JPH03205042A - 心臓機能測定装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 産業上の利用分野 本発明は、広くは心臓モニタに関し、より特定すれば、
左心室機能を測定する心臓モニタに関するものである。

発明の背景 心臓モニタは従来より種々のものが知られている。周知
のモニタは典型的には心臓カテーテル挿入法を用いて侵
入的に測定するか、又は非侵人的に測定する技術を用い
るものである。これらの心臓モニタの従来技術は、例え
ば、　　”Ｃ１１ｎｉｃａｌ　Ｃａｒｄｉｏｌｉｇｙ　
　（臨床心臓病学＞１９８７年１０月号第２１５巻にお
いて、Ａ　、　Ｍａｒｍａｒ、その他により発表された
「中央大動脈収縮期圧の非侵入的測定法」と題する論文
において要約されている。

発明の要約 本発明は、改良された心臓モニタ及びそれによるモニタ
法を提供しようとするものである。

本発明の好ましい実施例によれば、休止及び／又は運動
ストレス条件下において、心臓機能を信頼性よく測定す
ることにより心臓能力指数を測定できるようにした方法
が提供される。この方法は、 左心室圧を測定し、 左心室容積を測定し、 前記左心室圧及び左心室容積の積を時間の関数として算
出し、 前記積の時間導関数を判定し、さらに、前記時間導関数
の勾配をそれが上昇するときに判定することにより心臓
能力指数の指示を与えるものであって、 前記左心室圧の測定段階が、 心臓圧脈拍が複数の圧力値、特に１組の最適化圧力値に
おいて設定された値に到達した時間を測定することを特
徴とするものである。

さらに、本発明の一実施例によれば、前記左心室圧測定
段階はまた、初期駆出相中の時間内において最大数の圧
力測定を集中させる最適化アルゴリズムを採用する段階
を含むものである。

さらに、本発明の好ましい実施例によれば、前記左心室
圧測定段階は、所定部位における心臓圧脈拍の到達時間
を、左心室圧が最終拡張期圧値のの１００〜１２５％ま
で上昇する時間周期内において測定する段階を含んでい
る。

本発明の方法はまた、連続更新技術において、リアルタ
イム心電図及び血圧波形を表示する段階を含むものであ
る。

本発明はさらに、休止及び／又は運動ストレス条件下に
おける心臓機能を信頼性よく測定することにより心臓能
力指数を特定できるようにした方法において、 左心室圧及び左心室容積を測定し、 前記左心室圧及び左心室容積の積を時間の関数として算
出し、 前記積の時間導関数を判定し、さらに、前記時間導関数
の勾配をそれが上昇するときに判定することにより心臓
能力指数の指示を提供するものであって、 さらに、リアルタイムの心電図及び血圧波形を連続更新
技術において表示する段階を含むことを特徴とするもの
である。

本発明の好ましい実施例によれば、前記心電図及び圧力
波形と同時に、前記計算された遅延左心室圧値及び前記
計算された対応する左心室容積値を表示する段階を含む
ことを特徴とする方法が提供される。

さらに、本発明の好ましい実施例によれば、１又は２以
上の心拍周期において得られた閉塞圧への到達時間を測
定するとともに、各圧力に対する測定時間を記憶する段
階を含むことを特徴とする方法が提供される。

さらに、本発明の実施例によれば、前記到達時間の測定
段階は、許容できないほど逸脱した時間値を排除する段
階を含むものである。

本発明の好ましい実施例においては、前記到達時間測定
段階がさらに、拍動間隔（ｂｅａｔ−ｔｏ−ｂｅａｔ）
の逸脱効果、人工的な信号及びノイズを減少させるため
に幾つかの許容可能なサンプル点の統計的平均処理を行
う段階を含んでいる。

本発明の実施例によれば、前記左心室容積測定段階は、
１５ミリ秒のＱＲＳ内において最少−つの測定を行う段
階を含んでいる。

さらに、本発明の実施例によれば、前記左心室容積測定
段階は、順次４０ミリ秒内の掛算容積測定値を実行する
段階を含んでいる。

さらに、本発明の実施例によれば、収縮期血圧及び拡張
期血圧を測定する段階を特徴とする方法が提供される。

本発明の好ましい実施例によれば、最大機能点までの瞬
時機能値の完全なセットに適合する最少自乗回帰法によ
る勾配として心臓能力指数を計算するものであり、この
とき他の点とよ（釣り合った変動範囲の外側における値
を有する点を排除することができる。

本発明の方法における別の好ましい実施例は、時間の関
数としての左心室圧を測定する方法に関するものである
。すなわち、この実施例によれば、時間関数としての圧
力及び容積の掛算に基づく心臓能力指数を確認するので
はなく、複数の圧力値における与えられた位置において
心臓圧脈拍の到達時間、特に１組の最適化された圧力値
が測定され、前記複数の圧力値における到達時間から指
数が導出されるが、それは圧力の時間導関数に制限され
るものではない。これらの指数は心臓機能の特定化のた
めに算出することができる。　測定された到達時間は、
左心室圧の時間変化波形を評価する曲線を適合化するた
めに好ましく用いられる。この曲線の勾配が計算される
と、それは好ましい指数の一つを規定するものである。

本発明の方法の特に好ましい実施例は、与えられた位置
において血流のドプラ信号を測定することにより到達時
間を測定するものである。このため、特別のドプラ超音
波センサ及びプロセッサが下記のように用いられる。

本発明の方法は、運動ストレス条件下において、患者又
は被験者の心臓機能を信頼性よく測定できるという利点
を有する。これは特に、受信したドプラ信号の特別の処
理を伴うドプラ血流測定法により達成される。これによ
り心臓機能の明確かつノイズの少ない特定化を行うこと
、すなわち圧力及び容積−時間、又は圧力−時間曲線を
特定することができる。

さらに、本発明の実施例によれば、休止及び／又は運動
ストレス条件下において、心臓機能を信頼性よく測定す
ることにより心臓能力指数を判定するだめの装置が提供
される。この装置は、左心室圧測定手段と、 左心室容積測定手段と、 前記左心室圧及び左心室容積の積を時間の関数として算
出する手段と、 前記算出された積の時間導関数を判定するための手段、
及び、 前記時間導関数の勾配をそれが上昇するとき、判定する
ことにより心臓能力指数の指示を行うための手段を備え
、 前記左心室圧の測定手段が、与えられた部位における心
臓圧脈拍の到達時間を複数の圧力値、特に１組の最適化
圧力値において測定することを特徴とするものである。

本発明の実施例によれば、前記左心室圧を測定するため
の手段はさらに、初期駆出相中の時間間隔内において最
大数の圧力測定を集中させるための最適化アルゴリズム
を採用した手段を備えている。

本発明の一実施例によれば、左心室圧が最終拡張期圧値
の１００％から１２５％まで上昇する間において、心臓
圧脈拍が所定の位置に到達する時間を測定するための手
段を含む左心室圧測定装置が提供される。

