
抵抗（粘性抵抗）、中枢部での血管のコンプライアンス
（粘弾性）及び末梢部での血管抵抗（粘性抵抗）の４つ
のパラメータに着目し、これらを電気回路としてモデリ
ングしたものである。図３に四要素集中定数モデルの回
路図を示す。以下、この四要素集中定数モデルを構成す
る各素子と上記各パラメータとの対応関係を示す。 インダクタンスＬ：動脈系中枢部での血液の慣性 〔dy
n・s²/cm⁵〕 静電容量Ｃ：動脈系中枢部での血管のコンプライアンス
（粘弾性）〔cm⁵/dyn〕 なお、コンプライアンスとは血管の軟度を表わす量であ
り、粘弾性のことである。 電気抵抗Ｒ_c：動脈系中枢部での血液粘性による血管抵
抗〔dyn・s/cm⁵〕 電気抵抗Ｒ_p：動脈系末梢部での血液粘性による血管抵
抗〔dyn・s/cm⁵〕 また、この電気回路内の各部を流れる電流ｉ，ｉ_P，ｉ_c
は、各々対応する各部を流れる血流〔cm³/ｓ〕に相当す
る。また、この電気回路に印加される入力電圧ｅは大動
脈起始部の圧力〔dyn/cm²〕に相当する。そして、静電
容量Ｃの端子電圧ｖ_P は、橈骨動脈部での圧力〔dyn/cm
²〕に相当するものである。

【００２２】Ｂ．四要素集中定数モデルおよびその応答特性の近似式 次に図３に示す四要素集中定数モデルの挙動についての
理論的説明を行う。まず、図３に示す四要素集中定数モ
デルにおいては、下記微分方程式が成立する。 ｅ＝Ｒ_cｉ＋Ｌ（ｄｉ／ｄｔ）＋ｖ_p ・・・・（１） ここで、電流ｉは、 ｉ＝ｉ_c＋ｉ_p ＝Ｃ（ｄｖ_p／ｄｔ）＋（ｖ_p／Ｒ_p） ・・・・（２） と表すことができるから、上記式（１）は下記式（３）
のように表すことができる。 ｅ＝ＬＣ（ｄ²ｖ_p／ｄｔ²）＋｛Ｒ_cＣ＋（Ｌ／Ｒ_p）｝（ｄｖ_p／ｄｔ） ＋（１＋（Ｒ_c／Ｒ_p））ｖ_p ・・・・（３） 周知の通り、上記式（３）によって示されるような２次
の定係数常微分方程式の一般解は、上記式（３）を満足
する特殊解（定常解）と、下記微分方程式を満足する過
渡解との和によって与えられる。 ０＝ＬＣ（ｄ²ｖ_p／ｄｔ²）＋｛Ｒ_cＣ＋（Ｌ／Ｒ_p）｝（ｄｖ_p／ｄｔ） ＋（１＋（Ｒ_c／Ｒ_p））ｖ_p ・・・・（４）

【００２３】ここで、微分方程式（４）の解は次のよう
にして得られる。まず、微分方程式（４）の解として下
記式（５）によって表される減衰振動波形を仮定する。 ｖ_p＝Ａｅｘｐ（ｓｔ） ・・・・（５） この式（５）を式（４）に代入すると、式（４）は次の
ように表されることとなる。 ｛ＬＣｓ²＋（Ｒ_cＣ＋（Ｌ／Ｒ_p））ｓ＋（１＋（Ｒ_c／Ｒ_p））｝ｖ_p＝０ ・・・・（６） そして、上記式（６）をｓについて解くと、 ｓ＝｛−（Ｒ_cＣ＋（Ｌ／Ｒ_p）） ±√（（Ｒ_cＣ＋（Ｌ／Ｒ_p））²−４ＬＣ（１＋（Ｒ_c／Ｒ_p）））｝／２ＬＣ ・・・・（７） となる。式（７）において （Ｒ_cＣ＋（Ｌ／Ｒ_p））²＜４ＬＣ（１＋（Ｒ_c／Ｒ_p）） ・・・・（８） である場合には第２項の根号√の中が負となり、この場
合、ｓは以下のように表される。 ｓ＝｛−（Ｒ_cＣ＋（Ｌ／Ｒ_p）） ±ｊ√（４ＬＣ（１＋（Ｒ_c／Ｒ_p））−（Ｒ_cＣ＋（Ｌ／Ｒ_p））²）｝／２ＬＣ ＝−α±ｊω ・・・・（９） α＝（Ｒ_cＣ＋（Ｌ／Ｒ_p））／２ＬＣ ＝（Ｌ＋Ｒ_pＲ_cＣ）／２ＬＣＲ_p ・・・・（１０） ω＝｛√(４ＬＣ(１＋(Ｒ_c／Ｒ_p)）−（Ｒ_cＣ＋(Ｌ／Ｒ_p)）²）｝／２ＬＣ ・・・・（１１） ここで、 Ａ₁＝ＬＣ ・・・・（１２） Ａ₂＝（Ｌ＋Ｒ_CＲ_PＣ）／Ｒ_p ・・・・（１３） Ａ₃＝（Ｒ_C＋Ｒ_P）／Ｒ_p ・・・・（１４） とおくと、上記式（１０）および（１１）は以下のよう
に表すことができる。 α＝Ａ₂／２Ａ₁ ・・・・（１５） ω＝√｛（Ａ₃／Ａ₁）−α²｝ ・・・・（１６） このようにしてｓの値が確定し、上記微分方程式（４）
を満足する解が得られる。以上の知見に基づき、本実施
例においては、四要素集中定数モデルの応答波形に含ま
れる減衰振動成分を近似する式として上記式（５）を用
いることとした。

