JP3733710B2 - Cardiac function diagnostic device - Google Patents
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被験者の末梢部での脈波波形のうち、心臓の収縮に伴う駆出波を解析して、当該被験者の心機能を診断・評価する心機能診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
脈波は、一般的に言えば、心臓から拍出されて血管を伝搬する血液の波である。このため、脈波を検出して解析することにより、種々の医学的情報を得られることが知られている。そして、脈波の研究が進むにつれ、生体から採取した脈波を種々の手法で解析することによって、血圧や心拍数などではわからないような情報が得られ、これらの情報をもとに生体の状態を診断ができるようになってきた。
ここで、本願と同じ発明者は、PCT/JP96/01254（発明の名称：生体状態の診断装置及び制御装置）において、脈波波形の形状とその歪率との関係について着目した。この出願に係る発明は、被験者の脈波波形を検出して処理し、これにより当該脈波波形の歪率を算出し、この歪率から脈波波形の形状を特定することによって当該被験者の生体状態の診断を可能とするものであった。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上記従来技術においては、脈波波形の形状とその歪率との関係を述べたにとどまり、脈波波形のうちどの部分が心機能状態を示すかが判明していなかった。したがって、脈波波形を解析するため、脈波波形の１周期分以上をＦＦＴ処理などして、基本波および各次高調波成分の振幅の大きさを求める必要があり、この結果、必然的に、心機能の診断には、高い処理能力が要求されるといった問題があった。この問題は、特に、診断装置を小型化・軽量化する場合に顕著となる。
【０００４】
本発明は、上記問題鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、脈波波形のうちどの部分が心機能状態を示すかを特定して処理することにより、周波数解析処理することのなく簡易な構成により、心機能状態を診断することが可能な心機能診断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、本発明にあっては、生体から脈波波形を検出する脈波検出手段と、前記脈波波形から心臓の収縮期を特定する収縮期特定手段と、前記収縮期特定手段により特定された収縮期における脈波波形のうち、心臓から拍出される血液に伴う動脈血管系の圧力特性を示す波形を解析するとともに、当該圧力特性を示す波形の立ち上がり時間を、前記収縮期特定手段により特定された心臓の収縮期の時間で正規化して算出する解析手段と、前記解析手段により正規化された立ち上がり時間に対応して、当該生体の心機能状態を評価する評価手段とを具備することを特徴としている。
【０００６】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施形態について説明する。
【０００７】
＜１：第１実施形態＞
はじめに、第１実施形態に係る心機能診断装置について説明する。
【０００８】
＜１−１：第１実施形態の理論的根拠＞
言うまでもなく、心臓は、収縮拡張を繰り返すことによって血液を駆出している。ここで、１サイクルの収縮拡張によって心臓から血液が流れ出る時間は、駆出時間と呼ばれる。この駆出時間は、運動等により単位時間当たりの心臓の収縮回数である拍数が高くなると、アドレナリンなどのカテコールアミンが放出される結果、短くなる傾向にある。これは、心筋の収縮力が増大していることを意味する。
また、この駆出時間が長くなるにつれて、１サイクルの収縮拡張によって心臓から流出する拍出量が大きくなる傾向にある。
さて、人が運動等すると、心筋や骨格筋などに酸素を多く供給する必要から、拍数と拍出量との積、すなわち、単位時間あたりに心臓から送り出される血液流量は増加する。ここで、拍数が増加する結果、駆出時間は短くなるので、拍出量は逆に小さくなる。ただし、拍数の増加率は拍出量の減少率を上回るため、拍数と拍出量との積は、全体的にみれば増加することになる。
【０００９】
次に、心臓の動きと血圧波形との関係について説明する。図５（ａ）は、心電波形を示すものであり、一般に、図におけるＲ点からＴ波の終点Ｕまでが心室収縮期と言われ、これが上記駆出時間に相当するものである。また、Ｕ点から次のＲ点までが心室拡張期であると言われている。ここで、心室収縮期において、心室の収縮は一様に発生するのではなく、外側から内側に収縮が進行するにつれてゆっくりとなる。このため、心臓直後における大動脈起始部での血圧波形は、同図（ｂ）に示すように、大動脈弁解放から閉鎖までの期間において、上に凸の形状となる。
【００１０】
このような大動脈起始部で血圧波形が末梢部（橈骨動脈）において現れる脈波波形の一例を同図（ｃ）に示す。このような形状となるのは、まず、心臓からの血液の拍出により駆出波と呼ばれる第１波が生じ、続いて、心臓に近い血管分岐部分での反射に起因して退潮波と呼ばれる第２波が生じ、この後、大動脈弁閉鎖に伴う切痕が生じて、切痕波と呼ばれる第３波が現れる、と考えられている。
したがって、脈波波形においては、最も血圧値の低い点から切痕までが心室収縮期に相当し、切痕から次のサイクルにおいて最も血圧値の低い点までが心室拡張期に相当することになる。
ここで、脈波波形において大動脈弁解放に相当する点は、血圧値の最小極小点であり、脈波波形において大動脈弁閉鎖に相当する点は、時系列的にみれば、当該最小極小点から第３番目に現れる極小点であり、また、血圧値の大小でみれば、当該最小極小点から第２番目の極小点である。
なお、同図（ｃ）に示す脈波波形は、実際には、同図（ｂ）に示す大動脈血圧波形に対して時間的に遅れるが、ここでは説明のため、この時間遅れを無視し、位相を揃えている。
【００１１】
次に、同図（ｃ）に示した脈波波形について検討してみる。被験者の末梢部で検出される脈波波形は、いわば、拍動性のポンプたる心臓と導管たる血管系とからなる閉鎖系を経た血液の圧力波であるため、第１に、心臓のポンプ機能、すなわち、心機能状態によって規定されるほか、第２に、血管径や、血管の収縮・伸展、血液粘性抵抗などの影響を受ける。このため、脈波波形を検出して解析すれば、当該被験者における動脈血管系の状態のほか、心機能状態を評価することができる、と考えられる。
【００１２】
ここで、脈波波形のうち、どの部分を解析するかについて検討してみる。
まず、上述したように、心室の収縮は一様に発生しないため、心臓から拍出される血液波形は、同図（ｂ）に示すように心室収縮期の途中で最大となる。一方、心臓から拍出される血液は、動脈血管系の影響を受けて末梢部に到達する。このため、同図（ｃ）に示す駆出波は、心室の収縮によって拍出される血液の圧力波が動脈血管系の影響を受けて、末梢部において現れた波形である、と考えられる。すなわち、駆出波は、心室の収縮によって拍出される血液に伴う動脈血管系の圧力特性を示す波形である。
したがって、例えば心筋の変動等により、拍出される血液の圧力波が変化すれば、その影響が脈波波形の駆出波に現れることになるから、心機能を脈波波形で評価するには、まず、心室収縮期に相当する期間において第１番目に現れる駆出波を解析することが重要であると考えられる。
【００１３】
次に、心室の収縮によって拍出される血液圧力波の特性について考察する。一般に心臓が肥大した場合、心室が収縮してもその内容積があまり変化しなくなる。このため、血液は心臓から急峻には送り出されなくなるので、駆出波の立ち上がり時間が長期化すると考えられる。同様に、心筋の収縮力が何らかの理由により低下した場合でも、駆出波の立ち上がり時間が長期化すると考えられる。
したがって、駆出波の立ち上がり時間を長期間にわたって求め、その変動を監視することにより、心臓の肥大や心筋収縮力の低下などの可能性を判断することができると考えられる。ここで、心筋収縮力の低下は、老化や心筋虚血などに起因し、特に後者については狭心症に結びつき、さらに心筋が壊死すれば心筋梗塞症にまで至ることから、心機能状態を評価する指標として駆出波の立ち上がり時間を用い、これを監視することは、極めて重要な意義があることがわかる。
【００１４】
ところで、本願発明者は、循環（血行）の状態を非侵襲的に求めるため、大動脈起始部から抹消部までの動脈血管系の挙動を電気的モデルによりシミュレートして、血管の粘性抵抗やコンプライアンスなどの循環動態に関するパラメータを近似的に算出する技術を提案している（特開平6-205747号：発明の名称「脈波解析装置」や、PCT/JP96/03211：発明の名称「生体状態測定装置」などを参照）。この技術は、端的に言えば、動脈血管系の挙動をシミュレートした電気的モデルに、被験者の大動脈起始部の圧力波に対応する電気信号を与えたとき、その応答波形が、実際に検出された脈波波形と一致するように、電気的モデルを構成する各素子の値を定めることで、各素子に対応する循環動態のパラメータを近似的に算出するものである。
この電気的モデルについては、図１１（ａ）に示すような四要素集中定数モデルや、同図（ｂ）に示すような五要素集中定数モデルがある。特に、後者の五要素集中定数モデルについては、人体の循環動態の挙動を決定する要因のうち、四要素集中定数モデルで採用される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）、末梢部での血管のコンプライアンス（粘弾性）、および、末梢部での血管抵抗（粘性抵抗）、以上４つのパラメータに対し、さらに、大動脈コンプライアンスを追加して、これらのパラメータを電気回路としてモデリングしたものである。
【００１５】
以下、集中定数モデルを構成する各素子と各パラメータとの対応関係を記す。
静電容量Ｃc ：大動脈コンプライアンス［cm5/dyn］
電気抵抗Ｒc ：動脈系中枢部での血液粘性による血管抵抗［dyn・s/cm5］
インダクタンスＬ：動脈系中枢部での血液による慣性［dyn・s2/cm5］
静電容量Ｃ ：動脈系末梢部での血管コンプライアンス［cm5/dyn］
電気抵抗Ｒp ：動脈系末梢部での血液粘性による血管抵抗［dyn・s/cm5］
【００１６】
また、集中定数モデルに流れる電流ｉ、ｉp、ｉc、ｉsは、各々対応する各部を流れる血流［cm5/s］に相当する。なかでも、電流ｉは大動脈血流に相当し、電流ｉsは左心室から拍出される血流に相当している。また、入力電圧ｅは左心室圧［dyn/cm2］に相当し、電圧ｖ1は大動脈起始部での圧力［dyn/cm2］に相当する。さらに、静電容量Ｃの端子電圧ｖpは橈骨動脈部での圧力［dyn/cm2］に相当する。くわえて、ダイオードＤは、大動脈弁に相当するものであって、心室の収縮期に相当する期間においてオン（弁が開いた状態）となる一方、拡張期に相当する期間においてオフ（弁が閉じた状態）となる。
【００１７】
このように、大動脈起始部から抹消部までの動脈血管系は、図１１（ａ）や（ｂ）などの電気的モデルによりシミュレートして考えることが可能である。そこで、今度は、心室収縮期の第１波たる駆出波について、動脈血管系を上記電気的モデルとして扱う考え方で検討してみる。
心室収縮期における大動脈起始部での血圧波形は、図５（ｂ）に示すように、凸形状の１つのなだらかな波であるのに対し、心室収縮期における末梢部での脈波波形は、同図（ｃ）に示すように、駆出波および退潮波からなる２つの波である。この現象を、上記電気的モデルに置き換えて考えてみると、同図（ｂ）の波形に相当する電気信号をパルスとして電気的モデルの入力端に印加したならば、そのモデルの出力端に、入力パルスに応答する第１波と、この波形に続く過渡的な第２波とが現れたことを意味する。
このことから、血管動脈系という負荷は、単純な抵抗分だけでなく、過渡的な変化に追従する特性を併せ持つ、ということができる。さらに、第１波に相当する駆出波は、心臓という電源と動脈血管系という負荷とを接続した場合において、電源が動作しているときに、すなわち、大動脈弁が解放しているときに、心臓から拍出される血液波形たる入力パルスと直接的に対応するもの、ということができる。しかも、ここでいう入力パルスは、心臓という電源の機能そのものによって定まるから、駆出波は、動脈血管系を電気的モデルで扱う考え方を用いても、心筋の機能と直接的に関連するもの、と言うことができる。
したがって、駆出波は、立ち上がり時間のほか、その成分等を周波数解析することなどによっても、心筋の機能を評価すること可能であると考えられる。
【００１８】