さらに、本発明の一実施例によれば、連続更新技術にお
いてリアルタイム心電図及び血圧波形を表示するための
装置が提供される。

さらに、本発明の一実施例によれば、休止及び／又は運
動ストレス条件下において、心臓機能を信頼性よく測定
することにより心臓能力指数を特定できるようにした装
置が提供される。この装置は、 左心室圧及び左心室容積を測定するための手段と、 左心室圧と左心室容積の積を掛算して時間の関数として
の積を算出するための手段と、前記積の時間導関数を判
定するための手段、及び、 前記時間導関数の勾配をそれが上昇するときに判定する
ことにより心臓能力指数の指示を提供するための手段を
備え、 さらに、連続更新技術においてリアルタイムの心電図及
び血圧波形を表示するための手段を含むことを特徴とす
るものである。

さらに、本発明の好ましい実施例によれば、前記心電図
及び上腕圧波形と同時に計算された遅延左心室圧値及び
計算された対応する左心室容積値を表示するための手段
を含む装置が提供される。

さらに、本発明の好ましい実施例によれば、１又は２以
上の心拍サイクル中において与えられた閉塞圧に到達す
る時間を測定し、かつ６圧について測定された時間の記
憶を行うための手段を含む装置が提供される。

さらに、本発明の好ましい実施例によれば、前記到達時
間を測定するための装置は、他の値の変動範囲の外側に
位置する時間値を排除するための手段を含むものである
。

さらに、本発明の一実施例によれば、前記到達時間を測
定するための装置は、拍動間隔の変動効果と、人工的な
信号及びノイズを減少させるために幾つかの許容し得る
サンプル点の統計的平均化を行うための手段を含んでい
る。

さらに、本発明の好ましい実施例によれば、前記左心室
容積測定段階は、少くとも１回の測定を１５ミリ秒のＱ
ＲＳ内において行うための手段を含むものである。

さらに、本発明の好ましい実施例によれば、前記左心室
容積測定手段は、相互に４０ミリ秒内で多数回の容積測
定を行うための手段を含むものである。

さらに、本発明の好ましい実施例によれば、収縮期圧及
び拡張期圧の両方を測定するための装置が提供される。

さらに、本発明の好ましい実施例によれば、運動−人為
的効果を減少した脈波センサ及び／又は脈波プロセッサ
が提供される。

さらに、本発明の好ましい実施例によれば、所定の部位
、好ましくは上腕動脈における心臓圧波の到達時間検出
装置、ドプラ型超音波−動脈壁運動センサから構成され
る。

さらに、本発明の発明の特に好ましい実施例によれば、
与えられた部位、好ましくは上腕動脈における心臓圧波
の到達時間を検出するための手段は、ドプラ型超音波血
流センサから構成される。

このセンサそれ自体及び対応する処理ユニットは、運動
−人為的効果の排除を行うことができるものである。

前述したドプラ型超音波センサ（トランスデユーサ）は
、調整可能な取付バンドに固定された調整可能なトラン
スデユーサマウントからなるアームバンドマウントによ
り効果的に保持される。ドプラ型超音波センサ（トラン
スデユーサ）は、好ましくは水平に対して３０°の典型
的な固定照射角を形成するように取り付けられたドプラ
クリスタルを有する平坦パッケージとして形成される。

前記脈波プロセッサは、好ましくはオーディオ信号から
高周波を分離する高域フィルタと、総ＲＭＳ（二乗平均
値の平方根）を比例ＤＣ電圧に変換することにより高周
波スペクトルのパワーを測定するＲＭＳ振幅−ＤＣ変換
器を含んでいる。

発明の詳細な説明 医学雑誌Ｊｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　Ｎｕｃｌｅａｒ　Ｍｅ
ｄｉｃｉｎｅ　（１９８９年１０月号第３０巻）におい
て掲載されたＡ　、　Ｍａｒｍａｒ、その他による“心
筋機能の非侵入的アセスメント“と題する論文において
、論者は心臓能力の変化を表わす駆出速度として知られ
た心機能の速度値を心臓能力指数、すなわちＣＰＩと定
義しており、以下の説明においてもこの定義を用いるも
のとする。ＣＰＩは初期収縮として知られた心臓からの
血液の駆出期内における心臓能力曲線から算出される。

心臓能力曲線は初期収縮部分における心臓の左心室圧と
容積との積の時間導関数を求めることにより得られる。

ここで、ブロック線図型の第１図を参照すると、本発明
に従って構成され、かつ動作する心臓能力指数モニタが
示されている。また、第２図を参照すると、そこには第
１図の実施例を基礎として構成されたシステム装置が示
されている。心臓モニタ（１０）は好ましくはＩＢＭ−
ＰＣコンパチブルからなるマイクロコンピュータ（２０
）を含んでいる。マイクロコンピュータ（２０）は好ま
しくはすべてのモニタ機能を制御し、かつＥＣＧグラフ
ィックスビデオモニタなどのような生理学的データデイ
スプレィ（２２）、及びこのデイスプレィ（２２）と同
様な装置により構成し得る心臓能力指数ＣＰＩデイスプ
レィ（２４）を駆動するものである。マイクロコンピュ
ータ（２０）はまた、好ましくは少くとも１０ｍバイト
のハードディスクドライブからなるマスストレージ装置
（２８）にデータを記憶し、かつ引き出すとともに、好
ましくはエプソン　コンパチブル　ドツトマトリックス
プリンタを駆動するものである。

第１図のモニタはさらに、上腕動脈圧及び心拍速度を測
定するためのボッシュＥＢＭ５０２Ｄなどのような非侵
入性血圧測定（ＮＩＢＰ）ンカフ圧コントローラ（ＣＰ
　Ｃ）装置（３０）を測定含んでいる。この装置（３０
）は血圧計カフ（３８）を作動させるものである。カフ
（３８）は好ましくはアメリカ合衆国　コネチカット州
　ブラウンフォードのＣＡＣメディカル　インコーホレ
イテッドより製造販売されているペディスビノグシステ
ム（Ｐｅｄｉｓｐｈｙｇ　ｓｙｓｔｅｍ）又はボッシュ
カフにおいて用いられているようなラップ巻型である。

カフ圧コントローラは血圧測定のためにその通常的な動
作モードに代えて、カフ（３８）の圧力制御モードにお
いて装置（３０）の動作を可能にするように適当なイン
ターフェイス及び制御回路を含んでいる。このコントロ
ーラのブロック線図は第１２図に示す通りである。

モニタ（１０）はさらに、ｅｃｇモニタ（７０）及びＲ
波検出器兼トリガ発生器（７２）を含んでおり、これら
の装置はいずれもメンネンホリゾン２０００型被験者モ
ニタなどのような標準的な６０ｇモニタシステム中に含
まれている。