【００２４】次に大動脈起始部の圧力波形のモデリング
を行う。一般に大動脈起始部の圧力波形は図４のような
波形である。そこで、この圧力波形を図５に示す三角波
で近似することにする。図５において近似波形の振幅と
時間をＥ_o、Ｅ_m、ｔ_P、ｔ_P1とすると、任意の時間ｔに
おける大動脈圧ｅは次式で表わされる。Ｅ_oは最低血圧
（拡張期血圧）、Ｅ_o＋Ｅ_mは最高血圧（収縮期血圧）で
あり、ｔ_Pは一拍の時間、ｔ_P1は大動脈圧の立ち上がり
からその圧力が最低血圧値になるまでの時間である。 ０≦ｔ＜ｔ_P1の区間： ｅ＝Ｅ_o＋Ｅ_m（１−（ｔ／ｔ_P1）） ・・・・（１７） ｔ_P1≦ｔ＜ｔ_Pの区間： ｅ＝Ｅ_o ・・・・（１８） そして、上記（１７）式および（１８）式によって表さ
れる電気信号ｅを図４の等価回路に入力した時の応答波
形ｖ_p（橈骨動脈波に対応）を本実施例においては以下
のように近似する。０≦ｔ＜ｔ_P1の区間： ｖ_P＝Ｅ_min＋Ｂ（１−ｔ／ｔ_b） ＋Ｄ_m1ｅｘｐ（−αｔ）ｓｉｎ（ωｔ＋θ₁） ・・・・（１９） ｔ_P1≦ｔ＜ｔ_Pの区間： ｖ_P＝Ｅ_min ＋Ｄ_m2・ｅｘｐ｛−α（ｔ−ｔ_P1）｝・ｓｉｎ｛ω（ｔ−ｔ_P1）＋θ₂｝ ・・・・（２０） 上記式（１９）における右辺第３項および上記式（２
０）における右辺第２項が既に説明した減衰振動部分
（上記式（５）に対応するもの）であり、これらの項に
おけるαおよびωは上記式（１５）および（１６）によ
り与えられる。

【００２５】Ｃ．四要素集中モデルの各パラメータと橈
骨動脈波形との関係 以下、上記式（１９）および（２０）における各定数の
うち既に確定したαおよびω以外のものについて検討す
る。まず、上記式（１７）および（１９）を上記微分方
程式（３）に代入すると、下記の式（２１）が得られ
る。 Ｅ₀＋Ｅ_m（１−（ｔ／ｔ_p1）） ＝（１＋（Ｒ_c／Ｒ_p））（Ｅ_min＋Ｂ） −（Ｂ／ｔ_b）（Ｒ_cＣ＋（Ｌ／Ｒ_p））ｔ ＋｛ＬＣ（α²−ω²）Ｄ_m1−αＤ_m1（Ｒ_cＣ＋（Ｌ／Ｒ_p））＋Ｄ_m1（１＋（Ｒ_c ／Ｒ_p））｝ｅｘｐ（−αｔ）ｓｉｎ（ωｔ＋θ₁） ＋｛ωＤ_m1（Ｒ_cＣ＋（Ｌ／Ｒ_p））−２ＬＣαωＤ_m1｝ｅｘｐ（−αｔ）ｃｏｓ （ωｔ＋θ₁） ・・・・（２１） この式（２１）が成立するためには以下の条件が必要で
ある。 Ｅ₀＋Ｅ_m＝（１＋（Ｒ_c／Ｒ_p））（Ｅ_min＋Ｂ） ＝Ｅ₀＋Ａ₃Ｂ−（Ｂ／ｔ_b）Ａ₂ ・・・・（２２） Ｅ_m／ｔ_p1＝（Ｂ／ｔ_b）（１＋（Ｒ_c／Ｒ_p）） ＝Ｂ／（ｔ_bＡ₃） ・・・・（２３） ＬＣ（α²−ω²）−α（Ｒ_cＣ＋（Ｌ／Ｒ_p））＋（１＋Ｒ_c／Ｒ_p）＝０ ・・・・（２４） Ｒ_cＣ＋（Ｌ／Ｒp）＝２ＬＣα ・・・・（２５） なお、上記式のうち式（２４）および（２５）はαおよ
びωを拘束するものであるが、既に式（１５）および
（１６）により得られたαおよびωは当然のことながら
これらの式を満足する。一方、上記式（１８）および
（２０）を上記微分方程式（３）に代入すると、下記の
式（２６）が得られる。 Ｅ₀ ＝（１＋（Ｒ_c／Ｒ_p））Ｅｍｉｎ ＋｛ＬＣ（α^２−ω²）Ｄ_m2−α（Ｒ_cＣ＋（Ｌ／Ｒ_p））Ｄ_m2＋（１＋（Ｒ_c／Ｒ
_p ））Ｄ_m2｝ｅｘｐ（−α（ｔ−ｔ_p1））ｓｉｎ（ω（ｔ−ｔ_p1）＋θ₂） ＋｛ω（Ｒ_cＣ＋（Ｌ／Ｒ_p））Ｄ_m2−２ＬＣαωＤ_m2｝ｅｘｐ（−α（ｔ−ｔ_p1 ））ｃｏｓ（ω（ｔ−ｔ_p1）＋θ₂） ・・・・（２６） この式（２６）が成立するためには上記式（２３）、
（２４）が成立することに加え、下記式（２７）が成立
することが必要である。 Ｅ₀＝（１＋（Ｒ_c／Ｒ_p））Ｅ_min ＝Ａ₃Ｅ_min ・・・・（２７）