なお、一般に、人がそれほど強い運動をしていなくても、緊張やストレスなどに起因して、単位時間当たりの心臓の収縮回数である拍数が高く場合がある。このような場合に、心機能状態を評価するのは適切でないことがあるので、本実施形態にあっては、被験者の体動があまり大きくなく、かつ、被験者の拍数がしきい値以下であることを条件として心機能の状態を評価することとする。
【００１９】
＜１−２：第１実施形態の機能構成＞
本実施形態に係る心機能診断装置は、以上のような理論的根拠に基づいて構成されるものであり、被験者から検出した脈波波形から、心室収縮期を特定するとともに、拍動に対応する駆出波の波形を解析して、駆出波を規定する指標を算出し、その指標により被験者の心機能状態を評価するものである。ここで、本実施形態にあっては、駆出波を規定する指標として、心臓の肥大や心機能等に関連する駆出波の立ち上がり時間を用いることにする。
また、拍数も心機能状態を評価するのに有用な指標となることが一般に知られていることから、本実施形態に係る心機能診断装置は、拍数も参照して心機能状態を評価することとする。
【００２０】
図１に、本実施形態に係る心機能診断装置の機能構成を示すブロック図を示す。この図において、脈波検出部１０は、例えば、被験者の末梢部（例えば、橈骨動脈）における脈波波形を検出して、その検出信号をＭＨとして体動除去部３０に出力するものである。
一方、体動検出部２０は、例えば、加速度センサなどから構成され、被験者の体の動きを検出して、その検出信号を信号ＴＨとして波形処理部２１に出力するものである。波形処理部２１は、ローパスフィルタ等で構成され、体動検出部２０から出力される信号ＴＨを波形整形処理して、体動成分を示す信号ＭＨtとして出力するものである。体動除去部３０は、脈波検出部１０による信号ＭＨから体動成分を示す信号ＭＨtを減算して、脈波成分を示す信号ＭＨ’として出力するものである。
【００２１】
本実施形態にかかる心機能診断装置は、被験者から検出した脈波波形を処理するものであるが、被験者が安静状態にない場合、脈波検出部１０により検出された信号ＭＨには、脈波成分を示す信号ＭＨ’のほか、被験者の体動成分を示す信号ＭＨtも重畳されることになる。このため、ＭＨ＝ＭＨt＋ＭＨ’となり、脈波検出部１０から出力される信号ＭＨは、被験者の脈波波形を正確に示すものではない。
【００２２】
一方、血流は血管や組織などの影響を受けるので、信号ＭＨに含まれる体動成分ＭＨtは、被験者の体動を示す信号ＴＨそのものではなく、それを鈍らせたものになると考えられる。
このため、被験者の体動を直接的に示す体動検出部２０による信号ＴＨを波形処理部２１によって波形整形して、体動成分を示す信号ＭＨtとして用い、これを、脈波検出部１０による信号ＭＨから減算し、これにより体動の影響を除去して、脈波成分を示す信号ＭＨ’として出力しているのである。なお、波形処理部２１におけるローパスフィルタの形式や、段数、定数などは、実際に測定したデータから定められる。
【００２３】
ピーク点抽出・波形解析部４０は、信号ＭＨ’を解析して、脈波波形の形状を特定する波形パラメータを抽出するものである。ここで、波形パラメータは、図６に示すように定められる。すなわち、波形パラメータは、
▲１▼１拍の立ち上がりピーク点Ｐ０（以下、この立ち上がり時刻を脈波開始時刻という）から、次の拍の立ち上がりピーク点Ｐ６までの時間ｔ6、
▲２▼脈波波形において順次現れるピーク点（極大点および極小点）Ｐ１〜Ｐ５の血圧値（差）ｙ1〜ｙ5、および、
▲３▼脈波開始時点のピーク点Ｐ０（最小極小点）から、上記各ピーク点Ｐ１〜Ｐ５が現れるまでの経過時間ｔ1〜ｔ5
として定められる。なお、この場合、駆出波の立ち上がり時間は、波形パラメータで言えば、時間ｔ1に相当する。また、ｙ1〜ｙ5は、それぞれピーク点Ｐ０の血圧値を基準とした相対的な血圧値を示すことになる。
【００２４】
さて、ピーク点抽出・波形解析部４０は、波形パラメータの特定において、ピーク点Ｐ０およびＰ４を特定するが、このことは、必然的に心室収縮期および心室拡張期を特定することを意味する。すなわち、ピーク点Ｐ０は駆出波の立ち上がり開始点に相当するから、これを求めることは、心室収縮期の始点（心室拡張期の終点）を特定することを意味し、また、ピーク点Ｐ４は大動脈弁閉鎖に伴う切痕に相当するから、心室収縮期の終点（心室拡張期の始点）を特定することを意味する。したがって、ピーク点抽出・波形解析部４０は、必然的に心室収縮期および心室拡張期を特定する機能も有する。
なお、ピーク点抽出・波形解析部４０の詳細構成およびピーク情報の内容については、後述することとする。
【００２５】
また、図６に示すように波形パラメータを定めた際に、本願発明者は、実測した求めた拍数に対して、各波形パラメータ単体やこれらの差等との個別的な相関関係を検討して、心室拡張期に相当する期間（ｔ6-ｔ4）と、相関係数（Ｒ2）が０．９２という高い相関関係を有することを見出した。かかる相関関係を予め記憶するのが拍数変換テーブル６０であり、ピーク点抽出・波形解析部４０に求められた期間（ｔ6-ｔ4）を拍数に変換する。
なお、拍数を直接的あるいは正確に求めるのであれば、ピーク点抽出・波形解析部４０によって時間ｔ6を求めて、この換算値から算出すれば良い。
【００２６】
次に、評価許可部７０は、体動検出部２０による信号ＴＨがしきい値以下であって、かつ、拍数変換テーブル６０により変換された拍数がしきい値以下である場合に、ピーク点抽出・波形解析部４０により求められた時間ｔ1を、現在の時刻とともに出力するものである。データ記憶部７１は、評価許可部７０によって出力されたｔ1と時刻とを組にして記憶するものである。
また、評価部７２は、次の処理を実行して、駆出波の立ち上がり時間の変化率を求めるものである。すなわち、評価部７２は、第１に、データ記憶部７１に最近記憶された時間ｔ1と時刻とを読み出し、第２に、評価許可部７０によって出力された現時点の時間ｔ1から読み出した時間ｔ1を差し引いて、駆出波の立ち上がり時間の変化分を求め、第３に、現時点の時刻から読み出した時刻を差し引いて経過時間を求め、第４に、立ち上がり時間の変化分を経過時間で割って、その変化率を算出する。
評価内容記憶部７３は、駆出波の立ち上がり時間の変化率に対応して予め複数の評価内容を記憶する一方、評価部７２によって算出された変化率に対応する評価内容を読み出して出力するものである。
告知部７４は、診断内容記憶部７３によって読み出された診断内容および時間的推移作成部７５により作成された時間推移を、表示や音声等により外部に出力するものである。
また、時間的推移作成部７５は、評価許可部７０から出力された時間ｔ1および時刻、あるいは、データ記憶部７１に時系列に記憶された時間ｔ1および時刻から、駆出波における立ち上がり時間の時間的推移を作成して出力するものである。
【００２７】
＜１−２−１：ピーク点抽出・波形解析部の詳細構成＞
ここで、ピーク点抽出・波形解析部４０の詳細について説明する。図２は、その詳細構成を示すブロック図である。
図において、マイクロコンピュータ４０１は、各構成部分を制御するものであり、内部に図示しないレジスタを有する。
波形メモリ４０２は、ＲＡＭ等によって構成され、Ａ／Ｄ変換器４０３およびローパスフィルタ４０４を介して供給される信号ＭＨ’の値、すなわち、脈波成分を示す信号の波形値Ｗを順次記憶する。
波形値アドレスカウンタ４０５は、マイクロコンピュータ４０１から波形採取指示ＳＴＡＲＴが出力されている期間、サンプリングクロックφをカウントし、そのカウント結果を、波形値Ｗの波形値アドレスＡＤＲ１（書込アドレス）として出力するものである。この波形値アドレスＡＤＲ１は、マイクロコンピュータ４０１により監視される。
また、セレクタ４０６は、波形メモリ４０２へのアドレスを選択するものであり、マイクロコンピュータ４０１によってセレクト信号Ｓ１が出力されていない場合、波形値アドレスカウンタ４０５によって出力される波形値アドレスＡＤＲ１を選択する一方、セレクト信号Ｓ１が出力されている場合、マイクロコンピュータ４０１によって出力される読出アドレスＡＤＲ４を選択する。
【００２８】
一方、微分回路４１１は、ローパスフィルタ４０４から順次出力される波形値Ｗを時間微分して出力する。
零クロス検出回路４１２は、波形値Ｗが極大値または極小値となることによって波形値Ｗの時間微分がゼロとなった場合に、零クロス検出パルスＺを出力するものである。さらに詳述すると、零クロス検出回路４１２は、図６に示した波形パラメータのピーク点Ｐ０〜Ｐ６を検出するために設けられた回路であり、これらのピーク点に対応した波形値Ｗが入力された場合に零クロス検出パルスＺを出力する。
【００２９】
次に、ピークアドレスカウンタ４１３は、マイクロコンピュータ４０１によって波形採取指示ＳＴＡＲＴが出力されている期間、零クロス検出パルスＺをカウントし、そのカウント結果をピークアドレスＡＤＲ２として出力するものである。
移動平均算出回路４１４は、現時点までに微分回路４１１によって出力された波形値Ｗの時間微分値を過去所定個数分だけ蓄積して、その平均値を算出し、その結果を現時点に至るまでの脈波の傾斜を表す傾斜情報ＳＬＰとして出力するものである。
【００３０】
ピーク情報メモリ４１５は、図３に示すピーク情報を記憶するために設けられたものであり、その内容の詳細については次の通りである。
▲１▼波形値アドレスＡＤＲ１
ローパスフィルタ４０４から出力される波形値Ｗが極大値または極小値となった時点において、波形値アドレスカウンタ４０５から出力されている波形値アドレスである。換言すれば、波形メモリ４０２にて、極大値または極小値に相当する波形値Ｗが書き込まれたアドレスである。
▲２▼ピーク種別Ｂ／Ｔ
上記波形値アドレスＡＤＲ１に書き込まれた波形値Ｗが極大値Ｔ（Top）であるか極小値Ｂ（Bottom）であるかを示す情報である。
▲３▼波形値Ｗ
上記極大値または極小値に相当する波形値である。
▲４▼ストローク情報ＳＴＲＫ
直前のピーク値から当該ピーク値に至るまでの波形値の変化分である。
▲５▼傾斜情報ＳＬＰ
当該ピーク値に至るまでの過去所定個数分の波形値の時間微分の平均値である。
【００３１】
＜１−３：第１実施形態の動作＞
次に、図１に示した実施形態に係る心機能診断装置の動作について説明する。
【００３２】
＜１−３−１：初回の測定動作＞
この心機能診断装置は、一定時間毎に次の測定を行うものである。このため、まず、初回に行われる測定動作について説明する。
脈波検出部１０により出力される信号ＭＨには、被験者の体動に伴う体動成分が重畳されるが、体動成分除去部３０により当該体動成分が除去されて、脈波成分のみを示す信号ＭＨ’となって、ピーク点抽出・波形解析部４０に供給される。
ピーク点抽出・波形解析部４０においては、後述するように信号ＭＨ’のデータが蓄積・解析され、これにより脈波波形の波形パラメータが特定されて、このうち、駆出波の立ち上がりに相当する時間ｔ1と心室拡張期に相当する期間（ｔ6-ｔ4）とがそれぞれ求められる。このうち、期間（ｔ6-ｔ4）は、拍数変換テーブル６０によって拍数に変換される。
【００３３】
さて、評価許可部７０においては、体動検出部２０による信号ＴＨがしきい値以下であって、かつ、拍数変換テーブル６０により変換された拍数がしきい値以下である場合に、ピーク点抽出・波形解析部４０により求められた時間ｔ1がそのまま現在の時刻とともに出力される。これにより、被験者が安静・平静状態にある場合に求められた時間ｔ1のみが評価の対象となる一方、しきい値に対応する強度上で体動している場合または緊張やストレス等の状態にある場合に求められた時間ｔ1が評価の対象から排除されることとなる。
評価許可部７０により出力された時間ｔ1および現在時刻は、データ記憶断７１において時系列的に順次記憶される。なお、ここで記憶された時間ｔ1および時刻は、次回の測定において読み出され、駆出波の立ち上がり時間の変化率を算出する際の基礎とされることになる。
【００３４】
＜１−３−１−１：ピーク点抽出・波形解析部の動作＞
ここで、図２に示したピーク点抽出・波形解析部４０の動作について説明する。
ピーク点抽出・波形解析部４０は、脈波波形を取得してから、波形パラメータを求め、さらに、時間ｔ1および期間（ｔ6-ｔ4）を求めるまでを、複数の段階で行う。そこで、ピーク点抽出・波形解析部４０の動作については、各段階に分けて説明することとする。
【００３５】
＜１−３−１−１−１：脈波波形の蓄積およびそのピーク情報の採取＞
まず、ピーク点抽出・波形解析部４０においては、信号ＭＨ’が図２における波形メモリ４０２に蓄積されるとともに、当該信号ＭＨ’で示される脈波波形のピーク情報が採取される。この動作は、詳細には次のようにして実行される。
まず、脈波波形の採取開始を指示する旨の信号ＳＴＡＲＴがマイクロコンピュータ４０１によって出力されると、波形値アドレスカウンタ４０５およびピークアドレスカウンタ４１３のリセットが解除される。
