JPH08229011A - 血液駆出機能評価装置 - Google Patents
血液駆出機能評価装置Info
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- JPH08229011A JPH08229011A JP7041552A JP4155295A JPH08229011A JP H08229011 A JPH08229011 A JP H08229011A JP 7041552 A JP7041552 A JP 7041552A JP 4155295 A JP4155295 A JP 4155295A JP H08229011 A JPH08229011 A JP H08229011A
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 心臓の血液駆出機能を正確に評価できる血液
駆出機能評価装置を提供する。 【構成】 第１指標値決定手段７０により、生体に運動
負荷が与えられる前において圧脈波センサ４６により検
出される脈波の形状の収縮期面積に対応する第１指標値
ＥＶ1 が決定され、第２指標値決定手段７２により、生
体に運動負荷が与えられた後において圧脈波センサ４６
により検出される脈波の形状の収縮期面積に対応する第
２指標値ＥＶ2 が決定され、表示手段７６により、それ
ら第２指標値ＥＶ2 が第１指標値ＥＶ1 と対比させられ
た状態で表示される。したがって、その第２指標値ＥＶ
2 の第１指標値ＥＶ1 に対する変化すなわち変化量、変
化率、或いは回復曲線などに基づいて心臓の駆出機能が
容易に評価され得る。
駆出機能評価装置を提供する。 【構成】 第１指標値決定手段７０により、生体に運動
負荷が与えられる前において圧脈波センサ４６により検
出される脈波の形状の収縮期面積に対応する第１指標値
ＥＶ1 が決定され、第２指標値決定手段７２により、生
体に運動負荷が与えられた後において圧脈波センサ４６
により検出される脈波の形状の収縮期面積に対応する第
２指標値ＥＶ2 が決定され、表示手段７６により、それ
ら第２指標値ＥＶ2 が第１指標値ＥＶ1 と対比させられ
た状態で表示される。したがって、その第２指標値ＥＶ
2 の第１指標値ＥＶ1 に対する変化すなわち変化量、変
化率、或いは回復曲線などに基づいて心臓の駆出機能が
容易に評価され得る。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、生体の心臓の血液駆出
機能を評価するための血液駆出機能評価装置に関するも
のである。
機能を評価するための血液駆出機能評価装置に関するも
のである。
【０００２】
【従来の技術】生体の心臓が備えている血液駆出機能
は、生体に付与される運動負荷に応じて増大し、その運
動負荷の付与が解消されると安静時の状態に向かって回
復する性質がある。たとえば上記心臓の血液駆出量は１
拍当たりの拍出量ＳＶ（Stroke Volume ）×心拍数ＨＲ
（Heart Rate）により決定されていることから、運動後
の心拍数ＨＲが運動前の安静時の値に向かって回復する
状態を見れば、心臓の血液駆出機能が高いか否かを推定
することができる。
は、生体に付与される運動負荷に応じて増大し、その運
動負荷の付与が解消されると安静時の状態に向かって回
復する性質がある。たとえば上記心臓の血液駆出量は１
拍当たりの拍出量ＳＶ（Stroke Volume ）×心拍数ＨＲ
（Heart Rate）により決定されていることから、運動後
の心拍数ＨＲが運動前の安静時の値に向かって回復する
状態を見れば、心臓の血液駆出機能が高いか否かを推定
することができる。
【０００３】
【発明が解決すべき課題】ところで、心臓の疾患の一種
に、無痛性心筋虚血（Silent Myocardinal Ischemia ）
と称されるものがある。このような疾患は無自覚である
ことから、精度の高い診断を可能とすることが望まれ