【００２６】以上のようにして得られた微分方程式
（３）が成立するための条件式（ ２２）〜（２５）、
（２７）に基づき、式（１９）および（２０）における
各定数を算定する。まず、Ｅ_minは上記式（２７）よ
り、 Ｅ_min ＝Ｅ_O／Ａ₃ ・・・・（２８） 次に式（２３）よりＢは、 Ｂ＝（ｔ_bＥ_m）／（ｔ_P1Ａ₃） ・・・・（２９） となる。次に上記式（２２）に上記式（２９）を代入し
ｔ_bについて解くと、 ｔ_b＝（ｔ_P1Ａ₃＋Ａ₂）／Ａ₃ ・・・・（３０） となる。

【００２７】そして、残った定数Ｄ_1m、Ｄ_2m、θ₁およ
びθ₂は、橈骨動脈波形ｖ_pがｔ＝０，ｔ_p1，ｔ_pにおい
て連続性を維持し得るような値、すなわち、下記条件ａ
〜ｄを満足する値が選ばれる。 ａ．式（１９）のｖ_p（ｔ_p1）と式（２０）のｖ
_p（ｔ_p1）とが一致すること ｂ．式（２０）のｖ_p（ｔ_p）と式（１９）のｖ_p（０）
とが一致すること ｃ．式（１９）および式（２０）のｔ＝ｔ_p1における微
分係数が一致すること ｄ．式（１９）のｔ＝０での微分係数および式（２０）
のｔ＝ｔ_pにおける微分係数が一致することすなわち、
Ｄ_1mおよびθ₁は、 Ｄ_1m＝√｛（Ｄ₁₁ ²＋Ｄ₁₂ ²）｝／ω ・・・・（３１） θ ₁ ＝ｔａｎ ^-1 （Ｄ ₁₁ ／Ｄ ₁₂ ） ・・・・（３２） なる値が選ばれる。ただし、上記各式において、 Ｄ ₁₁ ＝（ｖ ₀₁ −Ｂ−Ｅ _min ）ω ・・・・（３３） Ｄ ₁₂ ＝（ｖ ₀₁ −Ｂ−Ｅ _min ）α＋（Ｂ／ｔ _b ）＋（ｉ ₀₁ ／Ｃ）・・・（３４） であり、ｖ₀₁とｉ₀₁はｔ＝０におけるｖ_Pとｉ _c の初期値
である。また、Ｄ_2mおよびθ₂は、 Ｄ_2m＝√（Ｄ₂₁ ²＋Ｄ₂₂ ²）／ω ・・・・（３５） θ ₂ ＝ｔａｎ ^-1 （Ｄ ₂₁ ／Ｄ ₂₂ ） ・・・・（３６） なる値が選ばれる。ただし、上記各式において Ｄ ₂₁ ＝（ｖ ₀₂ −Ｅ _min ）ω ・・・・（３７） Ｄ ₂₂ ＝（ｖ ₀₂ −Ｅ _min ）α＋（ｉ ₀₂ ／Ｃ） ・・・・（３８） であり、ｖ₀₂とｉ ₀₂ はｔ＝ｔ_P1でのｖ_Pとｉ _c の初期値で
ある。このようにして式（１９）および（２０）の各定
数が得られた。

【００２８】さて、式（１６）の角周波数ωから逆算す
ることにより中枢部での血管抵抗Ｒ_cは、 Ｒ _c ＝｛Ｌ−２Ｒ _P √（ＬＣ（１−ω ² ＬＣ））｝／ＣＲ _P ・・・（３９） となる。ここで、Ｒ_cが実数でかつ正となる条件は、 ４Ｒ _P ² Ｃ／｛１＋（２ωＲ _P Ｃ） ² ｝≦Ｌ≦１／ω ² Ｃ ・・・・（４０） である。一般にＲ_Pのオーダは１０³（dyn・s/cm⁵）程
度、Ｃは１０^-4（cm⁵/dyn）程度であり、また、ωは脈
波に重畳している振動成分の角周波数であるから１０
（rad/s）以上であるとみてよい。このため、式（４
０）の下限はほぼ１／ω²Ｃとみなせる。そこで、Ｌを
簡略化のため近似的に、 Ｌ＝１／（ω²Ｃ） ・・・・（４１） とおくと、Ｒ_cは、 Ｒ_c＝Ｌ／（ＣＲ_P） ・・・・（４２） となる。また、式（４１）および（４２）の関係より式
（１５）の減衰定数αは、 α＝１／（ＣＲ_P） ・・・・（４３） となる。（４１）式〜（４３）式の関係を用いて、αと
ω及び四定数のいずれか１つ、例えば血液の慣性Ｌを用
いて残りのパラメータを表わすと、 Ｒ_c＝αＬ ・・・・（４４） Ｒ_P＝ω²Ｌ／α ・・・・（４５） Ｃ＝１／（ω²Ｌ） ・・・・（４６） となる。上式（４４）〜（４６）より、モデルのパラメ
ータはα、ωおよびＬが得られることにより確定するこ
とは明らかである。