この結果、サンプリングクロックφのカウントが波形値アドレスカウンタ４０５によって開始され、そのカウント値たる波形値アドレスＡＤＲ１が、セレクタ４０６を介して波形メモリ４０２に書込アドレスとして供給される。そして、体動信号除去部３０から出力された脈波成分を示す信号ＭＨ’がＡ／Ｄ変換器４０３に入力され、サンプリングクロックφにしたがってディジタル信号に順次変換され、ローパスフィルタ４０４を介し波形値Ｗとして順次出力される。このようにして出力された波形値Ｗは、波形メモリ４０２に順次供給され、その時点において波形値アドレスＡＤＲ１で指定される記憶領域に書き込まれる。以上の動作により、例えば、図４に例示する脈波波形における一連の波形値Ｗが波形メモリ４０２に蓄積されることとなる。
【００３６】
一方、この蓄積動作と並行して、ピーク情報の採取およびピーク情報メモリ２０５への書き込みが、以下のようにして実行される。
まず、脈波成分を示す信号ＭＨ’の波形値Ｗが微分回路４１１によって時間微分され、この結果が零クロス検出回路４１２および移動平均算出回路４１４にそれぞれ供給される。このようにして波形値Ｗの時間微分値が供給される毎に、移動平均算出回路４１４は、過去所定個数の時間微分値の平均値（すなわち、移動平均値）を演算し、演算結果を傾斜情報ＳＬＰとして出力する。ここで、波形値Ｗが上昇中もしくは上昇を終えて極大状態となっている場合は傾斜情報ＳＬＰとして正の値が出力され、下降中もしくは下降を終えて極小状態となっている場合は傾斜情報ＳＬＰとして負の値が出力される。
【００３７】
例えば、図４に示す脈波波形がローパスフィルタ４０４から出力されると、ピーク点Ｐ’１は極大点であるから、時間微分としてゼロが微分回路４１１から出力される。このため、零クロス検出パルスＺが、零クロス検出回路４１２によって出力される。
この結果、マイクロコンピュータ４０１により、その時点における波形値アドレスカウンタ４０５のカウント値たる波形値アドレスＡＤＲ１、波形値Ｗ、ピークアドレスカウンタのカウント値であるピークアドレスＡＤＲ２（この場合、ＡＤＲ２＝０）および傾斜情報ＳＬＰが取り込まれる。また、零クロス検出パルスＺが出力されることによってピークアドレスカウンタ２０３のカウント値たるピークアドレスＡＤＲ２が「１」になる。
【００３８】
一方、マイクロコンピュータ４０１は、取り込んだ傾斜情報ＳＬＰの符号に基づいてピーク種別Ｂ／Ｔを作成する。このようにピーク点Ｐ’１の波形値Ｗが出力されている場合、その時点における傾斜情報ＳＬＰが正の値となるので、マイクロコンピュータ４０１は、ピーク情報Ｂ／Ｔの値を極大点に対応した「Ｔ」とする。そして、マイクロコンピュータ４０１は、ピークアドレスカウンタ４１３から取り込んだピークアドレスＡＤＲ２（この場合、ＡＤＲ２＝０）をそのまま書込アドレスＡＤＲ３として指定し、波形値Ｗ、この波形値Ｗに対応した波形値アドレスＡＤＲ１、ピーク種別Ｂ／Ｔ、傾斜情報ＳＬＰを第１回目のピーク情報としてピーク情報メモリ４１５に書き込む。
なお、ピーク情報の書き込みが第１回目の場合、直前のピーク情報がないためストローク情報ＳＴＲＫの作成および書き込みは行わない。
【００３９】
その後、図４に示す脈波波形において、ピーク点Ｐ’２に対応した波形値Ｗがローパスフィルタ４０４から出力されると、上述と同様に零クロス検出パルスＺが出力され、波形値アドレスＡＤＲ１、波形値Ｗ、ピークアドレスＡＤＲ２（＝１）、傾斜情報ＳＬＰ（＜０）がマイクロコンピュータ４０１により取り込まれる。
そして、上記と同様、マイクロコンピュータ４０１により、傾斜情報ＳＬＰに基づいてピーク種別Ｂ／Ｔが決定される。ここでは、ピーク点Ｐ’２は極小点なので、その時点における傾斜情報ＳＬＰは負の値となり、ピーク情報Ｂ／Ｔの値は極小点に対応した「Ｂ」となる。また、マイクロコンピュータ４０１によって、ピークアドレスＡＤＲ２よりも「１」だけ小さいアドレスが読出アドレスＡＤＲ３としてピーク情報メモリ４１５に供給される。これにより、第１回目に書き込まれた波形値Ｗが読み出される。そして、マイクロコンピュータ４０１によって、ローパスフィルタ４０４から今回取り込んだ波形値Ｗと、ピーク情報メモリ４１５から読み出した第１回目の波形値Ｗとの差分が演算され、ストローク情報ＳＴＲＫが求められる。このようにして求められたピーク種別Ｂ／Ｔ、ストローク情報ＳＴＲＫが、波形値アドレスＡＤＲ１、波形値Ｗ、傾斜情報ＳＬＰとともに、第２回目のピーク情報としてピーク情報メモリ４１５のピークアドレスＡＤＲ３＝１に対応した記憶領域に書き込まれる。以後、ピーク点Ｐ’３、Ｐ’４、…、が検出された場合も同様の動作が実行される。
そして、所定のタイミングで、マイクロコンピュータ４０１により波形採取指示ＳＴＡＲＴの出力が停止され、波形値Ｗおよびピーク情報の採取が終了する。
【００４０】
＜１−３−１−１−２：１拍分の脈波波形を特定＞
このようにして図４に例示した脈波波形のピーク点Ｐ’１〜のピーク情報を採取しても、それだけでは、図６に定めた波形パラメータを求めたことにはならない。すなわち、図４に示した脈波波形１拍分を特定してはじめて、図６で定めた波形パラメータと対応するのである。このため採取したピーク点Ｐ’１〜のピーク情報から脈波波形を１拍分特定する必要がある。この特定処理は、次のようにして実行される。
【００４１】
まず、この特定にあたっては、脈波波形の特徴、すなわち、脈波波形の血圧値が心室収縮期の開始点に相当するピーク点Ｐ０において最低となり、その直後の駆出波に相当するピーク点Ｐ１において最高となる、という特徴を利用する。
そのため、マイクロコンピュータ４０１は、ピーク情報メモリ４１５から各ピーク点Ｐ’１、Ｐ’２、…、に対応した傾斜情報ＳＬＰおよびストローク情報ＳＴＲＫを順次読み出す。次いで、マイクロコンピュータ４０１は、各ストローク情報ＳＴＲＫの中から正の傾斜に対応したストローク情報（すなわち、対応する傾斜情報ＳＬＰが正の値となっているもの）を選択し、さらに、これらのストローク情報の中から値の大きなものを所定個数だけ抽出する。
すなわち、マイクロコンピュータ４０１は、第１に、極大点であるピーク点をとりあえず選択し、第２に、その中から直前ピーク点との変化分が大きいピーク点を抽出する。ここで、ピーク点を所定個数抽出しているが、これは、複数周期分について検討する趣旨である。
【００４２】
次に、マイクロコンピュータ４０１は、抽出したピーク点に対応するストローク情報ＳＴＲＫの中から中央値に相当するものを特定する。これにより、１拍分の脈波波形の立上部分（例えば、図４において符号ＳＴＲＫＭによって示した部分）に相当するストローク情報が特定される。なお、この特定は、複数周期分の脈波波形についてピーク情報が採取されていることを前提としているから、測定異常と考えられるものを除外する趣旨である。
そして、マイクロコンピュータ４０１は、当該ストローク情報のピークアドレスよりも「１」だけ前のピークアドレスに相当するピーク点を、波形パラメータのピーク点Ｐ０とし、以下のピークアドレスに相当するピーク点を、順次、波形パラメータのＰ１〜Ｐ６と特定する。
例えば、図４でいえば、立上部分ＳＴＲＫＭの直前に位置するピーク点Ｐ’６が、波形パラメータの算出基準となるピーク点Ｐ０と特定され、以下に続くピーク点Ｐ’７〜Ｐ’１２が順次波形パラメータのＰ１〜Ｐ６と特定される。
【００４３】
なお、心室拡張期に相当するピーク点Ｐ４からＰ６（Ｐ０）までの特定にあたっては、脈波波形の次のような特徴を利用しても良い。すなわち、脈波波形の血圧値は、心室拡張期の始点に相当するピーク点Ｐ４において、２番目に小さい極小値となる特徴を利用して、検出された各ピーク点のうち、値の大きさが下から２番目の極小値をピーク点Ｐ４と特定しても良い。
個人差や体調などによって、脈波波形には退潮波がはっきりと現れない場合がある。この場合、退潮波によるピーク点Ｐ２、Ｐ３は特定できないが、ピーク点Ｐ４は、値の大きさが下から２番目の極小値と定めることにより特定することが可能となる。
【００４４】
＜１−３−１−１−３：波形パラメータの算出＞
マイクロコンピュータ４０１は、上記１拍分の脈波波形に対応した各ピーク情報を参照して各波形パラメータを算出する。例えば、ピーク点Ｐ’６〜Ｐ’１２が、波形パラメータの基準となるピーク点Ｐ０〜Ｐ６と特定された場合、次のようにして求められる。
▲１▼血圧値ｙ1〜ｙ5
ピーク情報のうちピーク点Ｐ’６〜Ｐ’１１の波形値Ｗに係数を乗じたものを、それぞれｙ1〜ｙ5とする。なお、この係数は、脈波検出部１０の感度や、Ａ／Ｄ変換器４０３の特性、ローパスフィルタ４０４の回路構成などにより決定されるものである。
▲２▼時間ｔ1
ピーク点Ｐ’７に対応する波形アドレスからピーク点Ｐ’６に対応する波形アドレスを差し引き、その結果に対してサンプリングクロックφの周期を乗じてｔ1を算出する。
▲３▼時間ｔ2〜ｔ6
上記ｔ1と同様、対応する各ピーク点間の波形アドレス差に基づいてそれぞれ演算する。
マイクロコンピュータ４０１は、以上のようにして得られた各波形パラメータを、内部のレジスタに蓄積する。
【００４５】
＜１−３−１−１−４：時間ｔ1および期間（ｔ6-ｔ4）の算出＞
マイクロコンピュータ４０１は、第１に、内部のレジスタから、各波形パラメータの期間ｔ1、ｔ4およびｔ6をそれぞれ読み出し、第２に、読み出したｔ4およびｔ6に基づいて期間（ｔ6-ｔ4）を算出して、時間ｔ1および期間（ｔ6-ｔ4）を出力する。
このようにして、時間ｔ1および期間（ｔ6-ｔ4）はそれぞれ算出されて、評価許可部７０や評価部７２における評価の基礎とされることとなる。
【００４６】
以上のようにして、初回の測定動作においては、被験者が安静・平静状態にあれば、評価許可部７０により出力された時間ｔ1およびその時刻が、データ記憶断７１において時系列的に順次記憶される。
なお、被験者が安静・平静状態になければ、時間ｔ1は、評価許可部７０によってデータ記憶部７１には記憶されない。このため、次回以降の測定において、算出された時間ｔ1がデータ記憶部７１に記憶されたときが実質的な初回の測定動作となる。
また、ここで記憶された時間ｔ1および時刻は、次回の測定において読み出され、駆出波の立ち上がり時間の変化率を算出する際の基礎とされることになる。
【００４７】
＜１−３−２：２回目以降の測定動作＞
さて、上述のように初回の測定動作が終了し、前回の測定から一定時間経過すると再び同じ測定が実行されて、被験者が安静・平静状態にあれば、駆出波の立ち上がりに相当する時間ｔ1とその時点における時刻とがそれぞれ評価許可部７０により出力されることになる。
ここで、評価部７２においては、第１に、データ記憶部７１から最近記憶された時間ｔ1とその時刻とが読み出され、第２に、現時点で算出された時間ｔ1から読み出された時間ｔ1を差し引いて、その測定期間における時間ｔ1の変化分が求められる。さらに、第３に、現時点の時刻から読み出された時刻を差し引いて、前回測定時から今回測定時に至るまでの経過時間が求められ、第４に、変化分が経過時間で割った商が求められて、駆出波における立ち上がり時間の変化率が算出されることになる。上述したように、この変化率は極めて重要な意義を有するものである。
【００４８】
駆出波における立ち上がり時間の変化率が算出されると、評価内容記憶部７３においては当該変化率に対応する診断内容が読み出され、その内容が告知部７４により被験者や医師等に告知される。
以後同様な測定動作が繰り返し行われ、その都度、変化率が算出され、それに対応する診断内容が告知されることとなる。
【００４９】
＜１−４：告知の態様＞
ここで、本実施形態における告知部７４による告知の種々の例について説明する。
まず、変化率を図７に示すように６段階にランク付けするとともに、それらのランク付けにそれぞれ対応する診断メッセージを診断内容として記憶させておき、評価部７２により算出された時間ｔ1の変化率に対応する診断メッセージを読み出して告知する構成とすることが考えられる。また、診断メッセージではなくて、図８に示すようなフェイスチャートを算出された時間ｔ1の変化率に対応して表示する構成としても良い。
さらに、駆出波の立ち上がり時間は、上述のように、心室の収縮によって拍出される血液の圧力特性を示し、心臓の肥大や心筋収縮力の低下を評価する上での基礎となり得るものであるから、時間ｔtそのものを告知する構成としても良い。
【００５０】
また、時間的推移作成部７５により時間ｔtの時間的推移は、例えば、次のようにして作成される。具体的には、データ記憶部７１の記憶内容は、時刻とその時刻において測定された時間ｔtとの組であるから、読み出したデータのうち時刻をｘ軸に、時間ｔtとｙ軸にそれぞれとることにより、時間ｔtの時間的推移が作成される。この場合、図９に示すように、ｘ軸を、読み出した最も古い時刻を基準とする経過時間とし、さらに、ｙ軸について言えば、読み出した最も古い時刻に対する時間ｔtの大きさを「１．０」として、それ以外の時間をその割合で示しても良い。なお、図示の例では、測定が２分間隔で行われる場合を示す。