る。しかしながら、上記心筋虚血の場合には拍出量が低
下する特性があるため、そのような診断に際して、前記
のように心拍数ＨＲを用いて心臓の血液駆出機能を判定
しようとしても、正確な判定ができないという欠点があ
った。
に、無痛性心筋虚血（Silent Myocardinal Ischemia ）
と称されるものがある。このような疾患は無自覚である
ことから、精度の高い診断を可能とすることが望まれ
る。しかしながら、上記心筋虚血の場合には拍出量が低
下する特性があるため、そのような診断に際して、前記
のように心拍数ＨＲを用いて心臓の血液駆出機能を判定
しようとしても、正確な判定ができないという欠点があ
った。
【０００４】本発明は、以上の事情を背景として為され
たものであり、その目的とするところは、心臓の血液駆
出機能を正確に評価できる血液駆出機能評価装置を提供
することにある。
たものであり、その目的とするところは、心臓の血液駆
出機能を正確に評価できる血液駆出機能評価装置を提供
することにある。
【０００５】本発明者等は、以上の事情を背景として研
究を重ねるうち、生体の動脈から発生する脈波の形状の
うちの収縮期面積が所謂拍出量に対応する点を利用し、
生体の運動負荷を付与する前後における脈波の形状のう
ちの収縮期面積に関連する評価値の変化を用いると、心
筋虚血の存在下であっても心臓の血液駆出機能を比較的
正確に把握できる事実を見出した。本発明は、このよう
な知見に基づいて為されたものである。
究を重ねるうち、生体の動脈から発生する脈波の形状の
うちの収縮期面積が所謂拍出量に対応する点を利用し、
生体の運動負荷を付与する前後における脈波の形状のう
ちの収縮期面積に関連する評価値の変化を用いると、心
筋虚血の存在下であっても心臓の血液駆出機能を比較的
正確に把握できる事実を見出した。本発明は、このよう
な知見に基づいて為されたものである。
【０００６】
【課題を解決するための第１の手段】すなわち、上記目
的を達成するための第１の発明の要旨とするところは、
生体に運動負荷を与えることによりその生体の心臓の血
液駆出機能を評価するための血液駆出機能評価装置であ
って、(a) 前記生体の動脈から心拍に同期して発生する
圧脈波を検出するために上記生体に装着される圧脈波セ
ンサと、(b) 前記生体に運動負荷が与えられる前におい
て上記圧脈波センサにより検出される圧脈波の形状の収
縮期面積に対応する第１指標値を決定する第１指標値決
定手段と、(c)前記生体に運動負荷が与えられた後にお
いて前記圧脈波センサにより検出される圧脈波の形状の
収縮期面積に対応する第２指標値を決定する第２指標値
決定手段と、(d) 前記第２指標値を前記第１指標値と対
比させて表示する表示手段とを、含むことにある。
的を達成するための第１の発明の要旨とするところは、
生体に運動負荷を与えることによりその生体の心臓の血
液駆出機能を評価するための血液駆出機能評価装置であ
って、(a) 前記生体の動脈から心拍に同期して発生する
圧脈波を検出するために上記生体に装着される圧脈波セ
ンサと、(b) 前記生体に運動負荷が与えられる前におい
て上記圧脈波センサにより検出される圧脈波の形状の収
縮期面積に対応する第１指標値を決定する第１指標値決
定手段と、(c)前記生体に運動負荷が与えられた後にお
いて前記圧脈波センサにより検出される圧脈波の形状の
収縮期面積に対応する第２指標値を決定する第２指標値
決定手段と、(d) 前記第２指標値を前記第１指標値と対
比させて表示する表示手段とを、含むことにある。
【０００７】
【作用】このようにすれば、第１指標値決定手段によ
り、前記生体に運動負荷が与えられる前において圧脈波
センサにより検出される圧脈波の形状の収縮期面積に対
応する第１指標値が決定され、第２指標値決定手段によ
り、前記生体に運動負荷が与えられた後において圧脈波
センサにより検出される圧脈波の形状の収縮期面積に対
応する第２指標値が決定される。そして、表示手段によ