モニタ（１０）にはさらに、カフ（３８）と同様なアー
ムにそのカフから約１〜３ｃｍ離して取り付けられるメ
ダソニックスモデル９４Ｇなどのようなドプラ型超音波
動脈壁運動、及び血流検出センサからなる脈波形センサ
（４０）が含まれる。脈波形プロセッサ（４２）　（第
１０図参照）は、センサ（４０）からの波形をその入力
として受は取るアナログ及び／又はディジタル回路であ
り、好ましくは血流に比例したアナログ出力を発生する
。

選択的に前記アナログ出力は動脈壁運動、すなわちその
運動速度に比例させることができる。いずれの態様にお
いても、その出力信号からＡ／Ｄ変換器（４４）に伝わ
る運動−人為的影響の大部分は高域フィルタにより排除
され、Ａ／Ｄ変換器（４４）のディジタルデータ出力マ
イクロコンピュータ（２０）により読み取られる。

エルシントモデルＡＰＥＸなどのような市販の視界ガン
マカメラを用いることができるガンマカメラ（６０）、
及びその関連ＣＰ　Ｕ（６２）はＥＣＧモニタ（７０）
　、又はそれ自身の内蔵ＥＣＧモニタのいずれかからゲ
ートよりＲ波トリガ信号を受信する。

カメラ（６０）はその信号に応答して各心拍サイクルを
通じて典型的には２５〜４０ミリ秒間隔における複数の
数ミリ秒間フレームを記録し、それらのフレームを多数
の（典型的には、３００）サイクルを通じて平均化する
ことにより、心拍サイクルを通じた時間曲線に沿って平
均化された容積フレーム値を獲得するものである。

ガンマカメラＣＰ　Ｕ　（６２）は、好ましくはＲ３２
３２セントロニクスパラレルからなるディジタルリンク
又はディジタルトランスファを介して、マイクロコンピ
ュータ（２０）に獲得したデータ値を伝達する。

第２図に示す通り、カフ（３８）は好ましくは被験者の
肘の上方に取り付けられ、カフ圧力コントローラ（３０
）を介してマイクロコンピュータ（２０）により制御さ
れる。Ｒ波検出器兼トリが発生器（７２）は、ＱＲ３複
合として知られたＥＣＧの尖鋭なスパイク状波を検知し
、Ｒ波の（ＱＲＳスパイクの中心）に対応するディジタ
ルトリガパルスを提供する。

前記Ａ、　ＭａｒｍＯｒｓその他による論文においては
、心臓能力曲線を測定し、かつその曲線から心臓能力指
数を計算することが提案されている。心臓能力は心臓容
積及び心臓（大動脈）血圧の掛算積の時間導関数として
定義される。心臓能力指数はしたがって、積−時間曲線
における収縮初期から最大積の瞬間までの部分勾配とし
て定義される。

心臓能力曲線及び心臓能力指数（ＣＰＩ）における心臓
モニタ（１ｏ）を用いた判定は次の通りに行われる。

左心室圧の算定 心拍サイクルの大部分を通じた上腕血流の閉塞は、大動
脈と上腕動脈との間の定常血流コラムを発生し、これに
よって上昇する内部大動脈圧波形は最小の歪みをもっ上
腕動脈に伝達される。したかって、上腕動脈において得
られた血圧値は、左心室における血圧に極めて近い値を
表わすことになる。

上腕血圧値は、心臓において測定された左心室容積と後
に結合するため、心臓から上腕動脈への心臓圧力波の伝
播を考慮して時間的にシフトされなければならない。心
臓圧波が心臓から上腕動脈測定部位に伝達されるために
要求されるＱＲ３後時間は、ここに伝播時間として知ら
れ、第５図との関連において後述するものである。試験
期間中におけるその被験者の伝播時間は、心臓活動のす
べての条件下において一定であると推定される。

ＣＰＩの計算を含む心臓モニタ（１０）の動作は、第７
図のフローチャートにおいて説明される。この場合、被
験者はガンマカメラ心室グラフィの準備態勢に入り、３
〜４個のＥＣＧ電極（４１）がＥＣＧ装置（７０）への
入力のために標準胸部モンタージユにおいて装着される
。被験者が静止している間、カフ（３８）は肘の直上に
あてがわれ、脈波形センサ（４０）は同じ腕上のカフに
対し１〜３国離して装着される。脈波形信号は装置（４
２）よりマイクロコンピュータ（２０）に供給され、生
理学的データデイスプレィ（２２）上においてＥＣＧと
ともに表示される。この場合、ＥＣＧ及び脈波形信号の
品質は、妥当な信号取得を検証し、かつ必要な何らかの
調整を手引きするための可視的フィードバックとして用
いられる。

第３Ａ５３Ｂ及び３０図は合成血圧−時間曲線上のサン
プル点を判定する技術を示している。この判定は上腕動
脈圧とカフ圧力との関係、ＥＣＧ−ＱＲＳ複合、及びカ
フに対向した末梢脈波形の検出を介して行われる。

１３Ａ〜３０図には、２つの単純化された心拍サイクル
が代表的なパラメータ値によって示されている。最初の
心拍サイクルおいて、収縮期圧は１１０Ｔｏｒｒであり
、カフ圧力は１００Ｔｏｒｒにセットされるが、第２の
サイクルにおいては収縮期圧１１５Ｔｏｒｒ、そして、
カフ圧力が９０Ｔｏｒｒにセットされる。第３Ａ図には
上腕血圧波形、カフ圧力及びＥＣＧ波形が示され、これ
により各心拍サイクルと上腕血圧波形のＱＲ３複合の相
対的なタイミングが指示される。

心拍サイクル１の点Ａ１は上腕血圧がカフ圧力を上回る
サイクル中の最初の瞬間において発生する。第３Ｂ図を
参照すると、そこには脈波形プロセッサ（４２）により
生成された脈波形が示されている。ここに、その脈波形
は血圧波がカフを通過するとき、すなわちそれを突破し
、かつ装置（４２）により検出された動脈壁運動を生じ
る時において第３Ａ図のＡ１と一致した時点である点Ｂ
１において突発的に上昇する。

ＱＲ３複合からパルス波形の突発的上昇の開始点までの
時間ずれは、第３Ｂ図においてＴ１及び２２０ミリ秒の
値を有するものとして示されるが、これは上腕動脈圧が
１００Ｔｏｒｒに達したときのＱＲＳ複合後の時間を表
わしている。合成圧カー時間曲線を示す第３Ｃ図におい
て、点Ｃ１は上記の点Ａ１及びＢ１の圧力及び時間値に
従った圧力値１００Ｔｏｒｒ及び２２０ミリ秒の時間を
有する。第２Ｃ図の時間スケールはミリ秒単位であるが
、第３Ａ及び第３Ｂ図の時間スケールはいずれも秒単位
である。