【００５１】
また、告知部７４による告知については、視覚による表示や音声等による通知のほか、種々の感覚によって告知することが可能である。
例えば、触覚に訴える告知としては、腕時計等の裏面に電極を設け、この電極に通電させることによって電気的刺激を与える構成などが考えられる。また、腕時計等の携帯機器の裏から突起物を出し入れ可能な構造として、この突起物によって機械的刺激与える構成などが考えられる。
一方、嗅覚に訴える告知として、装置に香料等の吐出機構を設けるとともに、告知内容と香りとを対応させておき、告知内容に応じた香料を吐出する構成などが考えられる。ちなみに、香料等の吐出機構には、マイクロポンプなどが好適である。
さらに、単独で使用するのみならず複数の手段を組み合わせても良いことは勿論である。
【００５２】
なお、本実施形態にかかる心機能診断装置においては、体動検出部２０により被験者の体動成分を検出する構成となっていたが、被験者が体動していない状態を前提として診断するならば、脈波検出部１０により信号ＭＨは、そのまま脈波成分のみを示す信号ＭＨ’となるので、体動検出部２０および波形処理部２１は不要である。
くわえて、本装置においては、心室拡張期に相当する期間（ｔ6-ｔ4）から拍数を求める構成としたが、波形パラメータの時間ｔ6から求めても良いのはもちろんであるし、また、被験者の拍数が十分に低い状態にあることを前提として診断するならば、拍数を求めるための構成そのものも不要となる。このため、評価許可部７０は任意的な要件である。
また、なお、上述した実施形態にあっては、駆出波における立ち上がり時間の変化率を現時点の値とデータ記憶部７１に記憶された最近の値とにより求めたが、これに限られないのはいうまでもない。例えば、現時点の値と過去所定個数分前の値とにより求めても良いし、現時点から過去所定個数分までの平均値と過去の平均値とから求めても良い。
【００５３】
以上のように、第１実施形態に係る心機能診断装置によれば、被験者から検出した脈波波形のピーク点を抽出して、駆出波の立ち上がり時間ｔ1を求め、必要ならば、その変化率を求めるだけで、当該被験者の心機能状態をある程度、評価診断することが可能となる。したがって、脈波波形について周波数解析処理をしなくて済むので、処理の負担を低減することができ、装置の小型化や簡易化などに大いに貢献することが可能となる。
【００５４】
＜２：第２実施形態＞
次に、本発明の第２実施形態に係る心機能診断装置について説明する。
【００５５】
＜２−１：指標としてｔ1／ｔ4＞
上記第１実施形態では、駆出波の立ち上がり時間ｔ1を評価の指標として用いた。ここで、時間ｔ1の意義について再検討してみると、上述したように時間ｔ1は、心室の収縮によって拍出される血液の圧力特性によって定まると考えられる。
しかしながら、拍出される血液の圧力特性は、個人毎による相違するのが一般的である、と考えられる。このため、同一被験者についての評価であればともかく、複数の被験者にわたっての相互評価は、適切ではないと考えられる。一方、上述したように１サイクルの収縮拡張によって心臓から流出する血液の拍出量は、駆出時間に依存しているため、その拍出における血液の圧力特性を示す時間ｔ1も駆出時間の影響を受けると考えられる。
そこで、脈波波形における駆出波の立ち上がり時間ｔ1を、脈波波形において駆出時間に相当するピーク点Ｐ０からＰ４までの時間ｔ4で正規した値を、すなわち、ｔ1／ｔ4を、ｔ1に換えて（あるいはｔ1とともに）評価の指標として用いることが考えられる。
【００５６】
このための構成は、図２におけるマイクロコンピュータ４０１が、その内部のレジスタに記憶した時間ｔ1およびｔ4からｔ1／ｔ4を算出して出力し、以降、図１に示したピーク点抽出・波形解析部４０の後段において、ｔ1に換えて（あるいはｔ1とともに）ｔ1／ｔ4を指標として用いることで可能であり、ｔ1／ｔ4それ自体や、その変化率で心機能状態が評価されることとなる。また、ｔ1／ｔ4の時間的推移を作成して告知しても良い点も同様である。
結局、かかる応用例の構成は、実質的に図１および図２の構成と同一となる。
【００５７】
＜３：指標の有用性＞
上述したように、心機能状態を評価する指標として、第１実施形態では脈波波形における駆出波形の立ち上がり時間ｔ1を、第２実施形態では、この時間ｔ1を駆出時間に相当する時間ｔ4で正規したｔ1／ｔ4を、ぞれぞれ用いた。ここで、これらの指標の有用性について実測結果を参照して検討してみる。
図１２は、心臓移植者と健常者とが、それぞれ着座姿勢、仰向姿勢、直立姿勢をとった場合における拍数、ｔ1／ｔ4をそれぞれ示した図表であって、本願発明者の一人である上馬場和夫医師がオーストラリアで実測した結果に基づくものである。
この図に示すように、健常者の拍数は、各姿勢での負荷に対応したものとなっており、最も負荷の高い直立姿勢において最高値となっている。上述したように、拍数は、心臓から送り出すべき血液量に応じて変化するから、その時点において心筋に要求される収縮力の指標とも言えるものである。
しかしながら、図に示すように、心臓移植者の拍数は、各姿勢によらずほぼ一定となっている。また、この現象は、高齢などにより心機能が極めて低下し、心拍をペースメーカに頼ざるを得ない者も同様である。このように、心臓から送り出すべき血液量に応じて心臓の拍数を制御できない者にとっては、当然のことながら、拍数は、心筋に要求される収縮力の指標に足り得るものではなくなる。
【００５８】
これに対し、第２実施形態において用いたｔ1／ｔ4は、健常者においてはもちろんのこと、心臓移植者においても、健常者の拍数と同様な変化特性を有している。このため、ｔ1／ｔ4は、健常者のみならず心臓移植者のような拍数を制御できない者においても、心機能を評価する際の指標として極めて有用であることが判る。
【００５９】
＜４：外部機器へのデータ転送＞
心機能診断装置に小型化・軽量化が要求される場合、図１および図２に示す構成を１個の装置として集約する構成では、その評価・診断も医師等の判断が入り込む余地がないものとなる。
そこで、被験者の脈波波形を検出した後、図１における評価許可部７０に供給すべき時間ｔ1（ｔ1／ｔ4）および拍数を外部機器にデータ転送し、そこで詳細な診断・解析を行う構成が考えられる。
【００６０】
図１において波線で示した通信Ｉ／Ｆ（インターフェイス）７６がそのための構成である。通信Ｉ／Ｆ７６は、内部にデータバッファを有し、時間ｔ1（ｔ1／ｔ4）、時刻および拍数を所定の測定期間分だけ蓄積した後、診断・解析を行う通信Ｉ／Ｆ７６にデータ転送する構成となっている。ここで、通信Ｉ／Ｆ７６は、外部機器と光通信にてデータ転送するためのＬＥＤおよびフォトトランジスタを有するものである。
【００６１】
一方、図１０は、このような外部機器の構成を示すブロック図である。この図のように、外部機器は、機器本体６００や、ディスプレイ６０１、キーボード６０２、プリンタ６０３などから構成されて、以下の点を除いて通常のパーソナルコンピュータと同じものである。
すなわち、機器本体６００は、図１における評価許可部７０以降の構成を構築するとともに、送信データを光に変換して送信するためのＬＥＤ６０４を有する一方、受信光をデータに変換するためのフォトトランジスタ６０５を有している。これらＬＥＤ６０４、フォトトランジスタ６０５には、心機能診断装置の通信Ｉ／Ｆ７６に設けられるＬＥＤおよびフォトトランジスタの特性と同一もしくは近似しているものがそれぞれ用いられる。ここでは、近赤外線タイプ（例えば中心波長が９４０ｎｍのもの）が望ましい。そして、近赤外線タイプを用いる場合には、可視光を遮断するための可視光カット用のフィルタが、機器本体６００の前面に設けられ、光通信用の通信窓６０６となっている。
【００６２】
このような構成にかかる心機能診断装置は、データ転送を行わない場合には、単独でも時間ｔ1（ｔ1／ｔ4）の変化率に基づいて上述した被験者の心機能状態を評価・診断を行う一方、データ転送を行う場合には、ピーク点抽出・波形解析部４０により算出された時間ｔ1（ｔ1／ｔ4）と拍数変換テーブル６０により変換された拍数とからなる組を、所定の測定期間分だけ通信Ｉ／Ｆ７６のデータバッファに蓄積する。
ここで、医師等の第三者がキーボード６０１を操作して、データ要求を指示すると、外部機器は、データリクエスト信号をＬＥＤ６０４を介して送信した後、データを受信するための待機状態となる。
一方、心機能診断装置側における通信Ｉ／Ｆ７６のフォトトランジスタがデータリクエスト信号を受信すると、通信Ｉ／Ｆ７６のデータバッファに蓄積された組データが、通信Ｉ／Ｆ７６のＬＥＤにより送信される。この組データをフォトトランジスタ６０５が受信することにより、外部機器では、被験者における駆出波の立ち上がり時間ｔ1（ｔ1／ｔ4）、および、その測定時間のデータが取得されることになる。
この後、外部機器では、図１における評価許可部７０以降の構成を構築することにより、時間ｔ1（ｔ1／ｔ4）の変化率に基づいて被験者の心機能状態を評価・診断や、蓄積したデータにより医師等の診断も可能となる。
【００６３】
なお、データ転送には、このほかに、被験者の体動状態も併せて外部機器に送信することや、逆に、変化率に対応するランク付けや診断メッセージなどを外部機器側にて設定して、その内容を心機能装置側に送信することなどが考えられる。
【００６４】
＜５：実施形態や応用形態の外観的構成＞
次に、上述した実施形態に係る心機能診断装置の構成例のいくつかについて説明する。本装置は、被験者の心機能状態を継続的に測定するものであるから、日常的に装着して苦にならない構成が望ましい。このような構成は、次のように、腕時計型や装身具などの形態を模したものや、その機能の一部として組み込むものが考えられる。
【００６５】
＜５−１：腕時計型Ａ＞
まず、実施形態に係る心機能診断装置１を腕時計型とした場合の構成例について、図１３を参照して説明する。
同図（ａ）および（ｂ）に示すように、心機能診断装置１は、主に、腕時計構造を有する装置本体１００と、この装置本体１００に接続されるケーブル１０１と、このケーブル１０１の先端側に設けられた脈波検出部１０とから構成されている。
このうち、装置本体１００には、リストバンド１０２が取り付けられている。詳細には、リストバンド１０２の１２時方向から被験者の左腕に巻き付いて、その他端が装置本体１００の６時方向で固定されている。
装置本体１００の６時方向には、また、コネクタ部１０３が設けられている。このコネクタ部１０３には、ケーブル１０１の端部となっているコネクタピース１０４が着脱自在に取り付けられている。
なお、このコネクタピース１０４を取り外すと、コネクタ部１０３には、同図（ｃ）に示すように、ケーブル１０１との接続ピン１１１、１１２のほか、上述したデータ転送を行うためのＬＥＤ１１３、フォトトランジスタ１０２が設けられている。
【００６６】
一方、脈波検出部１０は、同図（ｂ）に示すように、センサ固定用バンド１１によって遮光されながら、被験者の人差し指の根本に装着される。このように、脈波検出部１０を指の根本に装着すると、ケーブル１０１が短くて済むので、装着しても邪魔にならない。また、掌から指先までの体温の分布を計測すると、寒いときには、指先の温度が著しく低下するのに対し、指の根本の温度は比較的低下しない。したがって、指の根本に脈波検出部１０を装着すれば、寒い日に外出しても、脈波波形を正確に検出できる。
また、装置本体１００の表面側には、液晶パネルからなる表示部１１０が設けられている。この表示部１１０は、セグメント表示領域や、ドット表示領域などを有し、現在時刻や診断内容など表示する。すなわち、表示部１１０は、実施形態における告知部７４に対応している。
【００６７】
一方、装置本体１００の内部には、図示せぬ加速度センサが組み込まれており、被験者の腕の振りや、体の上下動によって生じる体動を検出している。すなわち、この加速度センサが、実施形態における体動検出部２０に対応している。
また、装置本体１００の内部には、各種演算や変換などを制御するＣＰＵが設けられ（図示省略）、図２におけるマイクロコンピュータ４０１を兼ねている。さらに、装置本体１００の外周部には、各種操作や指示を行うためのボタンスイッチＳＷ１およびＳＷ２がそれぞれ設けられている。
【００６８】
＜５−１−１：脈波検出部の詳細構成＞
次に、脈波検出部１０の構成について図１４を参照して説明する。
この図に示すように、脈波検出部１０は、ＬＥＤ１２、フォトトランジスタ１３などから構成される。スイッチＳＷがｏｎ状態となり、電源電圧が印加されると、ＬＥＤ１２から光が照射される。この照射光は、被験者の血管や組織によって反射した後に、フォトトランジスタ１３によって受光される。したがって、フォトトランジスタ１２の光電流を電圧に変換したものが、脈波検出部１０の信号ＭＨとして出力される。