【００２９】ここで、αとωは橈骨動脈波の実測波形か
ら得ることができる。一方、Ｌは１回拍出量ＳＶに基づ
いて算出することができる。以下、１回拍出量ＳＶに基
づくＬの算出手順について説明する。まず、大動脈起始
部の圧力波の平均値Ｅ₀₁は以下の式（４７）により与え
られる。 Ｅ₀₁＝｛Ｅ₀ｔ_p＋（ｔ_p1Ｅ_m／２）｝／ｔ_p ・・・・（４７） 一方、Ｒc、Ｒp、α、ωおよびＬ間には下記式（４８）
が成立する。 Ｒ_c＋Ｒ_p＝αＬ＋（ω²Ｌ／α）＝（α²＋ω²）Ｌ／α ・・・・（４８） そして、四要素集中定数モデルを流れる平均電流、すな
わち、上記Ｅ₀₁をＲ_c＋Ｒ_pによって除算したものは、拍
動により動脈を流れる血流の平均値（ＳＶ／ｔ_p）に相
当するから下記式（４９）が成立する。 ＳＶ／ｔ_p ＝1333.22（１／ｔ_p）｛Ｅ₀ｔ_p＋（ｔ_p1Ｅ_m／２）｝（α²＋ω²）／（αＬ） ・・・・（４９） なお、上記式（４９）における1333.22は圧力値の単位
をmmHgからdyn/cm²に換算するための比例定数である。
このようにして得られた式（４９）をＬについて解くこ
とにより、１回拍出量ＳＶからＬを求めるための式（５
０）が以下の通り得られる。 Ｌ ＝1333.22｛Ｅ₀ｔ_p＋（ｔ_p1Ｅ_m／２）｝（α²＋ω²）／（α・ＳＶ） ・・・・（５０） なお、血流量を測定することにより上記式（４９）中の
平均電流（１／ｔ_p）｛Ｅ₀ｔ_p＋（ｔ_p1Ｅ_m／２）｝に相
当する値を求め、この結果に基づきインダクタンスＬを
算出してもよい。血流量を測定する装置としては、イン
ピーダンス法によるもの、ドップラー法によるもの等が
知られている。また、ドップラー法による血流量測定装
置には、超音波を利用したもの、レーザを利用したもの
等がある。

【００３０】Ｄ．四要素集中モデルの発展形 次に、図３に示すモデルを発展させ、寸、関、尺におけ
るそれぞれの圧力変化を考慮すると、図１７に示すモデ
ルが得られる。図において、大動脈起始部，尺，関およ
び寸における圧力はそれぞれ電圧ｅ₀，ｅ₁，ｅ₂および
ｅ₃によって表され、各電圧検出端の間においては、血
液の慣性を示すインダクタンスＬ₁〜Ｌ₃と、血管の各部
のコンプライアンスを示す静電容量Ｃ₁〜Ｃ₃と、血管の
各部の抵抗を示す電気抵抗Ｒ_c1〜Ｒ_c3とが接続されてい
る。

【００３１】なお、図３における電気抵抗Ｒ_pは測定対
象となる動脈系末梢部よりさらに末梢の血管抵抗を示す
ものである。従って、図１７に示すモデルにあっては、
各電圧検出端よりも後段に位置する回路の合成インピー
ダンスが図３における電気抵抗Ｒ_pに相当する。例え
ば、図１７において、一点鎖線Ａ−Ａ’よりも右側の部
分の合成インピーダンスを近似して電気抵抗Ｒ_pとする
と、図１７のモデルは図３のモデルと同様になる。

【００３２】従って、図１７におけるモデルあっては、
図３に示すモデルと同様の手法によって、各回路定数を
求めることが可能である。すなわち、最初に一点鎖線Ａ
−Ａ’よりも右側の部分の合成インピーダンスを近似し
て電気抵抗Ｒ_pとすると、上述した手法により、ｅ₀およ
びｅ₁の波形に基づいて各パラメータＲ_c1、Ｌ₁およびＣ
₁が求められる。次に、ｅ₁およびｅ₂の波形に基づいて
各パラメータＲ_c2、Ｌ₂およびＣ₂が求められ、ｅ₂およ
びｅ₃の波形の基づいて各パラメータＲ_c3、Ｌ₃、Ｒ_p3お
よびＣ₃が求められる。