同様に、心拍サイクル２においては、収縮期圧が１１５
Ｔｏｒｒであって、カフ圧力が９０Ｔｏｒｒである点Ａ
２及びＢ２が示され、これらは血圧波形がカフを突発す
る時点に対応し、これは心拍サイクル２のＱＲＳ後１８
０ミリ秒において生ずるものである。第３Ｃ図において
点Ｃ２は上記の点Ａ２及びＢ２の圧力及び時間値に従っ
て９ＱＴｏｒｒの圧力及び１８０ミリ秒の時間を有する
ものとして示されている。実際の装置構成において、合
成血圧〜時間曲線上の各点は、複数の心拍サイクルを通
じて維持される所定のカフ圧力に対して測定された遅延
時間を平均化することにより判定される。

被験者がなお休止位置にとどまっておれば、オペレータ
は心臓モニタ（１０）をして測定の初期化を開始させる
。初期化中において、カフ（３８）上の何らかの圧力初
期化に先立って心臓から上腕動脈までの動脈圧伝播時間
が評価され、かつ脈波形が特定される。

心臓モニタ（２０）は最大及び最小脈波形値を測定すべ
く駆動される。脈波形値　ＭＡＸＡＭＰ　　及びＭＩＮ
ＡＭＰ　　はそれぞれ複数の心拍サイクル、好ましくは
１０サイクル中における検出器（４２）の脈波形出力の
平均最大値及び平均最小値である。

ＭＡＸＡＭＰ　　は好ましくは、上述した複数の心拍サ
イクルから得られた検出器（４２）の出力の最大振幅値
を平均化することにより獲得され、　ＭＩＮＡＭＰは好
ましくは、上述した複数の心拍サイクルの各々から得ら
れた検出器（４２）の出力の最小振幅値を平均化するこ
とにより獲得される。

第４Ａ、４Ｂ及び４Ｃ図は伝播時間を計算するための方
法であって、第７図の手続枠に添えて紹介された突破時
間を形成するためにも用いられる。第４Ａ、４Ｂ及び４
０図はそれぞれＥＣＧ波形、上腕動脈圧波形、及び二つ
の理想化された心拍サイクルにおける脈波形を示すもの
である。伝播時間はまず、第４Ｃ図に示されたパルス波
形の急激な立ち上がりを検出することにより算出される
。

第１サイクルにおいて８１、第２サイクルにおいて８２
と表示した回帰線は前記立ち上がりの初期部分、なるべ
くなら立ち上がりの最初の３０ミリ秒からの抜取り値に
適合するものである。また、第１サイクルおいてＤｌ、
第２サイクルにおいてＢ２として表示された第２の回帰
線は、前記立ち上がりの先行する波形の最終部分、なる
べくならその立ち上がりの最後の３０ミリ秒からの抜取
り値に適合する。ＱＲ５１のＲ波からラインＳ１及びＤ
ｌの交点Ｂ１までの時間間隔Ｔ１は、脈波形センサ（４
０）における心拍サイクル１の脈波の到達時間である。

同様に、ＱＲ３２のＲ波から点Ｂ２までの時間間隔Ｔ２
は、センサ（４０）における心拍サイクル２の脈波の到
達時間である。伝播時間を判定するとき、上記の到達時
間はなるべくなら複数の心拍サイクル、たとえば１０サ
イクルから平均化される。

オペレータはここで、装置（３０）を操作して拡張期圧
及び収縮期圧値と心拍速度とをマイクロコンピュータ（
２０）より取得させる。第５図はカフ圧力制御アルゴリ
ズムの一具体例を示したものであり、これは測定された
拡張期圧及び収縮期圧値を用い、かつカフが膨張される
べき圧力を選択するものである。

本発明の特に重要な特徴において、カフ（３８）により
加えられるべき圧力値のシリーズは、初期駆出相中にお
いて最大数の圧力測定値が集中するように、典型的には
、終端拡張期圧の１００〜１２５％間の相として定義さ
れる。圧力値を定義するための最適化アルゴリズムの一
例は、第５図に示す通りであり、この場合、圧力ＰＯ〜
Ｐ９は次のように設定される。

ＤＰ＝収縮期圧−拡張期圧として ＰＯ−１，２５・収縮 Ｐｌ−収縮期圧 Ｐ２−収縮−０，２５・ＤＰ Ｐ３−収縮−０，５０・ＤＰ Ｐ４−収縮−０，６５・ＤＰ Ｐ５−収縮−０，７５・ＤＰ ＰＯ−収縮−０，８５・ＤＰ Ｐｌ−収縮−０，９０・ＤＰ Ｐ８−収縮−〇、９５・ＤＰ ＰＯ−拡張期圧 点数及びそれらの収縮期圧及び拡張期圧の厳密な従属性
は、前述した数だけでなく、終端拡張点から収縮上昇の
中間まで、すなわち拡張期圧から（収縮−０，５・ＤＰ
）までの圧力範囲内における複数の点である限り許容さ
れる。モニタ（１０）へのオペレータ指令に応答してカ
フ（３８）は圧力ＰＯまで膨張され、パルス検出器出力
はカフによる血流の閉塞を検証すべく用いられる。

閉塞を確認するためのスレッショルドは、脈波形検出器
（４２）の出力振幅が前述した　ＭＡ、ＸＡＭＰ及び　
ＭＩＮＡＭＰ　　間の差の分数、なるべくなら０．０５
　（ＭＡＸＡＭＰ　　−ＭＩＮＡＭＰ　　）より小さい
ときである。もしも、初期カフ圧ＰＯが検出器（４２）
の出力を減少させない場合、ＰＯの値は好ましくはその
前の値の１０％だけ増大し、確認手続が繰り返される。

上記の手順は閉塞が確認されるまで、すなわちＰＯが収
縮期圧の最大１５０％に達するまで繰り返される。ひと
たび閉塞が確認されると、検出された脈波形値は複数の
心拍サイクル、典型的には１０周期間を通じて平均化さ
れ、これにより平均ベースライン値ＡＭＰが得られる。

オペレータは次にモニタ（１０）を操作して血圧時間曲
線の測定を開始させる。カフ圧力は収縮期圧のピーク値
近傍のみを突破するためにＰｌまで減少させられる。マ
イクロコンピュータ（２０）は最新の心拍サイクル中の
リアルタイムにおいて、血圧波形信号を分析して突破が
生じたかどうかを判定する。この突破は波形値が最初に
ベースラインの上方へ顕著に上昇する時点として典型的
に定義される。好ましい実施例において、これは前述し
たベースライン平均値ＡＭＰ上の標準偏差の３倍より大
きい上昇として定義される。

このようにして突破が検出されると、伝播時間の判定に
おける上述の方法が突破時間を算定するために用いられ
る。上記の手順は同一のカフ圧力設定において、少くと
も２、典型的には５〜１０の心拍サイクルを通じて繰り
返され、この少くとも２、典型的には５〜１０において
圧力の突破時間が算定され、この値から前記突破時間に
対する平均値及び逸脱が計算される。新たなカフ圧力値
を設定する前に、１組の突破時間の算定値が見直され、
はずれ値（典型的には、平均値からの標準偏差の３倍以
上のはずれ）がセットから排除され、新しい最終平均値
が計算される。この最終平均値は用いられたカフ圧力値
に対する血圧−容積曲線において記憶されたものの一つ
である。