【００６９】
ここで、ＬＥＤ１２の発光波長は、血液中のヘモグロビンの吸収波長ピーク付近に選ばれる。このため、受光レベルは血流量に応じて変化する。したがって、受光レベルを検出することによって、脈波波形が検出されることとなる。
また、ＬＥＤ１２としては、ＩｎＧａＮ系（インジウム−ガリウム−窒素系）の青色ＬＥＤが好適である。青色ＬＥＤの発光スペクトルは、例えば４５０ｎｍに発光ピークを有し、その発光波長域は、３５０ｎｍから６００ｎｍまでの範囲にある。この場合、かかる発光特性を有するＬＥＤに対応させてフォトトランジスタ１３として、ＧａＡｓＰ系（ガリウム−砒素−リン系）を用いればよい。このフォトトランジスタ１３の受光波長領域は、例えば、主要感度領域が３００ｎｍから６００ｎｍまでの範囲にあって、３００ｎｍ以下にも感度領域がある。
このような青色ＬＥＤとフォトトランジスタとを組み合わせると、その重なり領域である３００ｎｍから６００ｎｍまでの波長領域において脈波が検出される結果、以下の利点がある。
【００７０】
まず、外光に含まれる光のうち、波長領域が７００ｎｍ以下の光は、指の組織を透過しにくい傾向があるため、外光がセンサ固定用バンドで覆われていない指の部分に照射されても、指の組織を介してフォトトランジスタ３３まで到達せず、検出に影響を与えない波長領域の光のみがフォトトランジスタ３３に達する。一方、３００ｎｍより低波長領域の光は、皮膚表面でほとんど吸収されるので、受光波長領域を７００ｎｍ以下としても、実質的な受光波長領域は、３００ｎｍ〜７００ｎｍとなる。したがって、指を大掛かりに覆わなくとも、外光の影響を抑圧することができる。また、血液中のヘモグロビンは、波長が３００ｎｍから７００ｎｍまでの光に対する吸光係数が大きく、波長が８８０ｎｍの光に対する吸光係数に比して数倍〜約１００倍以上大きい。したがって、この例のように、ヘモグロビンの吸光特性に合わせて、吸光特性が大きい波長領域（３００ｎｍから７００ｎｍ）の光を検出光として用いると、その検出値は、血量変化に応じて感度よく変化するので、血量変化に基づく脈波波形ＭＨのＳ／Ｎ比を高めることができる。
【００７１】
＜５−２：腕時計型Ｂ＞
次に、心機能診断装置１を腕時計型とした場合において、他の構成例について、図１５を参照して説明する。この構成では、被験者の脈波波形をＬＥＤやフォトトランジスタ等によって光電的に検出するのではなく、圧力センサを用いて検出するものである。
同図（ａ）に示すように、脈波診断装置１には、一対のバンド１０２、１０２が設けられており、その一方の締着具１２０の締め付け側には、圧力センサ１３０の弾性ゴム１３１が突出して設けられている。締着具１２０を備えるバンド１０２は、圧力センサ１３０による検出信号を供給するべくＦＰＣ（Flexible Printed Circuit）基板を軟性プラスチックで被覆した構造（詳細は図示省略）となっている。
【００７２】
また、使用時においては、同図（ｂ）に示すように、締着具１２０に設けられた弾性ゴム１３１が橈骨動脈１４０の近傍に位置するべく、腕時計構造の脈波診断装置１が被験者の左腕１５０に巻回される。このため、脈波を恒常的に検出することが可能となる。なお、この巻回については通常の腕時計の使用状態と何等変わることがない。
こうして弾性ゴム１３１が、被験者の橈骨動脈１４０近傍に押圧されると、該動脈の血流変動（すなわち脈波）が弾性ゴム１３１を介して圧力センサ１３０に伝達され、圧力センサ１３０はこれを血圧として検知する。
【００７３】
＜５−３：ネックレス型＞
また、実施形態に係る心機能診断装置１を、図１６に示すようなネックレス型とすることが考えられる。
この図において、圧力センサ１３０はケーブル１０１の先端に設けられており、例えば、図１７に示すように、粘着テープ１７０などを用いて、被験者の頸動脈部に取り付けられる。また、図１６において、中空部を有するブローチのような形状をした装置本体１００には、この装置の主要部分が組み込まれているとともに、その前面には表示部１１０、スイッチＳＷ１、ＳＷ２が設けられている。なお、ケーブル１０１はその一部が鎖１６０に埋め込まれており、圧力センサ１３０により出力される信号ＭＨを、装置本体１００に供給している。
【００７４】
＜５−４：眼鏡型＞
実施形態に係る心機能診断装置１の形態例としては、図１８に示すような眼鏡型とすることが考えられる。
この図に示すように、装置本体は、ケース１００ａとケース１００ｂとに分かれ、それぞれ別々に眼鏡の蔓１８１に取り付けられ、蔓１８１内部に埋め込まれたリード線を介して互いに電気的に接続される。ケース１００ａのレンズ１８２側にはその側面に液晶パネル１８３が取り付けられるとともに、該側面の一端には鏡１８４が所定の角度で固定される。また、ケース１００ａには光源（図示略）を含む液晶パネル１８３の駆動回路と、表示データを作成するための回路が組み込まれており、これらが、表示部１１０を構成している。この光源から発射された光は、液晶パネル１８３を介して鏡１８４で反射されて、レンズ１８２に投射される。また、ケース１００ｂには装置の主要部が組み込まれており、その上面には上述したスイッチＳＷ１、ＳＷ２が設けられている。
一方、圧力センサ１３０は、ケーブル１０１を介して、ケース１００ｂと電気的に接続されており、ネックレスの場合と同様に頸動脈部に貼り付けられる。なお、ケース１００ａとケース１００ｂとを接続するリード線は蔓１８１に沿って這わせるようにしても良い。また、この例では装置本体をケース１００ａとケース１００ｂとの２つに分ける構成としたが、これらを一体化したケースで構成しても良い。さらに、鏡１８４については、液晶パネル１８３との角度を調整できるように可動式としても良い。
【００７５】
＜５−５：カード型＞
また、他の形態例として、図１９に示すようなカード型とすることが考えられる。このカード型の装置本体１００は、例えば、被験者の左胸ポケットに収容されるものである。圧力センサ１３０は、ケーブル１０１を介して、装置本体１００と電気的に接続されており、ネックレスや眼鏡の場合と同様に、被験者の頸動脈部に貼り付けられる。
【００７６】
＜５−６：万歩計型＞
さらに、他の形態例として、図２０（ａ）に示すような万歩計型も考えられる。この万歩計の装置本体１００は、同図（ｂ）に示すように、被験者の腰ベルト１９１に取り付けられるものである。圧力センサ１３０は、ケーブル１０１を介して、装置本体１００と電気的に接続されており、粘着テープによって、被験者の股関節部において大腿動脈部に固定され、さらに、サポータ１９２によって保護されている。この際、ケーブル１０１については、被験者の日常生活に支障をきたさないように、衣服に縫い込むなどの対策を施すのが望ましい。
【００７７】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明によれば、脈波波形のうち心機能状態を示す部分を特定して処理することにより、被験者から検出した脈波波形について、１周期分以上を周波数解析処理することのなく、当該被験者の心機能状態を診断することが可能となる。したがって、心機能の状態を、より簡易な構成によって診断できることとなり、装置の小型化・軽量化に大いに貢献することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明の実施形態にかかる心機能診断装置の構成を示すブロック図である。
【図２】 同実施形態におけるピーク点抽出・波形解析部の詳細構成を示すブロック図である。
【図３】 ピーク情報メモリの記憶内容を説明するための図である。
【図４】 波形メモリに記憶される脈波波形の一例を示す図である。
【図５】 （ａ）は心電図であり、（ｂ）は大動脈血圧波形を示す図であり、（ｃ）は抹消部での脈波波形を示す図である。
【図６】 脈波波形と波形パラメータとの対応を説明するための図である。
【図７】 変化率と診断内容との対応を示す図である。
【図８】 変化率と表示内容との対応を示す図である。
【図９】 時間ｔ１の時間的推移を示す表示の一例を示す図である。
【図１０】 外部機器の構成の一例を示す図である。
【図１１】 （ａ）は、人体の動脈血管系をシミュレートした四要素集中定数モデルの構成を示す回路図であり、（ｂ）は、同じく五要素集中定数モデルの構成を示す回路図である。
【図１２】 指標の有用性を説明するための実測値を示す図表である。
【図１３】 （ａ）〜（ｃ）は、それぞれ実施形態の構成を腕時計型とした場合の外観構成を示す図である。
【図１４】 実施形態における脈波検出部の構成を示す図である。
【図１５】 （ａ）は、実施形態の構成を別の腕時計型とした場合の外観構成を示す図であり、（ｂ）は、その装着状態を示す図である。
【図１６】 実施形態の構成をネックレス型とした場合の外観構成を示す図である。
【図１７】 脈波検出部を頚動脈に取り付けた様子を示す図である。
【図１８】 実施形態の構成を眼鏡型とした場合の外観構成を示す図である。
【図１９】 実施形態の構成をカード型とした場合の外観構成を示す図である。
【図２０】 （ａ）は、実施形態の構成を万歩計型とした場合の外観構成を示す図であり、（ｂ）は、その装着状態を示す図である。
【符号の説明】
１０……脈波検出部（脈波検出手段）、２０……体動検出部（体動検出手段）、３０……体動成分除去部（体動成分除去手段）、４０……ピーク点抽出・波形解析部（収縮期特定手段、正規化手段）、６０……拍数変換テーブル、７２……評価部（変化率算出手段）、７６……通信Ｉ／Ｆ（送信手段）[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a cardiac function diagnostic apparatus that analyzes a ejection wave accompanying a heart contraction among pulse wave waveforms in a peripheral part of a subject, and diagnoses and evaluates the cardiac function of the subject.
[0002]
[Prior art]
Generally speaking, a pulse wave is a wave of blood that is pumped out of the heart and propagates through blood vessels. For this reason, it is known that various medical information can be obtained by detecting and analyzing a pulse wave. As pulse wave research progresses, information that cannot be obtained from blood pressure, heart rate, etc. can be obtained by analyzing pulse waves collected from a living body using various methods. Can now be diagnosed.
Here, the same inventor as the present application paid attention to the relationship between the shape of a pulse wave waveform and its distortion rate in PCT / JP96 / 01254 (Title of Invention: Diagnostic Device and Control Device for Biological Condition). The invention according to this application detects and processes a pulse wave waveform of a subject, thereby calculating a distortion rate of the pulse wave waveform, and specifying the shape of the pulse wave waveform from the distortion rate, thereby determining the living body of the subject. It was possible to diagnose the condition.