【００３３】ところで、上述の説明においては、電圧ｅ
₁〜ｅ₃に相当する各部の圧力波形がそのまま検出できる
ものとした。しかし、実際には被験者の血管において発
生した圧力波形は、歪ゲージ５２〜５４（図１５参照）
によって検出される前に、被験者の筋肉、脂肪、皮膚等
を介して伝搬されつつ変形される。

【００３４】そこで、より厳密な測定を行うならば、圧
力波形の変形を考慮する必要がある。この場合、図１７
に示すような圧力波変形回路７０〜７２を設けると好適
であろうと思われる。回路７０において、７３は電圧ホ
ロワ回路、７４，７５は電気抵抗、７６はコンデンサで
ある。ここで、電気抵抗７４，７５は被験者の動脈の
「尺」に相当する部分からから歪ゲージ５４に至るまで
の圧力損失をシミュレートしており、電気抵抗７５およ
びコンデンサ７６は周波数特性すなわち高周波部におけ
る減衰をシミュレートしている。また、電圧ホロワ回路
７３は、筋肉、脂肪、皮膚等の状態が動脈自体に与える
影響は小さいと考えられるため、電気抵抗７４の前段に
設けたものである。

【００３５】このモデルにおいては、電圧ｅ₁が圧力波
変形回路７０によって変形され、電圧ｅ₁’として検出
される。従って、電圧ｅ₁の波形を正しく求めるために
は、圧力波変形回路７０における各素子の定数を求める
必要がある。これは、被験者の腕に各種の周波数や波形
を有する音波を印加し、その音波の損失や変形を検出す
ることによって容易に求めることが可能である。すなわ
ち、圧力波変形回路７０の回路構成は、図３のモデルと
同様であるから、同様の手法によって各定数が求められ
る。なお、圧力波変形回路７０における各定数は固定的
なものではなく、診断者が脈診を行う際の指の押圧力に
よって変動するものであるから、被験者の腕に音波を印
加する際に、種々の押圧力を加え、押圧力と各定数とを
対応させて記録しておくと好適である。

【００３６】以上、橈骨動脈波および１回拍出量と四要
素集中定数モデルの各素子の値との関係について説明し
た。本実施例におけるマイクロコンピュータ４は以上説
明した関係に基づき四要素集中定数モデルの各素子の値
の演算を行う。

【００３７】＜実施例の動作＞ 図６〜１０はこの脈波解析装置の動作を示すフローチャ
ートである。また、図１１は平均化処理により得られた
橈骨動脈波形を示す波形図、図１２はパラメータ算出処
理により得られた橈骨動脈波形Ｗ２と平均化処理により
得られた橈骨動脈波形Ｗ１とを対比した波形図である。
以下、これらの図を参照し本実施例の動作を説明をす
る。

【００３８】Ａ．通常の測定処理 脈波読取処理 循環動態パラメータの評価を行うに際し、診断者は図２
に示すようにカフ帯Ｓ２を被験者に装着し、診断者の手
に脈波センサＳ１を装着し、スイッチ６６ａ（図１６参
照）を押下し、測定指示をキーボード５から入力する。
マイクロコンピュータ４はこのコマンドに応答し、ま
ず、測定指示を脈波検出装置１へ送る。この結果、脈波
検出装置１により、歪ゲージ５２〜５４を介して橈骨動
脈波が検出され、この橈骨動脈波を表す時系列デジタル
信号がＡ／Ｄ変換器３から出力され、一定時間（約１分
間）に亙ってマイクロコンピュータ４に取り込まれる。
このようにしてマイクロコンピュータ４に複数拍分の橈
骨動脈波形の時系列デジタル信号が取り込まれる。

【００３９】平均化処理 次にマイクロコンピュータ４はこのようにして取り込ん
だ複数拍に対応した橈骨動脈波形を１拍毎ごとに重ね合
わせて１分間での１拍当たりの平均波形を求め、この平
均波形を橈骨動脈波形の代表波形として内蔵のメモリに
格納する（以上、ステップＳ１）。また、これと同時に
減算器６７（図１６参照）を介して検出された押圧力も
平均化しておく。図１１にこのようにしてメモリに格納
された橈骨動脈波形の代表波形Ｗ１を例示する。

【００４０】１回拍出量データ取込処理 上記平均化処理が終了すると、マイクロコンピュータ４
は１回拍出量測定器２へ測定指示を送る。この結果、１
回拍出量測定器２により被験者の１回拍出量が測定さ
れ、その結果を示す１回拍出量データがマイクロコンピ
ュータ４に取り込まれる（ステップＳ２）。

【００４１】パラメータ算出処理 次にマイクロコンピュータ４の処理はステップＳ３に進
み、図７および図８にフローを示すパラメータ算出処理
ルーチンが実行される。また、このルーチンの実行に伴
い、寸、関、尺の各部の波形毎に図９にフローを示す
α，ω算出ルーチンが実行され（ステップＳ１０９、Ｓ
１１７）、このα，ω算出ルーチンの実行に伴い、図１
０にフローを示すω算出ルーチンが実行される（ステッ
プＳ２０３）。なお、説明の簡素化のため、これらのル
ーチンにあっては、図１７のモデルにおける電圧ｅ₁〜
ｅ₃に相当する圧力波形が歪ゲージ５２〜５４から直接
得られるものとした。以下、これらのルーチンの処理内
容について説明する。