ひとたび最終血圧−時間点が与えらたカフ値に対して決
定されると、カフ圧力はカフ圧力制御アルゴリズムにお
いて決定された次の値まで減少する。これは最終値が完
了するまで行われる。

第３図の考察から認識される通り、拡張期圧に近い低圧
化において、血液の必要な立ち上がりコラムが収縮期の
始まりに先立って確立されないという点において信頼で
きないものである。したがって、収縮初期における血圧
−時間値は、最も新しく測定された拡張期圧値であるよ
うに取り出され、その時間は被験者が休止したときに判
定された前述した伝播時間となるようにとられる。

このようにして獲得された血圧値の組は、最小自乗極小
化法に基づく区分多項式曲線適合により典型的に補間さ
れ、これによって心拍サイクルの収縮部分中におけるい
ずれか所望の時点における評価血圧値が提供される。第
６Ｂ図に示す血圧曲線は、典型的に前述した心拍サイク
ルを通じて記録された血圧値の平均値であり、これは伝
播遅延量だけシフトされ、これによって算定された左心
室圧力曲線が生成される。

左心室容積判定 第１図を再び参照すると、前述した本発明の好ましい実
施例においては、例えば、イスラエル共和国、ハイファ
のエルシント社より製造販売されている視界ガンマカメ
ラ（６０）及びその関連ＣＰＵ（６２）がさらに装備さ
れている。このガンマカメラ（６０）及びＣＰ　Ｕ　（
６２）は、例えば、１９８４年に発刊された医学雑誌Ｊ
ｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　ｔｂｅ　Ａｎ＋ｅｒｉｃａｎ　Ｃ
ｏＣｏ１１ｅ　ｏｆ　Ｃａｒｄｉｏｌｏｇｙ第３巻にお
いて、Ｍ　ｃＫａｙ　　Ｒ。

Ｇ１、その他により発表された“人類の左心室圧−容積
ダイヤグラム及び最終収縮期圧−容積の関係”と題する
論文において記述されたカウントレート法に従って、ゲ
ート型放射性核種−脳室撮影法を用いて左心室容積を測
定するものである。

本発明の好ましい実施例によれば、Ｒ波検出器（７２）
はＥＣＧ信号のＲ波を検出する。選択的にガンマカメラ
（７２）がＥＣＧ装置及び関連ＱＲＳ又はＲ波検出器を
含むものであるときは、そのガンマカメラの検出器によ
りＱＲＳ又はＲ波が検出される。

所定の時間後、典型的には１０〜２０ミリ秒において、
ガンマカメラ（６０）は所定の時間フレーム、典型的に
は５〜１０ミリ秒間の左心室から到来するガンマ線の数
をカウントする。ガンカメラ（６０）は典型的２０〜５
０ミリ秒毎に測定を繰返し、左心室容積の時間曲線上に
抜き取られた点を発生する。このようにして形成された
容積曲線は、典型的にＲ波検出器を介してＱＲ３複合と
同期化され、その態様は第６Ａ図に示されている。

典型的に、容積曲線は数個の点のみを有するものであり
、したがって、最小自乗−区分多項式曲線適合法により
典型的に補間される。すなわち、第八６図に示した補間
容積曲線は、上述した方法に従って計算された圧力曲線
と同じ時点におけるデータを有するように計算される。

心臓能力曲線は第６Ａ、６Ｂ及び６０図に示されたよう
な容積曲線及び圧力曲線から計算することができる。

心臓能力曲線及びＣＰＩの計算 収縮期を通じた複数の点、典型的には３２点において対
応する圧力及び容積値の積が計算される。この積の時間
導関数は、典型的に二次中心差分法を用いて算出され、
これによって第６Ｃ図に示す心臓能力曲線上の点が生成
される。好ましい実施例において、ＣＰＩは心臓能力曲
線値より次のように計算される。

線型回帰ラインは収縮期の開始からその最大値を含むま
での間における前記能力曲線の点に適合する。その値が
線型回帰ラインから標準偏差の２倍以上離れた値を有す
る何らかのデータ点は排除される。外側点が排除された
後、新たな回帰ラインが計算され、その勾配は最終ＣＰ
Ｉ値として用いられる。

上述したようなモニタ（１０）の全動作シーケンスは第
７図において要約されている。

第８図は脈波形センサ（４０）をその取付手段とともに
示すものである。センサ（４０）はドプラ型超音波動脈
血流センサであり、平坦なパッケージとして形成された
ドプラ型超音波トランスデニーサ（８０）を含んでいる
。これは被験者の腕への安定、かつコンパクトな取付を
可能にするものである。ドプラクリスタルは典型的には
、水平に対して３０°の固定照射角を与えるように取付
けられる。

トランスデユーサはブラケット（８５）において調節可
能に支持されたトランスデユーサマウント（８１）によ
り保持され、そのブラケットの２脚は被験者の腕に装着
されるバンド又はストラップ（８３）の取付手段となる
ものである。ストラップ（８３）は例えば、ベルクロ材
（Ｖ　ｅｌｃｒｏ　ｍａｔｅｒｉａｌ　）によりその両
端を非接着接続において腕のまわりに堅く締め付けるこ
とができる。その内側において、ストラップはショック
及び運動を吸収するための圧縮性材料からなる複数のピ
ース（８４）を有する。

トランスデユーサを適当な位置に初期取付した後、トラ
ンスデユーサ位置の最終調整はブラケット（８５）及び
トランスデユーサマウント（８１）の対応する開口、及
びブラケットの両側における２ａの保持リンク（８７）
を貫通して延びるねじシャフト（８２）を含む調整手段
により行われる。ねじシャフトはその一端におけるノブ
（８６）を手で操作することにより調整できる。ノブ（
８６）を回転することにより、マウント（８１）及びト
ランスデユーサ（８０）は被験者の腕に関する横断方向
に移動する。

この実施例は、接着又は粘着剤を用いることなく所望の
表皮位置に対するトランスデユーサの信頼性ある取付、
及び適当な圧力の維持を可能にするものである。

トランスデユーサのための取付手段の別の実施例は第９
図に示されている。トランスデユーサ（２００）は第８
図に示したものと同様な形状であり、倒立Ｕ型のトラン
スデユーサマウント（２０１）により保持される。この
実施例によれば、トランスデユーサマウントは、図にお
いて垂直に移動することにより、トランスデユーサを腕
に押圧する圧力を調整することができる。これはブラケ
ット（２０２）のねじ孔を貫通して延びる部分（２０４
）において摺動回転可能な調節ねじ（２０３）により実
現される。したがって、ねじを回転させることにより、
マウント（２０１）とブラケット（２０２）との間隔が
変化し、トランスデユーサパッケージは腕に対して押し
付けられる。

第８図の実施例と同様、ブラケッ）　（２０２）の２脚
は被験者の腕のまわりに装着されるストラップ（２０５
）の取付に寄与するものである。ストラップは第８図に
示したものと同様の接続手段により堅く締結することが
できる。