[0003]
[Problems to be solved by the invention]
However, in the above prior art, only the relationship between the shape of the pulse wave waveform and the distortion rate has been described, and it has not been clarified which portion of the pulse wave waveform indicates a cardiac function state. Therefore, in order to analyze the pulse wave waveform, it is necessary to obtain the magnitudes of the amplitudes of the fundamental wave and the respective harmonic components by performing FFT processing or the like for one cycle or more of the pulse wave waveform. However, diagnosis of cardiac function has a problem that a high processing capacity is required. This problem is particularly noticeable when the diagnostic apparatus is reduced in size and weight.
[0004]
The present invention has been made in view of the above problems, and the object of the present invention is to perform frequency analysis processing by identifying and processing which part of the pulse wave waveform indicates a cardiac function state. Another object of the present invention is to provide a cardiac function diagnostic apparatus capable of diagnosing a cardiac function state with a simple configuration.
[0005]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the above object, in the present invention, a pulse wave detecting means for detecting a pulse wave waveform from a living body, a systolic phase specifying means for specifying a systole of a heart from the pulse wave waveform, and the systolic phase specifying Among the pulse waveforms in the systole identified by the means, analyze the waveform indicating the pressure characteristics of the arterial vascular system accompanying blood pumped from the heartAnd normalizing the rise time of the waveform indicating the pressure characteristic with the time of the systole of the heart specified by the systole specifying means.Analyzing means for calculating and said analyzing meansCorresponding to the rise time normalized byAnd an evaluation means for evaluating the cardiac function state of the living body.
[0006]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described.
[0007]
<1: First Embodiment>
First, the cardiac function diagnostic apparatus according to the first embodiment will be described.
[0008]
<1-1: Theoretical basis of the first embodiment>
Needless to say, the heart drives out blood by repeating contraction and expansion. Here, the time for blood to flow out of the heart by one cycle of contraction and expansion is called ejection time. This ejection time tends to become short as a result of the release of catecholamines such as adrenaline when the number of beats, which is the number of heart contractions per unit time, increases due to exercise or the like. This means that the contraction force of the myocardium is increasing.
Further, as the ejection time becomes longer, the stroke volume flowing out from the heart tends to increase due to one cycle of contraction and expansion.
Now, when a person exercises or the like, since it is necessary to supply a large amount of oxygen to the heart muscle, skeletal muscle, etc., the product of the number of beats and the amount of stroke, that is, the blood flow delivered from the heart per unit time increases. Here, as a result of the increase in the number of beats, the ejection time is shortened, so that the stroke volume is decreased. However, since the rate of increase in the number of beats exceeds the rate of decrease in the amount of stroke, the product of the number of beats and the volume of stroke increases as a whole.
[0009]
Next, the relationship between the heart motion and the blood pressure waveform will be described. FIG. 5 (a) shows an electrocardiogram waveform. Generally, from the point R in the figure to the end point U of the T wave is said to be a ventricular systole, which corresponds to the ejection time. It is said that the period from the U point to the next R point is the ventricular diastole. Here, during the ventricular systole, ventricular contraction does not occur uniformly, but slows as contraction progresses from the outside to the inside. For this reason, the blood pressure waveform at the aortic root immediately after the heart has an upwardly convex shape during the period from the release of the aortic valve to the closing, as shown in FIG.
[0010]
An example of a pulse wave waveform in which the blood pressure waveform appears in the peripheral part (radial artery) at the aortic root is shown in FIG. The reason why such a shape is formed is that a first wave called an ejection wave is first generated by the ejection of blood from the heart, and subsequently, a tidal wave is caused by reflection at a blood vessel branch portion near the heart. It is considered that a second wave is generated, and then a notch accompanying the aortic valve closure is generated, and a third wave called a notch wave appears.
Therefore, in the pulse wave waveform, the point from the lowest blood pressure value to the notch corresponds to the ventricular systole, and the point from the notch to the lowest blood pressure value in the next cycle corresponds to the ventricular diastole. .
Here, the point corresponding to the aortic valve release in the pulse waveform is the minimum point of the blood pressure value, and the point corresponding to the aortic valve closure in the pulse waveform is from the minimum point in time series. It is the minimum point that appears third, and, in terms of the magnitude of the blood pressure value, is the second minimum point from the minimum minimum point.
Note that the pulse waveform shown in FIG. 10C is actually delayed in time with respect to the aortic blood pressure waveform shown in FIG. 10B, but for the sake of explanation, this time delay is ignored. The phases are aligned.
[0011]
Next, the pulse wave waveform shown in FIG. The pulse wave waveform detected in the peripheral part of the subject is, so to speak, a pressure wave of blood that has passed through a closed system composed of a heart that is a pulsatile pump and a vascular system that is a conduit. That is, in addition to being defined by the cardiac function state, secondly, it is affected by the blood vessel diameter, blood vessel contraction / extension, blood viscosity resistance, and the like. For this reason, if the pulse wave waveform is detected and analyzed, it is considered that not only the state of the arterial vasculature in the subject but also the cardiac function state can be evaluated.
[0012]
Here, consider which part of the pulse waveform is to be analyzed.
First, as described above, since the ventricular contraction does not occur uniformly, the blood waveform pumped out from the heart becomes maximum during the ventricular systole as shown in FIG. On the other hand, blood pumped out of the heart reaches the peripheral part under the influence of the arterial vasculature. For this reason, the ejection wave shown in FIG. 5C is considered to be a waveform that appears in the peripheral portion due to the influence of the arterial vascular system on the pressure wave of blood pumped out by the contraction of the ventricle. That is, the ejection wave is a waveform indicating the pressure characteristics of the arterial vasculature associated with blood pumped out by ventricular contraction.
Therefore, if the pressure wave of the pumped blood changes due to, for example, changes in the myocardium, the effect will appear in the ejection wave of the pulse wave waveform. First, it is considered important to analyze the ejection wave that appears first in the period corresponding to the ventricular systole.
[0013]
Next, the characteristics of blood pressure waves pumped out by ventricular contraction will be considered. In general, when the heart is enlarged, its internal volume does not change much even if the ventricle contracts. For this reason, since blood is not suddenly pumped out from the heart, it is considered that the rise time of the ejection wave is prolonged. Similarly, even when the contraction force of the myocardium decreases for some reason, it is considered that the rise time of the ejection wave is prolonged.
Therefore, it is considered that by determining the rise time of the ejection wave over a long period and monitoring the fluctuation, it is possible to determine the possibility of cardiac hypertrophy or decrease in myocardial contraction force. Here, the decrease in myocardial contractility is caused by aging, myocardial ischemia, etc., especially the latter, which leads to angina pectoris, and if myocardial necrosis leads to myocardial infarction, the cardiac function status is evaluated. It can be seen that it is extremely important to monitor the rise time of the ejection wave as an index to monitor.
[0014]
By the way, in order to non-invasively determine the state of circulation (blood circulation), the inventor of the present application simulates the behavior of the arterial vasculature from the aortic origin to the extirpation part by an electrical model, Proposed techniques to approximately calculate parameters related to circulatory dynamics such as compliance (Japanese Patent Laid-Open No. Hei 6-205747: Invention name “Pulse wave analyzer”, PCT / JP96 / 03211: Invention name “Biological state” (See “Measurement equipment”). In short, this technology actually detects the response waveform when an electrical signal simulating the behavior of the arterial vasculature is given an electrical signal corresponding to the pressure wave at the beginning of the subject's aorta. By determining the value of each element constituting the electrical model so as to coincide with the pulse wave waveform, the parameters of the circulation dynamics corresponding to each element are approximately calculated.
As this electrical model, there are a four-element lumped constant model as shown in FIG. 11A and a five-element lumped constant model as shown in FIG. In particular, for the latter five-element lumped constant model, among the factors that determine the behavior of the circulatory dynamics of the human body, the blood inertia in the central part adopted in the four-element lumped constant model and the blood vessel due to blood viscosity in the central part Resistance (viscosity resistance), peripheral blood vessel compliance (viscoelasticity), and peripheral blood vessel resistance (viscosity resistance), in addition to the above four parameters, aortic compliance is further added to these parameters Is modeled as an electric circuit.
[0015]
The correspondence between each element and each parameter constituting the lumped constant model will be described below.
Capacitance Cc : Aortic compliance [cmFive/ dyn]
Electrical resistance Rc : Vascular resistance due to blood viscosity in the central part of the arterial system [dyn · s / cmFive]
Inductance L: Inertia due to blood in the central part of the arterial system [dyn · s2/cmFive]
Capacitance C: Blood vessel compliance in the peripheral part of the arterial system [cmFive/ dyn]
Electrical resistance Rp : Vascular resistance due to blood viscosity at the peripheral part of the arterial system [dyn · s / cmFive]
[0016]
Also, currents i and i flowing through the lumped constant modelp, Ic, IsIs the blood flow [cmFive/ s]. In particular, the current i corresponds to the aortic blood flow, and the current isCorresponds to the blood flow from the left ventricle. The input voltage e is the left ventricular pressure [dyn / cm2] And the voltage v1Is the pressure at the origin of the aorta [dyn / cm2]. Furthermore, the terminal voltage v of the capacitance CpIs the pressure in the radial artery [dyn / cm2]. In addition, the diode D corresponds to an aortic valve, and is on (valve opened) in a period corresponding to the ventricular systole, while it is off (valve closed) in a period corresponding to the diastole. State).
[0017]
Thus, the arterial vascular system from the aortic origin to the peripheral part can be considered by simulating with an electrical model such as FIGS. 11 (a) and 11 (b). Therefore, this time, the ejection wave which is the first wave in the ventricular systole will be examined based on the idea of treating the arterial vasculature as the electrical model.
As shown in FIG. 5B, the blood pressure waveform at the aortic root during the ventricular systole is one gentle wave having a convex shape, whereas the pulse waveform at the peripheral part during the ventricular systole is As shown in FIG. 5C, there are two waves consisting of ejection waves and reflow waves. Considering this phenomenon in place of the electrical model, if an electrical signal corresponding to the waveform in FIG. 5B is applied as a pulse to the input end of the electrical model, This means that a first wave responding to the input pulse and a transient second wave following this waveform have appeared.
From this, it can be said that the load of the vascular arterial system has not only a simple resistance component but also a characteristic of following a transient change. Furthermore, the ejection wave corresponding to the first wave is connected when the power source called the heart and the load called the arterial vascular system are connected, that is, when the aortic valve is released, It can be said that it directly corresponds to an input pulse which is a blood waveform struck from the heart. Moreover, since the input pulse here is determined by the function of the heart's power supply itself, the ejection wave is directly related to the function of the myocardium, even using the concept of treating the arterial vasculature with an electrical model, Can be said.
Therefore, it is considered that the function of the myocardium can be evaluated by analyzing the frequency of the component of the ejection wave in addition to the rise time.
[0018]
In general, even if a person does not exercise so much, the number of beats, which is the number of heart contractions per unit time, may be high due to tension or stress. In such a case, it may not be appropriate to evaluate the cardiac function state. Therefore, in this embodiment, the subject's body movement is not so large, and the subject's beat is below a threshold value. The condition of cardiac function will be evaluated on the condition that there is a certain condition.
[0019]
<1-2: Functional Configuration of First Embodiment>
The cardiac function diagnostic apparatus according to the present embodiment is configured based on the theoretical basis as described above, and specifies a ventricular systole from a pulse wave waveform detected from a subject and supports pulsation. By analyzing the waveform of the ejection wave, an index defining the ejection wave is calculated, and the cardiac function state of the subject is evaluated based on the index. Here, in this embodiment, the rise time of the ejection wave related to cardiac hypertrophy, cardiac function, etc. is used as an index for defining the ejection wave.
In addition, since it is generally known that the beat rate is a useful index for evaluating the cardiac function state, the cardiac function diagnosis apparatus according to the present embodiment evaluates the cardiac function state with reference to the beat number. I decided to.
[0020]
FIG. 1 is a block diagram showing a functional configuration of the cardiac function diagnostic apparatus according to the present embodiment. In this figure, the pulse
On the other hand, the body
[0021]
The cardiac function diagnosis apparatus according to the present embodiment processes a pulse wave waveform detected from a subject. When the subject is not in a resting state, the signal MH detected by the pulse
[0022]
On the other hand, since the blood flow is affected by blood vessels, tissues, etc., the body motion component MHt included in the signal MH is considered not to be a signal TH itself indicating the body motion of the subject but to be dulled.