【００４２】まず、マイクロコンピュータ４は、メモリ
に取り込んだ１拍分の橈骨動脈波形について、血圧が最
大となる第１ポイントＰ１に対応した時間ｔ₁および血
圧値ｙ₁と、第１ポイントの後、血圧が一旦落込む第２
ポイントに対応した時間ｔ₂および血圧値ｙ₂と、２番目
のピーク点である第３ポイントＰ３に対応した時間ｔ₃
および血圧値ｙ₃を求める。また、メモリに取り込んだ
橈骨動脈波形について１拍の時間ｔ_P、最低血圧値Ｅmin
（（３）式と（４）式の第１項目に相当）を求める（ス
テップＳ１０１）。以上の処理により、パラメータ演算
処理に必要な各データとして以下例示するものが得られ
る。

【００４３】第１ポイント：ｔ₁＝０．１０４（s）、ｙ
₁＝１２３．４（mmＨg） 第２ポイント：ｔ₂＝０．２６４（s）、ｙ₂＝９３．８
（mmＨg） 第３ポイント：ｔ₃＝０．３８．（s）、ｙ₃＝１０３．
１（mmＨg） １拍の時間：ｔ_P＝０．７８４（s） 最低血圧：Ｅ_min＝８７．７（mmＨg） １回拍出量データ：ＳＶ＝１０３．１９（cc/beat） なお、第２ポイントＰ２と第３ポイントＰ３を区別する
ことが困難ななだらかな脈波の場合には、第２と第３ポ
イントの時間をｔ₂＝２ｔ₁、ｔ₃＝３ｔ₁としてその点の
血圧値を決定する。そして、計算の簡略化のため、図１
３に示すＡ点の血圧値ｙ_oを用いてｙ₁〜ｙ₃の正規化処
理を行い（ステップＳ１０２、Ｓ１０３）、Ｂの値を
（ｙ_o／２）−０．１に初期化する（ステップＳ１０
４）。

【００４４】そして、次の手順でＢ、ｔ_b、α、ωの最
適値を求める。 ａ．まず、Ｂをｙ₀／２〜ｙ₀の範囲で変化させると同時
にｔ_bをｔ_p／２〜ｔ_pの範囲で変化させ（＋０．１間
隔）、各Ｂおよびｔ_bについてｖ_p（ｔ₁）−ｙ₁，ｖp
（ｔ₂）−ｙ₂，ｖ_p（ｔ₃）−ｙ₃が最小となるα、ωを
求める。 ｂ．ａにおいて求めたＢ、ｔ_b、α、ωの中でｖ
_p（ｔ₁）−ｙ₁，ｖ_p（ｔ₂）−ｙ2，ｖ_p（ｔ₃）−ｙ₃が
最小となるＢ、ｔ_b、α、ωを求める。 ｃ．ｂにおいて求めたＢ、ｔ_bを基準にして、Ｂ±０．
０５、ｔ_b±０．０５の範囲で上記ａ、ｂを再び実行す
る。

【００４５】ｄ．上記ａ〜ｃの処理の際、αは３〜１０
の範囲を０．１間隔で変化させ、各αについて最適なω
を算出する。ωは、各αにおいて、ｄｖ_p（ｔ₂）／ｄｔ
＝０となる点を二分法を用いて求めた（図１０参照）。
なお、上記各処理においてｖ_pの値を演算するに際し式
（３３）の初期値ｖ_o1は零とする。 このような処理により以下例示するように各データが決
定される。 α＝４．２（s^-1） 、ω＝２４．３２５（rad/s） Ｂ＝２７．２（mmＨg）、ｔ_b＝０．６０２（s）

【００４６】ｆ．そして、ｔ_P1、Ｅ_m、Ｅ_oを式（２８）
〜（３０）、（４４）〜（４６）に基づいて算出する
（ステップＳ１２３、Ｓ１２４）。この結果を以下例示
するものが得られる。 ｔ_P1＝０．５８８（s）Ｅ _m ＝２７．４ （mmＨg） Ｅ_o＝９０．３（mmＨg）

【００４７】ｇ．そして、式（５０）を用い、１回拍出
量からＬの値を算出し（ステップＳ１２５）、残りのパ
ラメータ値を式（４４）〜（４６）により求める（ステ
ップＳ１２６）。この結果、以下例示するパラメータが
得られる。 Ｌ＝７．０２１（dyn・s²/cm⁵） Ｃ＝２．４０７×１０^-4（cm⁵/dyn） Ｒ_C＝２９．５（dyn・s/cm⁵） Ｒ_P＝９５８．２（dyn・s/cm⁵） また、直流的な（平均的な）総末梢血管抵抗ＴＰＲを以
下のようにして算出する。 ＴＰＲ＝Ｒ_C＋Ｒ_P＝１０１８．７（dyn・s/cm⁵） となる。

【００４８】出力処理 以上説明したパラメータ算出処理が終了すると、マイク
ロコンピュータ４はＬ、Ｃ、Ｒ_CおよびＲ_Pを出力装置か
ら出力する（ステップＳ４）。すなわち、寸、関、尺の
各部の波形毎にそれぞれ上記処理を行うことにより、図
１７に示す各パラメータＬ₁〜Ｌ₃、Ｃ₁〜Ｃ₃、Ｒ_C1〜Ｒ
_C3およびＲ_P3が得られる。