り、第２指標値が第１指標値と対比させられた状態で表
示される。
り、前記生体に運動負荷が与えられる前において圧脈波
センサにより検出される圧脈波の形状の収縮期面積に対
応する第１指標値が決定され、第２指標値決定手段によ
り、前記生体に運動負荷が与えられた後において圧脈波
センサにより検出される圧脈波の形状の収縮期面積に対
応する第２指標値が決定される。そして、表示手段によ
り、第２指標値が第１指標値と対比させられた状態で表
示される。
【０００８】
【第１発明の効果】したがって、本発明によれば、運動
負荷付与後の脈波形状のうちの収縮期面積に対応する第
２指標値が運動負荷付与前の脈波形状のうちの収縮期面
積に対応する第１指標値に対比して表示されることか
ら、その第２指標値の第１指標値に対する変化すなわち
変化量、変化率、或いは回復曲線などに基づいて心臓の
駆出機能が容易に評価され得る。また、その血液駆出機
能の正確な評価によって、無痛性心筋虚血の診断が可能
となる。
負荷付与後の脈波形状のうちの収縮期面積に対応する第
２指標値が運動負荷付与前の脈波形状のうちの収縮期面
積に対応する第１指標値に対比して表示されることか
ら、その第２指標値の第１指標値に対する変化すなわち
変化量、変化率、或いは回復曲線などに基づいて心臓の
駆出機能が容易に評価され得る。また、その血液駆出機
能の正確な評価によって、無痛性心筋虚血の診断が可能
となる。
【０００９】
【課題を解決するための第２の手段】また、前記目的を
達成するための第２の発明の要旨とするところは、生体
に運動負荷を与えることによりその生体の心臓の血液駆
出機能を評価するための血液駆出機能評価装置であっ
て、(a) 前記生体の動脈から心拍に同期して発生する圧
脈波を検出するために上記生体に装着される圧脈波セン
サと、(b) 前記生体に運動負荷が与えられる前において
上記圧脈波センサにより検出される圧脈波の形状の収縮
期面積に対応する第１指標値を決定する第１指標値決定
手段と、(c) 前記生体に運動負荷が与えられた後におい
て前記圧脈波センサにより検出される圧脈波の形状の収
縮期面積に対応する第２指標値を決定する第２指標値決
定手段と、(d) 前記第１指標値と第２指標値との変化に
基づいて前記心臓の血液駆出機能を評価する評価手段と
を、含むことにある。
達成するための第２の発明の要旨とするところは、生体
に運動負荷を与えることによりその生体の心臓の血液駆
出機能を評価するための血液駆出機能評価装置であっ
て、(a) 前記生体の動脈から心拍に同期して発生する圧
脈波を検出するために上記生体に装着される圧脈波セン
サと、(b) 前記生体に運動負荷が与えられる前において
上記圧脈波センサにより検出される圧脈波の形状の収縮
期面積に対応する第１指標値を決定する第１指標値決定
手段と、(c) 前記生体に運動負荷が与えられた後におい
て前記圧脈波センサにより検出される圧脈波の形状の収
縮期面積に対応する第２指標値を決定する第２指標値決
定手段と、(d) 前記第１指標値と第２指標値との変化に
基づいて前記心臓の血液駆出機能を評価する評価手段と
を、含むことにある。
【００１０】
【作用】このようにすれば、第１指標値決定手段によ
り、前記生体に運動負荷が与えられる前において圧脈波
センサにより検出される圧脈波の形状の収縮期面積に対
応する第１指標値が決定され、第２指標値決定手段によ
り、前記生体に運動負荷が与えられた後において圧脈波
センサにより検出される圧脈波の形状の収縮期面積に対
応する第２指標値が決定される。そして、評価手段によ
り、第１指標値と第２指標値との変化に基づいて前記心
臓の血液駆出機能が評価される。
り、前記生体に運動負荷が与えられる前において圧脈波
センサにより検出される圧脈波の形状の収縮期面積に対
応する第１指標値が決定され、第２指標値決定手段によ
り、前記生体に運動負荷が与えられた後において圧脈波
センサにより検出される圧脈波の形状の収縮期面積に対
応する第２指標値が決定される。そして、評価手段によ