For this reason, the signal TH by the body
[0023]
The peak point extraction /
(1) Time t from the rising peak point P0 of one beat (hereinafter, this rising time is referred to as pulse wave start time) to the rising peak point P6 of the next beat6,
(2) Blood pressure values (differences) y at peak points (maximum points and minimum points) P1 to P5 that appear sequentially in the pulse wave waveform1~ YFive,and,
(3) Elapsed time t from the peak point P0 (minimum minimum point) at the start of the pulse wave until the peak points P1 to P5 appear.1~ TFive
It is determined as In this case, the rise time of the ejection wave is the time t in terms of the waveform parameter.1It corresponds to. Y1~ YFiveIndicates relative blood pressure values based on the blood pressure value at the peak point P0.
[0024]
Now, the peak point extraction /
The detailed configuration of the peak point extraction /
[0025]
In addition, when determining the waveform parameters as shown in FIG. 6, the inventor of the present application examines the individual correlations between the measured waveform beats and the individual waveform parameters or their differences. The period corresponding to the ventricular diastole (t6-tFour) And the correlation coefficient (R2) Has a high correlation of 0.92. It is the beat number conversion table 60 that stores the correlation in advance, and the period (t6-tFour) To beats.
If the beat number is to be obtained directly or accurately, the peak point extraction /
[0026]
Next, the
Moreover, the
The evaluation
The
In addition, the temporal transition creation unit 75 outputs the time t output from the evaluation permission unit 70.1And time or time t stored in time series in the
[0027]
<1-2-1: Detailed configuration of peak point extraction / waveform analysis unit>
Here, details of the peak point extraction /
In the figure, a
The
The waveform value address counter 405 counts the sampling clock φ while the waveform collection instruction START is output from the
The
[0028]
On the other hand, the
The zero
[0029]
Next, the
The moving
[0030]
The
(1) Waveform value address ADR1
This is the waveform value address output from the waveform value address counter 405 when the waveform value W output from the low-
(2) Peak type B / T
This is information indicating whether the waveform value W written in the waveform value address ADR1 is the maximum value T (Top) or the minimum value B (Bottom).
(3) Waveform value W
This is a waveform value corresponding to the maximum value or the minimum value.
(4) Stroke information STRK
This is a change in waveform value from the previous peak value to the peak value.
▲ 5 ▼ Inclination information SLP
It is an average value of time derivatives of a predetermined number of waveform values up to the peak value.
[0031]
<1-3: Operation of First Embodiment>
Next, the operation of the cardiac function diagnostic apparatus according to the embodiment shown in FIG. 1 will be described.
[0032]
<1-3-1: First measurement operation>
This cardiac function diagnostic apparatus performs the following measurement at regular intervals. For this reason, first, the measurement operation performed for the first time will be described.
The body motion component accompanying the body motion of the subject is superimposed on the signal MH output from the pulse
In the peak point extraction /
[0033]
Now, in the
Time t output by the
[0034]
<1-3-1: Operation of Peak Point Extraction / Waveform Analysis Unit>
Here, the operation of the peak point extraction /
The peak point extraction /
[0035]
<1-3-1-1-1: Accumulation of pulse waveform and collection of peak information>
First, in the peak point extraction /
First, when the signal START for instructing the start of collection of the pulse waveform is output by the
As a result, the count of the sampling clock φ is started by the waveform
[0036]
On the other hand, in parallel with this accumulation operation, collection of peak information and writing to the peak information memory 205 are executed as follows.
First, the waveform value W of the signal MH ′ indicating the pulse wave component is time-differentiated by the differentiating
[0037]
For example, when the pulse wave waveform shown in FIG. 4 is output from the low-
As a result, the
[0038]
On the other hand, the
When peak information is written for the first time, stroke information STRK is not created and written because there is no previous peak information.
[0039]
Thereafter, in the pulse waveform shown in FIG. 4, when the waveform value W corresponding to the peak point P′2 is output from the low-
Similarly to the above, the
Then, at a predetermined timing, the
[0040]
<1-3-1-1-2: specify pulse waveform for 1 beat>
Thus, even if the peak information of the peak points P′1 to P′1 of the pulse waveform illustrated in FIG. 4 is collected, the waveform parameters defined in FIG. 6 are not obtained alone. That is, only after the pulse waveform shown in FIG. 4 for one beat is identified, it corresponds to the waveform parameters defined in FIG. For this reason, it is necessary to specify the pulse waveform for one beat from the peak information of the collected peak points P'1. This specifying process is executed as follows.
[0041]
First, in specifying this, the characteristic of the pulse wave waveform, that is, the blood pressure value of the pulse wave waveform becomes the lowest at the peak point P0 corresponding to the start point of the ventricular systole, and the peak point P1 corresponding to the ejection wave immediately after that. Take advantage of the best in
Therefore, the
That is, the
[0042]
Next, the
The
For example, in FIG. 4, the peak point P′6 located immediately before the rising portion STRKM is specified as the peak point P0 serving as the calculation reference of the waveform parameter, and the following peak points P′7 to P′12 are specified. Are sequentially specified as waveform parameters P1 to P6.
[0043]
In specifying the peak points P4 to P6 (P0) corresponding to the ventricular diastole, the following characteristics of the pulse wave waveform may be used. That is, the blood pressure value of the pulse waveform is the magnitude of the value among the detected peak points using the feature that is the second smallest minimum value at the peak point P4 corresponding to the start point of the ventricular diastole. May specify the second minimum value from the bottom as the peak point P4.
Depending on individual differences and physical condition, the tidal wave may not appear clearly in the pulse waveform. In this case, the peak points P2 and P3 due to the tidal wave cannot be specified, but the peak point P4 can be specified by setting the magnitude of the value as the second minimum value from the bottom.
[0044]
<1-3-1-1-3: Calculation of waveform parameters>
The
(1) Blood pressure value y1~ YFive
The peak information obtained by multiplying the waveform values W of the peak points P′6 to P′11 by the coefficients is y1~ YFiveAnd This coefficient is determined by the sensitivity of the
(2) Time t1
The waveform address corresponding to the peak point P'6 is subtracted from the waveform address corresponding to the peak point P'7, and the result is multiplied by the period of the sampling clock φ to t.1Is calculated.
(3) Time t2~ T6
T above1Similarly to the above, the calculation is performed based on the waveform address difference between the corresponding peak points.
The
[0045]
<1-3-1-1-4: Time t1And period (t6-tFour)
First, the
In this way, the time t1And period (t6-tFour) Are calculated and used as the basis for evaluation in the
[0046]
As described above, in the first measurement operation, if the subject is in a resting / calm state, the time t output by the
If the subject is not in a resting or calm state, time t1Is not stored in the
Also, the time t stored here1The time and time are read out in the next measurement and used as the basis for calculating the rate of change of the rise time of the ejection wave.
[0047]
<1-3-2: Second and subsequent measurement operations>
Now, as described above, when the first measurement operation is completed and a predetermined time has elapsed from the previous measurement, the same measurement is performed again. If the subject is in a resting / calm state, the time t corresponding to the rise of the ejection wave1And the time at that time are output by the
Here, in the
[0048]
When the rate of change of the rise time in the ejection wave is calculated, the diagnostic content corresponding to the rate of change is read out in the evaluation
Thereafter, the same measurement operation is repeated, and the rate of change is calculated each time, and the corresponding diagnostic content is notified.
[0049]
<1-4: Aspect of notification>
Here, various examples of notification by the
First, the rate of change is ranked in six stages as shown in FIG. 7, and diagnostic messages corresponding to the rankings are stored as diagnostic contents, and the time t calculated by the
Furthermore, as described above, the rise time of the ejection wave shows the pressure characteristics of blood pumped out by ventricular contraction, and can be the basis for evaluating cardiac hypertrophy and myocardial contractile force reduction. Because there is time ttIt is good also as a structure which announces itself.
[0050]
Further, the time transition creation unit 75 performs time ttFor example, the temporal transition of is created as follows. Specifically, the storage content of the
[0051]
Further, the notification by the
For example, a notification that appeals to the sense of touch may be configured such that an electrode is provided on the back surface of a wristwatch or the like and an electrical stimulus is applied by energizing the electrode. Further, as a structure in which a protrusion can be taken in and out from the back of a portable device such as a wristwatch, a structure in which a mechanical stimulus is given by the protrusion can be considered.
On the other hand, as a notification appealing to the sense of smell, there is a configuration in which a discharge mechanism such as a fragrance is provided in the apparatus, and the notification content and the scent are associated with each other and the fragrance corresponding to the notification content is discharged. Incidentally, a micropump or the like is suitable for a discharge mechanism such as a fragrance.
Furthermore, it goes without saying that a plurality of means may be combined as well as a single use.
[0052]
In the cardiac function diagnostic apparatus according to the present embodiment, the body
In addition, in the present apparatus, a period (t6-tFour) To obtain the beat number from the waveform parameter time t6Of course, if the diagnosis is made on the assumption that the number of beats of the subject is sufficiently low, the configuration for obtaining the number of beats is not necessary. For this reason, the
Further, in the above-described embodiment, the rate of change of the rise time in the ejection wave is obtained from the current value and the latest value stored in the
[0053]
As described above, according to the cardiac function diagnostic apparatus according to the first embodiment, the peak point of the pulse waveform detected from the subject is extracted, and the ejection wave rise time t1It is possible to evaluate and diagnose the cardiac function state of the subject to some extent only by obtaining the rate of change and, if necessary, the rate of change. Therefore, since it is not necessary to perform frequency analysis processing on the pulse wave waveform, it is possible to reduce the processing load and to greatly contribute to downsizing and simplification of the apparatus.
[0054]
<2: Second Embodiment>
Next, a cardiac function diagnostic apparatus according to a second embodiment of the present invention will be described.
[0055]
<2-1: t as an index1/ TFour>
In the first embodiment, the rising time t of the ejection wave1Was used as an evaluation index. Where time t1When we reexamine the significance of, the time t as described above1Is considered to be determined by the pressure characteristics of blood pumped out by ventricular contraction.
However, it is considered that the pressure characteristics of the pumped blood are generally different for each individual. For this reason, it is thought that mutual evaluation over a plurality of subjects is not appropriate, regardless of the evaluation for the same subject. On the other hand, as described above, the stroke volume of the blood flowing out of the heart due to one cycle of contraction and expansion depends on the ejection time, and therefore, the time t indicating the blood pressure characteristic in the stroke.1Is also considered to be affected by the ejection time.
Therefore, the rise time t of the ejection wave in the pulse wave waveform1For the time t from the peak point P0 to P4 corresponding to the ejection time in the pulse wave waveformFourThe value normalized by, i.e., t1/ TFourT1(Or t1It can be used as an evaluation index.
[0056]
The configuration for this is the time t stored in the internal register of the
In the end, the configuration of this application example is substantially the same as the configuration of FIGS.
[0057]
<3: Usefulness of indicators>
As described above, in the first embodiment, the rise time t of the ejection waveform in the pulse waveform is used as an index for evaluating the cardiac function state.1In the second embodiment, this time t1Is equivalent to the ejection time tFourNormalized by t1/ TFourEach was used. Here, the usefulness of these indicators will be examined with reference to actual measurement results.
FIG. 12 shows the number of beats when the heart transplanter and the healthy person take a sitting posture, a supine posture, and an upright posture, t1/ TFourAre based on the results of actual measurements in Australia by Dr. Kazuo Kamibaba, one of the inventors of this application.
As shown in this figure, the number of beats of a healthy person corresponds to the load in each posture, and is the highest value in the upright posture with the highest load. As described above, the beat rate changes according to the amount of blood to be pumped from the heart, and thus can be said to be an index of contractile force required for the myocardium at that time.
However, as shown in the figure, the heart transplanter's beat rate is substantially constant regardless of each posture. This phenomenon is also true for those whose heart function is extremely lowered due to the elderly, etc., and the heart rate must be relied on a pacemaker. Thus, for those who cannot control the heart rate in accordance with the amount of blood to be pumped out of the heart, naturally, the beat rate is not sufficient for the index of contraction force required for the myocardium.
[0058]
In contrast, t used in the second embodiment.1/ TFourAs well as healthy individuals, heart transplanters have the same change characteristics as the heart rate of healthy individuals. For this reason, t1/ TFourIt can be seen that this is extremely useful as an index for evaluating cardiac function not only in healthy subjects but also in those who cannot control the beat rate such as heart transplanters.
[0059]
<4: Data transfer to external device>
When a reduction in size and weight is required for a cardiac function diagnostic device, the configuration shown in FIG. 1 and FIG. 2 is integrated as a single device, and there is no room for evaluation or diagnosis by the judgment of a doctor or the like. It becomes.