【００４９】確認のため、算出したパラメータで式（４
０）を計算すると、 ６．９６９≦Ｌ≦７．０２１ となり、式（４１）の近似は妥当であるといえる。ま
た、図１２に示す通り、算出したパラメータを用いて計
算した橈骨動脈波形と実測波形（１分間の平均波形）と
は非常によく一致しているといえる。

【００５０】Ｂ．連続測定 本実施例による装置は、タイマ（図示略）を備えてお
り、このタイマを使用することにより長時間に渡って連
続的に循環動態パラメータを測定することができる。こ
の連続測定を行う場合、診断者は連続測定の指示をキー
ボード５から入力する。この結果、図６におけるステッ
プＳ４（出力処理）が終了した後、タイマがセットさ
れ、タイマにより一定時間が計時された後、再び、ステ
ップＳ１から実行が開始され、循環動態パラメータが測
定され（ステップＳ３）、記録紙または記憶媒体等に記
録される（ステップＳ４）。このようにして一定時間間
隔で循環動態パラメータの連続的測定が行われる。

【００５１】さらに、診断者は、タイマが一定時間を計
時する毎に指の押圧力を適宜変更してもよい。すなわ
ち、一般的な脈診においては診断者は指の押圧力を適宜
変更しながら診断を行い様々な情報を収集するから、本
実施例の装置を動作させながらこのような脈診を行って
もよい。これによって、種々の押圧力に応じたデータを
収集することが可能になる。

【００５２】＜変形例＞本発明は以上説明した態様の
他、以下列挙する態様にて実施することが可能である。 （１）１回拍出量ＳＶの測定を行わず、Ｌは所定の値を
仮定し、橈骨動脈波形のみにより循環動態パラメータを
求める。演算精度が低下するのを補うため、図１２に示
すように演算により得られた橈骨動脈波形と測定により
得られた橈骨動脈波形を重ね表示するモニタを設けると
共に診断者がＬの値を設定し得るようにしてもよい。こ
のように構成した場合、診断者は試行錯誤により、実測
による橈骨動脈波形と演算による橈骨動脈波形とを一致
させるようにＬを最適値に設定することができる。

【００５３】（２）大動脈起始部の圧力波形のモデルと
して、三角波ではなく、図１４に示すような台形波を使
用する。この場合、三角波に比べて実際の圧力波形に近
いので、より正確に循環動態パラメータを求めることが
できる。

【００５４】（３）上記実施例においては、循環動態パ
ラメータを数式を用いた演算により求めたが、各循環動
態パラメータを所定範囲内で変化させたときのモデルの
各応答波形を回路シミュレータ等によってシミュレーシ
ョンし、実測の橈骨動脈波形と最もよく一致する循環動
態パラメータを選択して出力するようにしてもよい。こ
の場合、動脈系の電気的モデルおよび大動脈起始部の圧
力波形のモデルとしてより実際に近い複雑なものを使用
することができ、測定精度がさらに向上する。

【００５５】（４）橈骨動脈波および１回拍出量の測定
箇所は図２に示す箇所に限定されるものではない。例え
ばゴム手袋５１に血圧センサを装着することにより、手
首において橈骨動脈波形および１回拍出量の両方を測定
してもよい。この場合、被験者は腕をまくらなくても済
むので被験者の負担が軽減される。同様に、１回拍出量
測定器は、脈診が行われる腕の反対側の腕や手、指に設
けてもよい。

【００５６】（５）上記実施例にあっては、説明の簡素
化のため、図１７のモデルにおける電圧ｅ₁〜ｅ₃に相当
する圧力波形が歪ゲージ５２〜５４から直接得られるも
のとしたが、圧力波変形回路７０〜７２を含めたモデル
を用いて診断してもよいことは言うまでもない。

【００５７】

【発明の効果】以上説明したように、請求項１に記載の
構成にあっては、複数の脈波センサによって被験者の複
数箇所（例えば、寸、関、尺） の撓骨動脈波を検出す
ると、評価手段によって電気回路の各素子の値が算出さ
れることから、安価な構成で、かつ、非侵襲的に循環動
態パラメータの評価を行うことが可能である。また、請
求項２に記載の構成にあっては、被験者の循環動態パラ
メータを長時間に渡って連続的に採取することができ
る。また、請求項３の記載の構成にあっては、動脈系の
電気的モデルとして構成の簡単な四要素集中常数モデル
を使用しており、また、１回拍出量または血流量の測定
結果により該モデルのインダクタンスの値を算出するの
で、循環動態パラメータを簡単な演算処理により算定す
る事ができる。また、大動脈起始部の圧力波を所定の周
期波形によってモデリングしているので、さらに簡単な
演算処理により循環動態パラメータを算定することがで
きる。