り、第１指標値と第２指標値との変化に基づいて前記心
臓の血液駆出機能が評価される。
【００１１】
【第２発明の効果】したがって、本発明によれば、運動
負荷付与前後の各脈波形状のうちの収縮期面積に対応す
る第１指標値および第２指標値の変化に基づいて心臓の
駆出機能が評価されることから、正確に血液駆出機能を
評価できる。また、その血液駆出機能の正確な評価によ
って、無痛性心筋虚血の診断が可能となる。
負荷付与前後の各脈波形状のうちの収縮期面積に対応す
る第１指標値および第２指標値の変化に基づいて心臓の
駆出機能が評価されることから、正確に血液駆出機能を
評価できる。また、その血液駆出機能の正確な評価によ
って、無痛性心筋虚血の診断が可能となる。
【００１２】
【発明の他の態様】ここで、好適には、前記評価手段
は、前記第１指標値と第２指標値との間の変化量或いは
変化率が予め設定された判断基準値を超えたか否かに基
づいて前記心臓の血液駆出機能を判定するものである。
このようにすれば、第１指標値と第２指標値との間の変
化量或いは変化率が判断基準値を超えたか否かを判定す
るだけでよいので、複雑な判定アルゴリズムが不要とな
る利点がある。
は、前記第１指標値と第２指標値との間の変化量或いは
変化率が予め設定された判断基準値を超えたか否かに基
づいて前記心臓の血液駆出機能を判定するものである。
このようにすれば、第１指標値と第２指標値との間の変
化量或いは変化率が判断基準値を超えたか否かを判定す
るだけでよいので、複雑な判定アルゴリズムが不要とな
る利点がある。
【００１３】また、好適には、前記評価手段は、前記第
２指標値の第１指標値に向かって回復する回復時間或い
は回復率に基づいて前記心臓の血液駆出機能を判定する
ものである。このようにすれば、前記第２指標値の第１
指標値に向かって回復する回復状態に基づいて評価され
るので、血液駆出機能の評価が一層正確となる。
２指標値の第１指標値に向かって回復する回復時間或い
は回復率に基づいて前記心臓の血液駆出機能を判定する
ものである。このようにすれば、前記第２指標値の第１
指標値に向かって回復する回復状態に基づいて評価され
るので、血液駆出機能の評価が一層正確となる。
【００１４】また、好適には、前記圧脈波センサにより
検出される圧脈波を、その圧脈波センサが装着された部
位と生体の大動脈との間の脈波信号の伝達函数に基づい
てその大動脈内の波形に変換する波形変換手段がさらに
含まれる。このようにすれば、大動脈内の波形を用いて
第１指標値および第２指標値が一層正確に決定されるこ
とから、血液駆出機能の評価精度が高められる利点があ
る。
検出される圧脈波を、その圧脈波センサが装着された部
位と生体の大動脈との間の脈波信号の伝達函数に基づい
てその大動脈内の波形に変換する波形変換手段がさらに
含まれる。このようにすれば、大動脈内の波形を用いて
第１指標値および第２指標値が一層正確に決定されるこ
とから、血液駆出機能の評価精度が高められる利点があ
る。
【００１５】また、好適には、前記生体の血圧値をカフ
を用いて測定する血圧測定手段と、その生体に運動負荷
が与えられる前および後において、前記圧脈波センサに
より検出される圧脈波の大きさと前記血圧測定手段によ
り測定された血圧値とを対応させることにより、その圧
脈波と生体の血圧値との間の対応関係を予め決定し、そ
の対応関係を用いて前記圧脈波センサにより検出される
圧脈波を較正する圧脈波較正手段とがさらに含まれる。
このようにすれば、生体に運動負荷が与えられる前およ
び後において圧脈波が生体の血圧値を表す波形に較正さ
れるので、第１指標値および第２指標値の運動負荷前後
に発生する相対差が解消され、血液駆出機能の評価精度
が一層高められる利点がある。
を用いて測定する血圧測定手段と、その生体に運動負荷
が与えられる前および後において、前記圧脈波センサに
より検出される圧脈波の大きさと前記血圧測定手段によ
り測定された血圧値とを対応させることにより、その圧