ここで、脈波形プロセッサ（４２）の一実施例は、第１
０図に示すブロック線図を参照して説明される。このプ
ロセッサは次の諸要素を有する。

双方向性ドプラプローブ（１２０）　、これはモデルメ
ダソニックスＰ９４−Ａからなり、駆動回路に接続され
た５　Ｍ　Ｈｚドプラ型血流トランスデユーサからなっ
ている。

位相シフトボード（１２１）　、これはメダソニックス
ｐ、ｎ、１（１９）−００５１−０１０型であり、前進
型血流の音響を分離して２個の高レベルオーディオ出力
を発生するものである。

オーディオ帯域フィルタ（１２２）　、これは７０〜１
５．０ＯＯＨｚの周波数を通過してノイズ、特に５０　
／　６０　）（ｚのハムを抑制するものである。

電力増幅器（１２３）、これはスピーカ駆動及び正面パ
ネルからのボリュームコントロールを提供する。

高域フィルタ（１２４）、これはオーディオ信号から高
周波を分離するものである。血流の突破現象は、高周波
（１，４ＯＯＨｚ以上）を発生する。このフィルタはよ
り低い周波数を有する後退流により発生する音響をも減
衰させることができる。

ＲＭＳ−ＤＣ変換器（１２５）、これは全ＲＭＳ（二乗
平均値の平方根）を比例ＤＣ電圧に変換することにより
、高周波スペクトルのパワーを測定するものである。

れはコンピュータ制御の下にＲＭＳＩの増幅を行う。こ
れは３ビツトで８レベルのゲインをセットするものであ
る。処理されたドプラ信号はＢＮＣ出力コネクタにおい
て受は入れられる。

アイソレーションバッファ（１２７）　、これは処理さ
れたドプラ信号を被験者安全標準に従って電気的に分離
されたＡ／Ｄ変換器に伝達するものである。

この実施例によれば、プロセッサは好ましくは全急激血
流、すなわちセンサ（４０）により顕著な速度において
流れていることが検出された血流の部分に比例したアナ
ログ出力を発生する。プロセッサは３００Ｉ（ｚ、又は
ドプラキャリヤ周波数に６×１０　の係数を掛けた値に
等しい周波数より高いドプラオーディオシフト周波数を
有する振幅の平均二乗機（ＲＭＳ）に比例した出力をＡ
／Ｄ変換器に供給する。

第１１図は第１０図によるプロセッサの正確な回路を示
している。

第１２図はカフ圧制御ユニット、すなわち第１図に示さ
れたポンプコントローラ（３６）のブロック線図である
。このユニットの正確な回路は第１３図に示されている
。

カフ圧コントローラは次の諸要素を有する。

並列インターフェイス（１０１）　、これは８ビット並
列ボート、Ｄ−１５コネクタとして形成されたものであ
り、ＰＣ（Ｄｅｌｌコンピュータ）からの命令を受信す
るものである。受信される命令は、膨張 停止 所定速度による緩収縮 急激収縮 ８ビツトラツチ（１０２）　、これはストローブパルス
により制御され、受信命令をストアするものである。

Ｄ／Ａ変換器（１０３）、これは６個の最有意味ビット
を用いて６４段の電圧ステップ（２，５６Ｖフルスケー
ル、４０ｍＶ／ビット）を発生する。

に変換する。変換式は、 電流＝入力電圧／２０にΩ これは２μＡ／ビツト（最大１２６μＡ）を意味する。

キャパシタディスチャージャ（１０５）　、これはブロ
ック（１０４）により提供される定電流により１，００
０μＦキヤパシタの電荷を放電する回路であり、フロー
ティングモード（どの端子も接地電位に接続されない）
において構成される。定電流放電に基づきキャパシタの
両端間電圧は、次式で与えられる一定速度において降下
する。

ｄ　ｖ　＝　ｌ　／　ｃ・時間・電流 これは最小２ｍＶ／ｓｅｃ及び最大１２６ｍＶ／ｓｅｅ
を与える。

命令デコーダ（１０６）　、これは受信バイト中の２個
の最小有意味ビットを受は取り、膨張、停止、急激収縮
及び定速収縮からなる四つの基本的命令をデコードする
ものである。

充／放電スイッチ（１０７）　、これはサンプリング及
び保持回路として用いられる低リーケージキャパシタを
充電又は放電回路に接続するものである。このためのス
イッチはＤＰＤＴ型である。

低リーケージキャパシタ（１（１８））、これは１，０
００μＦの容量を有し、電圧メモリとして用いられる。

このキャパシタの両端間電圧は実際のカフ圧値に追従す
る。これが一定電流で放電すると、直線的な降下電圧が
発生する。

キャパシタチャージャ及びコンバレー９　（１（１９）
）、これはキャパシタの両端間電圧を実際のカフ圧値に
従わせるように決定する。この値はＩＶ／１００ｍｍＨ
ｇとしてボッシニュニソトから受信される。

急激レリーズ回路（１１０）　、これはポツンユユニソ
トの急激解放弁用のドライバである。急激収縮は、対応
する命令の受信時又は圧力が最大許容値（３００ｍｍＨ
ｇ）に達したときに生ずる。

過圧保護装置（１１１）、これはカフを３００ｍｍＨｇ
において完全に収縮させる緊急安全回路である。

この係数値は内部ポテンショメータを用いて変化させる
ことができる。

電圧コンパレータ（１１２）　、これはボッシュの収縮
バルブを制御する帰還ループである。緩収縮中において
、キャパシタはプログラムされた一定電流において放電
する。このキャパシタの両端間電圧は直線的な下降ラン
プ波となる。コンパレータはこの電圧を実際の圧力値と
比較する。増幅された誤差値は収縮バルブを駆動する。

その結果、圧力はプログラムされた速度において低下す
ることになる。

オフセット補正回路（１１３）、これはアナログ圧力値
の標準マノメータに対する較正を与えるものである。

カフ圧コントローラは次のような動作原理を有する。

“膨張”命令を（並列ポートを介して）受信すると、ポ
ンプが付勢され、“停止”命令を受信するまでカフを膨
張させる。膨張中において、キャパシタは現実のカフ圧
に等しい電圧値まで正確に充電される。

“緩収縮”命令は、最終的に一定の電流に変換される６
ビツトを含んでいる。この電流はキャパシタを放電させ
、内部ビルトイン直線電圧ランプ波を発生せしめる。コ
ンパレータはこの電圧を圧力値と比較し、その差を増幅
する。誤差電圧は収縮弁を駆動して、その圧力をランプ
波に従わせる。前述した値により最低収縮速度は０．２
ｍｍＨｇ／ｓｅｃとなり、最高収縮速度は１２．６　ｍ
ｉ　Ｈｇ／ｓｅｃとなる。