Therefore, after detecting the pulse waveform of the subject, the time t to be supplied to the
[0060]
A communication I / F (interface) 76 indicated by a broken line in FIG. The communication I /
[0061]
On the other hand, FIG. 10 is a block diagram showing the configuration of such an external device. As shown in this figure, the external device is composed of a device
That is, the device
[0062]
The cardiac function diagnosis apparatus according to such a configuration can perform time t alone even when data transfer is not performed.1(T1/ TFour) On the basis of the rate of change of the above-mentioned subject, the time function t calculated by the peak point extraction /
Here, when a third party such as a doctor operates the
On the other hand, when the phototransistor of the communication I /
Thereafter, the external device constructs the configuration after the
[0063]
In addition to this, for data transfer, the body movement status of the subject is also sent to the external device, and conversely, the ranking and diagnostic message corresponding to the rate of change are set on the external device side. It is conceivable to transmit the contents to the cardiac function device side.
[0064]
<5: Appearance structure of embodiment and application form>
Next, some configuration examples of the cardiac function diagnostic apparatus according to the above-described embodiment will be described. Since this apparatus continuously measures the subject's cardiac function, it is desirable that the apparatus be worn on a daily basis without suffering. As such a configuration, a model imitating a form such as a wristwatch type or a jewelry, or a structure incorporated as a part of its function can be considered as follows.
[0065]
<5-1: Watch type A>
First, a configuration example when the cardiac function
As shown in FIGS. 1A and 1B, the cardiac function
Among these, the
In the 6 o'clock direction of the apparatus
When the
[0066]
On the other hand, the pulse
A
[0067]
On the other hand, an acceleration sensor (not shown) is incorporated in the apparatus
Further, a CPU for controlling various operations and conversions (not shown) is provided inside the apparatus
[0068]
<5-1-1 Detailed Configuration of Pulse Wave Detection Unit>
Next, the configuration of the pulse
As shown in this figure, the pulse
[0069]
Here, the emission wavelength of the
As the
When such a blue LED and a phototransistor are combined, a pulse wave is detected in a wavelength region from 300 nm to 600 nm, which is the overlapping region, and the following advantages are obtained.
[0070]
First, of the light included in the external light, light having a wavelength region of 700 nm or less tends to be difficult to transmit through the finger tissue, so the external light is applied to the finger portion that is not covered with the sensor fixing band. However, only light in a wavelength region that does not reach the phototransistor 33 via the finger tissue and does not affect detection reaches the phototransistor 33. On the other hand, since light in a wavelength region lower than 300 nm is almost absorbed by the skin surface, even if the light receiving wavelength region is 700 nm or less, the substantial light receiving wavelength region is 300 nm to 700 nm. Therefore, the influence of external light can be suppressed without covering the finger with a large scale. Moreover, hemoglobin in blood has a large extinction coefficient for light having a wavelength of 300 nm to 700 nm, and is several times to about 100 times or more larger than that for light having a wavelength of 880 nm. Therefore, as shown in this example, when light of a wavelength region (300 nm to 700 nm) having a large light absorption characteristic is used as detection light in accordance with the light absorption characteristic of hemoglobin, the detection value changes with sensitivity according to the blood volume change. Therefore, the S / N ratio of the pulse wave waveform MH based on the blood volume change can be increased.
[0071]
<5-2: Watch type B>
Next, when the cardiac function
As shown in FIG. 1A, the pulse wave
[0072]
In use, as shown in FIG. 4B, the wristwatch-structured pulse wave
When the
[0073]
<5-3: Necklace type>
Further, it is conceivable that the cardiac function
In this figure, the
[0074]
<5-4: Glasses type>
As a form example of the cardiac function
As shown in this figure, the apparatus main body is divided into a case 100a and a
On the other hand, the
[0075]
<5-5: Card type>
As another form example, a card type as shown in FIG. 19 can be considered. The card-type device
[0076]
<5-6: Pedometer type>
Furthermore, a pedometer type as shown in FIG. This pedometer device
[0077]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, the portion of the pulse waveform that indicates the cardiac function state is identified and processed, and the pulse waveform detected from the subject is subjected to frequency analysis processing for one period or more. Without fail, it is possible to diagnose the subject's cardiac function state. Therefore, the state of cardiac function can be diagnosed with a simpler configuration, which can greatly contribute to the reduction in size and weight of the device.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a cardiac function diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a block diagram showing a detailed configuration of a peak point extraction / waveform analysis unit in the same embodiment;
FIG. 3 is a diagram for explaining storage contents of a peak information memory;
FIG. 4 is a diagram showing an example of a pulse waveform stored in a waveform memory.
5A is an electrocardiogram, FIG. 5B is a diagram illustrating an aortic blood pressure waveform, and FIG. 5C is a diagram illustrating a pulse wave waveform at a peripheral portion.
FIG. 6 is a diagram for explaining a correspondence between a pulse wave waveform and a waveform parameter.
FIG. 7 is a diagram showing a correspondence between a change rate and diagnosis contents.
FIG. 8 is a diagram illustrating a correspondence between a change rate and display content.
FIG. 9 is a diagram showing an example of a display showing temporal transition of time t1.
FIG. 10 is a diagram illustrating an example of the configuration of an external device.
11A is a circuit diagram showing the configuration of a four-element lumped constant model that simulates the arterial vascular system of a human body, and FIG. 11B is a circuit diagram showing the configuration of a five-element lumped constant model. is there.
FIG. 12 is a chart showing actual measurement values for explaining the usefulness of the index.
FIGS. 13A to 13C are diagrams showing the external configuration when the configuration of the embodiment is a wristwatch type, respectively.
FIG. 14 is a diagram illustrating a configuration of a pulse wave detection unit according to the embodiment.
15A is a diagram showing an external configuration when the configuration of the embodiment is another wristwatch type, and FIG. 15B is a diagram showing a wearing state thereof.
FIG. 16 is a diagram showing an external configuration when the configuration of the embodiment is a necklace type.
FIG. 17 is a diagram showing a state in which a pulse wave detection unit is attached to the carotid artery.
FIG. 18 is a diagram showing an external configuration when the configuration of the embodiment is a glasses type.
FIG. 19 is a diagram showing an external configuration when the configuration of the embodiment is a card type.
20A is a diagram showing an external configuration when the configuration of the embodiment is a pedometer type, and FIG. 20B is a diagram showing a mounting state thereof.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF
Claims (13)
前記脈波波形から心臓の収縮期を特定する収縮期特定手段と、
前記収縮期特定手段により特定された収縮期における脈波波形のうち、心臓から拍出される血液に伴う動脈血管系の圧力特性を示す波形を解析するとともに、当該圧力特性を示す波形の立ち上がり時間を前記収縮期特定手段により特定された心臓の収縮期の時間で正規化して算出する解析手段と、
前記解析手段により正規化された立ち上がり時間に対応して、当該生体の心機能状態を評価する評価手段と
を具備することを特徴とする心機能診断装置。A pulse wave detecting means for detecting a pulse wave waveform from a living body;
A systolic specifying means for specifying a systole of the heart from the pulse waveform;
Among the pulse wave waveforms in the systole identified by the systolic phase specifying means, the waveform indicating the pressure characteristic of the arterial vascular system accompanying the blood pumped from the heart is analyzed , and the rise time of the waveform indicating the pressure characteristic Analyzing means for normalizing and calculating with the time of the systolic heart specified by the systolic specifying means ,
An evaluation unit that evaluates the cardiac function state of the living body corresponding to the rise time normalized by the analysis unit.
ことを特徴とする請求項１記載の心機能診断装置。The cardiac function diagnosis apparatus according to claim 1, wherein the waveform indicating the pressure characteristic is a waveform that appears first in a systole specified by the systole specifying means.
少なくとも１周期分以上の脈波波形についての極小点を検出し、当該脈波波形において心臓の大動脈弁解放に相当する極小点から弁閉鎖に相当する極小点までを心臓の収縮期として特定する
ことを特徴とする請求項１記載の心機能診断装置。The systolic specifying means includes
The minimum point of the pulse waveform for at least one cycle is detected, and the minimum point corresponding to the aortic valve release of the heart to the minimum point corresponding to the valve closure in the pulse waveform is specified as the systole of the heart. The cardiac function diagnosis apparatus according to claim 1.
検出した極小点のうち、値が下から２番目の極小点を心臓の大動脈弁閉鎖に相当する点とする
ことを特徴とする請求項３記載の心機能診断装置。The systolic specifying means includes
The cardiac function diagnostic apparatus according to claim 3, wherein, among the detected minimum points, the second minimum value from the bottom is a point corresponding to the aortic valve closure of the heart.
検出した極小点のうち、値が最小の極小点となる点を心臓の大動脈弁解放に相当する極小点とする一方、当該最小極小点から数えて第３番目に現れる極小点を心臓の大動脈弁閉鎖に相当する点とする
ことを特徴とする請求項３記載の心機能診断装置。The systolic specifying means includes
Among the detected local minimum points, the point having the minimum value is set as the local minimum point corresponding to the release of the heart aortic valve, and the third local minimum point counted from the minimum local minimum point is the heart aortic valve. The cardiac function diagnosis apparatus according to claim 3, wherein the cardiac function diagnosis apparatus is a point corresponding to closure.
前記評価手段は、前記解析手段による解析結果とともに前記拍数検出手段による拍数にも基づいて、当該生体の心機能状態を評価する
ことを特徴とする請求項１記載の心機能診断装置。It further comprises beat number detecting means for detecting the number of beats from the pulse wave waveform,
The cardiac function diagnosis apparatus according to claim 1, wherein the evaluation unit evaluates the cardiac function state of the living body based on the analysis result by the analysis unit and the beat number by the beat number detection unit.
前記体動波形から前記脈波波形に存する体動成分を生成するとともに、当該脈波波形から当該体動成分を除去して、前記収縮期特定手段に供給する体動成分除去手段と
を備えることを特徴とする請求項１記載の心機能診断装置。Body motion detecting means for detecting a body motion waveform indicating the body motion of the living body;
A body motion component removing unit that generates a body motion component existing in the pulse wave waveform from the body motion waveform, removes the body motion component from the pulse wave waveform, and supplies the body motion component to the systolic phase specifying unit. The cardiac function diagnostic apparatus according to claim 1.
ことを特徴とする請求項１ないし７いずれか記載の心機能診断装置。The cardiac function diagnosis apparatus according to claim 1, further comprising notification means for notifying an evaluation result by the evaluation means.
前記評価手段は、
前記変化率算出手段により算出された変化率に対応して当該生体の心機能状態を評価する
ことを特徴とする請求項１記載の心機能診断装置。A change rate calculating means for calculating a change rate of the normalized value;
The evaluation means includes
Claim 1 cardiac function diagnosing device, wherein the in response to the rate of change calculated by the change rate calculating means for evaluating the cardiac function state of the living body.
予め変化率を値の大きさに応じて複数段階に分類するとともに、各段階毎に評価内容をそれぞれ対応させておく一方、前記変化率算出手段により算出された変化率の属する段階に対応する評価内容を、当該生体の心機能状態として評価する
ことを特徴とする請求項９記載の心機能診断装置。The evaluation means includes
The change rate is classified into a plurality of stages in accordance with the magnitude of the value in advance, and the evaluation contents corresponding to each stage are respectively assigned, while the evaluation corresponding to the stage to which the change rate calculated by the change rate calculating means belongs. The cardiac function diagnostic apparatus according to claim 9 , wherein the content is evaluated as a cardiac functional state of the living body.
ことを特徴とする請求項１記載の心機能診断装置。Cardiac function diagnosing device according to claim 1, characterized in that it comprises a means for creating a time course of the normalized value.
少なくとも１周期分以上の脈波波形についての極小点を検出し、当該脈波波形において心臓の大動脈弁解放に相当する極小点から、当該脈波波形において最高血圧値となる極大点までに至る時間を、脈波波形の立ち上がり時間として検出する
ことを特徴とする請求項１記載の心機能診断装置。The analysis means includes
Time from a minimum point corresponding to the release of the heart aortic valve in the pulse wave waveform to a maximum point that is the maximum blood pressure value in the pulse wave waveform is detected from at least one cycle of the pulse wave waveform. Is detected as a rise time of a pulse waveform. The cardiac function diagnostic apparatus according to claim 1, wherein:
少なくとも１周期分以上の脈波波形についての極小点を検出し、当該脈波波形において心臓の大動脈弁解放に相当する極小点から、当該極小点直後に現れる極大点までに至る時間を、脈波波形の立ち上がり時間として検出する
ことを特徴とする請求項１記載の心機能診断装置。The analysis means includes
The minimum point of the pulse waveform for at least one cycle is detected, and the time from the minimum point corresponding to the aortic valve release of the heart to the maximum point appearing immediately after the minimum point in the pulse waveform The cardiac function diagnosis apparatus according to claim 1 , wherein the cardiac function diagnosis apparatus detects the waveform rise time.
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