【図面の簡単な説明】

【図１】 この発明の一実施例による脈波解析装置の構
成を示すブロック図である。

【図２】 同実施例における脈波検出装置１および１回
拍出量測定器２を用いた測定態様を示す図である。

【図３】 同実施例において人体の動脈系のモデルとし
て用いる基本的な四要素集中定数モデルを示す回路図で
ある。

【図４】 人体の大動脈起始部の血圧波形を示す図であ
る。

【図５】 上記大動脈起始部の血圧波形をモデリングし
た波形を示す波形図である。

【図６】 同実施例の動作を示すフローチャートであ
る。

【図７】 同実施例の動作を示すフローチャートであ
る。

【図８】 同実施例の動作を示すフローチャートであ
る。

【図９】 同実施例の動作を示すフローチャートであ
る。

【図１０】 同実施例の動作を示すフローチャートであ
る。

【図１１】 同実施例の平均化処理により得られた橈骨
動脈波形を例示する波形図である。

【図１２】 同実施例の演算処理により得られた橈骨動
脈波形と平均化処理により得られた橈骨動脈波形とを重
ね表示した波形図である。

【図１３】 同実施例の平均化処理により得られた橈骨
動脈波形を例示すると共に該波形に適用する処理の内容
を説明する図である。

【図１４】 大動脈起始部の血圧波形の別のモデルを示
す波形図である。

【図１５】 脈波センサＳ１の斜視図である。

【図１６】 同実施例の脈波検出装置１のブロック図で
ある。

【図１７】 同実施例において人体の動脈系のモデルと
して用いる四要素集中定数モデルを示す回路図である。

【符号の説明】

１ 脈波検出装置（評価手段） ４ マイクロコンピュータ（評価手段） ５１ ゴム手袋（脈波センサ、薄膜部材） ５２ 歪ゲージ（脈波センサ、圧力検出手段） ６５ 平均化回路（直流成分検出手段） ６３ 直流遮断回路（交流成分検出手段） ６６ レベル記憶回路（記憶手段） ６７ 減算器（減算手段）

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭56−43927（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−162932（ＪＰ，Ａ) 特開 平４−33638（ＪＰ，Ａ) 実開 昭55−34820（ＪＰ，Ｕ) 特表 平４−506160（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 5/022 - 5/0295

Claims (3)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 被験者の橈骨動脈波を検出する複数の脈
   波センサと、 人体の動脈系の中枢部から末梢部に至る系を模した電気
   回路の各素子の値を算出する手段であって、大動脈起始
   部の圧力波に対応した電気信号を与えたときに該電気回
   路における複数の節点から得られる出力信号波形が前記
   複数の脈波センサから得られる各橈骨動脈波に対応した
   波形となるように該電気回路の各素子の値を算定する評
   価手段と、 を具備することを特徴とする脈波解析装置。
2. 【請求項２】 診察者の指に装着される薄膜部材と前記
   薄膜部材に固着された薄状の圧力検出手段とからなり、
   前記圧力検出手段により患者の橈骨動脈波を検出する脈
   波センサと、 人体の動脈系の中枢部から末梢部に至る系を模した電気
   回路の各素子の値を算出する手段であって、大動脈起始
   部の圧力波に対応した電気信号を与えたときに該電気回
   路から得られる出力信号波形が前記橈骨動脈波に対応し
   た波形となるように該電気回路の各素子の値を算定する
   評価手段と、 前記評価手段による前記電気回路の各素子の算定結果を
   記録する記録手段と、 を具備し、 前記脈波センサが前記動脈波を繰り返し検出すると共に
   前記評価手段が前記脈波センサにより検出される動脈波
   に基づき前記電気回路の各素子の値を繰り返し算定する
   ことを特徴とする脈波解析装置。
3. 【請求項３】 診察者の指に装着される薄膜部材と前記
   薄膜部材に固着された薄状の圧力検出手段とからなり、
   前記圧力検出手段により患者の橈骨動脈波を検出する脈
   波センサと、 前記患者の１回拍出量を検出する１回拍出量検出手段
   と、 人体の動脈中枢部から末梢部に至る系を模したモデルと
   して、前記動脈系中枢部での血液粘性による血管抵抗に
   対応した第１の抵抗、前記動脈系中枢部での血液の慣性
   に対応したインダクタンス、前記動脈中枢部での血管の
   粘弾性に対応した静電容量、および前記末梢部での血管
   抵抗に対応した第２の抵抗とを有し、１対の入力端子間
   に前記第１の抵抗およびインダクタンスからなる直列回
   路と前記 静電容量および第２の抵抗からなる並列回路と
   が順次直列に介挿されてなる四要素集中定数モデルを想
   定し、前記入力端子間に大動脈起始部の圧力波に対応し
   た電気信号を与えたときに前記静電容量および第２の抵
   抗の両端から前記動脈波に対応した電気信号が得られる
   ように前記四要素集中定数モデルの各定数を特定する手
   段であり、前記１回拍出量に基づいて前記インダクタン
   スの値を算出し、該インダクタンスの値、前記動脈波形
   の角周波数および減衰率に基づいて前記第１の抵抗、イ
   ンダクタンス、静電容量および第２の抵抗の各値を算出
   し、これらの算出結果を循環動態パラメータとして出力
   するパラメータ評価手段と、 を具備し、 前記大動脈起始部の圧力波に対応した電気信号として脈
   波の１拍の長さに対応した周期ｔPを有する周期波形ｅ
   （ｔ）を使用することを特徴とする脈波解析装置。