“急激収縮”命令は、カフを直ちに収縮させる。

“停止”命令は、カフ圧を最終値に凍結する。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の好ましい実施例に従って構成された心
臓能力指数モニタ（ＣＰＩＭ）の機能ブロック線図、 第２図は第１図の実施例に基づいて構成されたシステム
装置群を示す略図、 第３Ａ、３Ｂ及び３Ｃ図はカフ、ＥＣＧ及び末梢脈波形
センサを用いた圧力−時間曲線の誘導点を示す図、 第４Ａ、４Ｂ及び４ＣはＥＣＧ、上腕動脈圧及び時間関
数としての上腕動脈壁運動の理想化グラフであり、第１
図の装置動作を理解するための波形図、 第５図はカフ圧の最適降下（デクリメント）のためのカ
フ圧制御アルゴリズムの一態様を示す図、 第６Ａ、６Ｂ及び６Ｃ図は合成容積及び圧力曲線の獲得
及び同期化と、それによる心臓能力曲線の計算であって
、心臓能力指数（ＣＰＩ）を引き出すものをそれぞれ示
すグラフ、 第７図は第１〜６図に示した装置の動作を説明するフロ
ーチャート、 第８図は保持手段を有する脈波形センサの特別の実施例
を示す図、 第９図は脈波形センサの保持手段の別の実施例を示す図
、 第１０図は脈波形センサ用プロセッサを示すブロック線
図、 第１１図は第１０図によるプロセッサの正確な回路図、 第１２図はカフ圧制御ユニットのブロック線図、 第１３図は第１２図によるカフ圧制御ユニットの正確な
回路を示す図である。 （１０）・・・・・・・・・・・・・・・心臓モニタ（
２０）・・・・・・・・・・・・・・・マイクロコンピ
ュータ（２２）・・・・・・・・・・・・・・・生理学
的データデイスプレィ（２４）・・・・・・・・・・・
・・・・ＣＰＩデイスプレィ（２８）・・・・・・・・
・・・・・・・マスストレージ装置（３０）・・・・・
・・・・・・・・・・非侵入性血圧測定／カフ血圧コン
トローラ装置 （３８）・・・・・・・・・・・・・・・血圧計カフ（
４０）・・・・・・・・・・・・・・・脈波形センサ（
４１）・・・・・・・・・・・・・・・ＥＣＧ電極（４
２）・・・・・・・・・・・・・・・脈波形プロセッサ
（４４）・・・・・・・・・・・・・・・Ａ／Ｄ変換器
（６０）・・・・・・・・・・・・・・・ガンマカメラ
（６２）・・・・・・・・・・・・・・・ガンマカメラ
ＣＰＵ（７０）・・・・・・・・・・・・・・・００ｇ
モニタ（７２）・・・・・・・・・・・・・・・Ｒ波検
出器兼トリガ発生器プロモーション　リミテッド 代　　理　　人 新　　　実　　　健　　　部 （外１名） 憶 第 ８ 図 ＣＩ））補正図面 閥 手 続 補 正 書（方式）ｃ２） 平成３年２月２１日

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 （１）心臓能力指数の測定を行うために休止及び／又は
   運動ストレス条件下において、信頼性よく心臓機能を測
   定する方法であって、 左心室圧を測定する段階と、 左心室容積を測定する段階と、 前記左心室圧及び左心室容積の積を時間の関数として算
   出する段階と、 前記積の時間導関数を求める段階と、 前記時間導関数の勾配をその上昇時において判定するこ
   とにより、心臓能力指数の指示を与えるための段階から
   なり、 前記左心室圧の測定段階が、与えられた部位における心
   臓圧脈拍が複数の圧力値、特に１組の最適化圧力値に到
   達する時間を測定する操作を含むことを特徴とする心臓
   機能の測定方法。 （２）前記左心室圧を測定する段階がさらに、最大数の
   圧力測定を初期駆出相中の時間内に集中させる最適化ア
   ルゴリズムを採用する操作を含むことを特徴とする請求
   項１記載の方法。 （３）前記左心室圧を測定する段階がさらに、与えられ
   た部位における心臓圧脈拍の到達時間を、左心室圧が拡
   張終期値の１００％から１２５％まで上昇する時間内に
   おいて測定する段階を含むことを特徴とする請求項１又
   は２記載の方法。 （４）前記方法がさらに、連続更新モードにおいてリア
   ルタイム心電図及び血圧波形を表示する段階を含むこと
   を特徴とする請求項１〜３のいずれか１項に記載した方
   法。 （５）心臓能力指数を測定するために休止及び／又は運
   動ストレス条件下において、心臓機能を信頼性よく測定
   する方法であって、 左心室圧及び左心室容積を測定する段階と、前記左心室
   圧及び左心室容積の積を時間の関数として算出する段階
   と、 前記積の時間導関数を求める段階と、 前記時間導関数の勾配をその上昇時において判定するこ
   とにより、心臓能力指数の指示を与える段階を含むとと
   もに、 連続更新モードにおいてリアルタイム心電図及び血圧波
   形を表示する段階を含むことを特徴とする心臓機能の測
   定方法。 （６）前記方法がさらに、前記心電図及び上腕圧波形と
   ともに、計算された遅延化左心室圧値、及び計算された
   対応する左心室容積値を同時に表示する段階を含むこと
   を請求項４又は５に記載の方法。 （７）前記方法がさらに、１又は２以上の心拍サイクル
   において所定の閉塞圧への到達時間を測定するとともに
   、各圧力毎に対する測定時間を記憶する段階を含むこと
   を特徴とする請求項１〜６のいずれか１項に記載した方
   法。 （８）前記到達時間を測定する段階が、許容できない変
   動範囲を越えた時間値を排除する操作を含むことを特徴
   とする請求項１〜４のいずれか１項に記載した方法。 （９）前記到達時間を測定する段階がさらに、幾つかの
   受入可能なサンプル点の統計的平均値を求めることによ
   り、心拍間隔の変動、人為的信号及びノイズの効果を減
   少する階段を含むことを特徴とする請求項１〜４のいず
   れか１項に記載した方法。 （１０）前記左心室容積を測定する段階は、１５ミリ秒
   のＱＲＳ内において少くとも１回の測定を行うものであ
   ることを特徴とする請求項１〜９のいずれか１項に記載
   した方法。 （１１）前記左心室容積の測定段階が、４０ミリ秒内に
   おいて多数の容積測定を順次実施するものであることを
   特徴とする請求項１０記載の方法。 （１２）前記方法がさらに、収縮期及び拡張期の血圧を
   測定する段階を含むことを特徴とする請求項１〜１１項
   のいずれか１項に記載した方法。 （１３）前記方法がさらに、心臓能力指数を最大能力点
   までの瞬時能力値の完全なセットに適合する最少自乗回
   帰勾配として計算し、それらの点と均衡する変動範囲の
   外側に位置する点を除外する段階を含むこと特徴とする
   請求項１〜１２項のいずれか１項に記載した方法。 （１４）左心室圧の測定を時間の関数として実施するた
   めに心臓機能を休止及び／又は運動ストレス条件下にお
   いて、信頼性よく測定する方法であって、所定部位にお
   ける心臓圧脈拍が複数の圧力値、特に１組の最適圧力値
   に到達する時間を測定し、さらに、前記複数の圧力値へ
   の前記到達時間から前記圧力の時間導関数を含む指数を
   導出することを特徴とする心臓機能測定方法。 （１５）前記方法がさらに、前記複数の圧力値への到達
   時間に対して一つの曲線を適合させ、前記曲線により前
   記左心室圧の時間変化を伴う波形を算定することを特徴
   とする請求項１４記載の方法。 （１６）与えられた部位における血流のドプラ信号を測
   定することにより、前記心臓圧パルスの到達時間を測定
   することを特徴とする請求項１〜１５のいずれか１項に
   記載した方法。 （１７）運動ストレス条件下における心臓圧パルスの到
   達時間を測定することを特徴とする請求項１〜１６のい
   ずれか１項に記載した方法。 （１８）心臓能力指数の測定を行うために休止及び／又
   は運動ストレス条件下において、信頼性よく心臓機能を
   測定する装置であって、 左心室圧を測定する手段と、 左心室容積を測定する手段と、 前記左心室圧及び左心室容積の積を時間の関数として算
   出する手段と、 前記積の時間導関数を求める手段と、 前記時間導関数の勾配をその上昇時において判定するこ
   とにより、心臓能力指数の指示を与えるための手段とを
   備え、 前記左心室圧の測定手段が、与えられた部位における心
   臓圧脈拍が複数の圧力値、特に１組の最適化圧力値に到
   達する時間を測定する手段を含むことを特徴とする心臓
   機能の測定装置。 （１９）前記左心室圧を測定する手段がさらに、最大数
   の圧力測定を初期駆出相中の時間内に集中させる最適化
   アルゴリズムを採用する手段を含むことを特徴とする請
   求項１８記載の装置。 ６　前記左心室圧を測定する手段がさらに、与えられた
   部位における心臓圧脈拍の前記到達時間を、左心室圧が
   拡張終期値の１００％から１２５％まで上昇する時間内
   において測定する手段を含むことを特徴とする請求項１
   ８又は１９記載の装置。 （２１）前記装置がさらに、連続更新モードにおいてリ
   アルタイム心電図及び血圧波形を表示する手段を含むこ
   とを特徴とする請求項１８〜２０のいずれか１項に記載
   した装置。 （２２）心臓能力指数を測定するために休止及び／又は
   運動ストレス条件下において、心臓機能を信頼性よく測
   定する装置であって、 左心室圧及び左心室容積を測定する手段と、前記左心室
   圧及び左心室容積の積を時間の関数として算出する手段
   と、 前記積の時間導関数を求める手段と、 前記時間導関数の勾配をその上昇時において判定するこ
   とにより、心臓能力指数の指示を与える手段を含むとと
   もに、 連続更新モードにおいてリアルタイム心電図及び血圧は
   計を表示する手段を含むことを特徴とする心臓機能の測
   定装置。 （２３）前記装置がさらに、前記心電図及び上腕圧波形
   とともに、計算された遅延化左心室圧値、及び計算され
   た対応する左心室容積値を同時に表示する手段を含むこ
   とを請求項２１又は２２に記載の装置。 （２４）前記装置がさらに、１又は２以上の心拍サイク
   ルにおいて所定の閉塞圧への到達時間を測定するととも
   に、各圧力毎に対する測定時間を記憶する手段を含むこ
   とを特徴とする請求項１８〜２３のいずれか１項に記載
   した装置。 （２５）前記到達時間を測定する手段が、許容できない
   変動範囲を越えた時間値を排除する手段を含むことを特
   徴とする請求項１８〜２４のいずれか１項に記載した装
   置。 （２６）前記到達時間を測定する手段がさらに、幾つか
   の受入可能なサンプル点の統計的平均値を認めることに
   より、心拍間隔の変動、人為的信号及びノイズの効果を
   減少する手段を含むことを特徴とする請求項１８〜２５
   のいずれか１項に記載した装置。 （２７）前記左心室容積を測定する手段は、１５ミリ秒
   のＱＲＳ内において少くとも１回の測定を行うものであ
   ることを特徴とする請求項１８〜２６のいずれか１項に
   記載した装置。 （２８）前記左心室容積の測定手段が、４０ミリ秒内に
   おいて多数の容積測定を順次実施するものであることを
   特徴とする請求項２７記載の装置。 （２９）前記装置がさらに、収縮期及び拡張期の血圧を
   測定する手段を含むことを特徴とする請求項１８〜２８
   項のいずれか１項に記載した装置。 （３０）前記装置がさらに、心臓能力指数を最大能力点
   までの瞬時能力値の完全なセットに適合する最少自乗回
   帰勾配として計算し、それらの点と均衡する変動範囲の
   外側に位置する点を除外する手段を含むこと特徴とする
   請求項１８〜２９項のいずれか１項に記載した装置。 （３１）請求項１４〜１５に記載した方法を実施するた
   めの装置。 （３２）前記装置がさらに、脈派センサ及び脈派プロセ
   ッサ（４２）を含むことにより、人為的運動を排除する
   ようにしたことを特徴とする請求項１８〜３１項のいず
   れか１項に記載した装置。 （３３）与えられた部位、好ましくは上腕動脈部位にお
   いて心臓圧波の到達を検出するための手段がドプラ型超
   音波動脈壁運動センサからなることを特徴とする請求項
   ３２項記載の装置。 （３４）与えられた部位、好ましくは上腕動脈部位にお
   いて心臓圧波の到達を検出するための前記手段がドプラ
   型超音波血流センサからなることを特徴とする請求項３
   ２記載の装置。 （３５）ドプラ型センサホルダからなる人為的運動排除
   手段、及びドプラ・オーディオシフト・スペクトルから
   低周波数を除去するための手段を含むことを特徴とする
   請求項１８〜３４のいずれか１項に記載した装置。 （３６）前記ドプラ型超音波センサ（トランスデューサ
   ）（８０）、（２００）が調節可能な取付ストラップ（
   ８３）、（２０５）に固定された調節可能なトランスデ
   ューサマウント（８１）、（２０１）からなるアームバ
   ンド−マウントにより保持されることを特徴とする請求
   項３４に記載の装置。 （３７）前記ドプラ型超音波センサ（トランスデューサ
   ）（８０）、（２００）が典型的には水平に対して３０
   ゜の固定照射角を提供するように取り付けられたドプラ
   −クリスタルを有する平坦パッケージとして形成された
   ものであることを特徴とする請求項３４に記載の装置。 ６　前記脈派プロセッサ（４２）がオーディオ信号から
   高周波を分離する広域フィルタ（１２４）と総ＲＭＳ（
   平均自乗根）を比例的ＤＣ電圧に変換することにより、
   高周波スペクトルのパワーを測定するＲＭＳ振幅−ＤＣ
   （１２５）とを含むことを特徴とする請求項３２記載の
   装置。