脈波と生体の血圧値との間の対応関係を予め決定し、そ
の対応関係を用いて前記圧脈波センサにより検出される
圧脈波を較正する圧脈波較正手段とがさらに含まれる。
このようにすれば、生体に運動負荷が与えられる前およ
び後において圧脈波が生体の血圧値を表す波形に較正さ
れるので、第１指標値および第２指標値の運動負荷前後
に発生する相対差が解消され、血液駆出機能の評価精度
が一層高められる利点がある。
【００１６】
【実施例】以下、本発明の一実施例を図面に基づいて詳
細に説明する。図１は、本発明が適用された血液駆出機
能評価装置８の構成を説明する図である。
細に説明する。図１は、本発明が適用された血液駆出機
能評価装置８の構成を説明する図である。
【００１７】図１において、血液駆出機能評価装置８
は、ゴム製袋を布製帯状袋内に有してたとえば患者の上
腕部１２に巻回されるカフ１０と、このカフ１０に配管
２０を介してそれぞれ接続された圧力センサ１４、切換
弁１６、および空気ポンプ１８とを備えている。この切
換弁１６は、カフ１０内への圧力の供給を許容する圧力
供給状態、カフ１０内を徐々に排圧する徐速排圧状態、
およびカフ１０内を急速に排圧する急速排圧状態の３つ
の状態に切り換えられるように構成されている。
は、ゴム製袋を布製帯状袋内に有してたとえば患者の上
腕部１２に巻回されるカフ１０と、このカフ１０に配管
２０を介してそれぞれ接続された圧力センサ１４、切換
弁１６、および空気ポンプ１８とを備えている。この切
換弁１６は、カフ１０内への圧力の供給を許容する圧力
供給状態、カフ１０内を徐々に排圧する徐速排圧状態、
およびカフ１０内を急速に排圧する急速排圧状態の３つ
の状態に切り換えられるように構成されている。
【００１８】圧力センサ１４は、カフ１０内の圧力を検
出してその圧力を表す圧力信号ＳＰを静圧弁別回路２２
および脈波弁別回路２４にそれぞれ供給する。静圧弁別
回路２２はローパスフィルタを備え、圧力信号ＳＰに含
まれる定常的な圧力すなわちカフ圧を表すカフ圧信号Ｓ
Ｋを弁別してそのカフ圧信号ＳＫをＡ／Ｄ変換器２６を
介して電子制御装置２８へ供給する。
出してその圧力を表す圧力信号ＳＰを静圧弁別回路２２
および脈波弁別回路２４にそれぞれ供給する。静圧弁別
回路２２はローパスフィルタを備え、圧力信号ＳＰに含
まれる定常的な圧力すなわちカフ圧を表すカフ圧信号Ｓ
Ｋを弁別してそのカフ圧信号ＳＫをＡ／Ｄ変換器２６を
介して電子制御装置２８へ供給する。
【００１９】上記脈波弁別回路２４はバンドパスフィル
タを備え、圧力信号ＳＰの圧力振動成分である脈波信号
ＳＭ1 を周波数的に弁別してその脈波信号ＳＭ1 をＡ／
Ｄ変換器３０を介して電子制御装置２８へ供給する。
タを備え、圧力信号ＳＰの圧力振動成分である脈波信号
ＳＭ1 を周波数的に弁別してその脈波信号ＳＭ1 をＡ／
Ｄ変換器３０を介して電子制御装置２８へ供給する。
【００２０】上記電子制御装置２８は、ＣＰＵ２９，Ｒ
ＯＭ３１，ＲＡＭ３３，および図示しないＩ／Ｏポート
等を備えた所謂マイクロコンピュータにて構成されてお
り、ＣＰＵ２９は、ＲＯＭ３１に予め記憶されたプログ
ラムに従ってＲＡＭ３３の記憶機能を利用しつつ信号処
理を実行することにより、Ｉ／Ｏポートから駆動信号を
出力して切換弁１６および空気ポンプ１８を制御する。
ＯＭ３１，ＲＡＭ３３，および図示しないＩ／Ｏポート
等を備えた所謂マイクロコンピュータにて構成されてお
り、ＣＰＵ２９は、ＲＯＭ３１に予め記憶されたプログ
ラムに従ってＲＡＭ３３の記憶機能を利用しつつ信号処
理を実行することにより、Ｉ／Ｏポートから駆動信号を
出力して切換弁１６および空気ポンプ１８を制御する。
【００２１】圧脈波検出プローブ３４は、前記カフ１０
が装着された患者の上腕部１２の動脈下流側の部位にお
いて、容器状を成すハウジング３６の開口端が体表面３
８に対向する状態で装着バンド４０により手首４２に着
脱可能に取り付けられるようになっている。ハウジング
３６の内部には、ダイヤフラム４４を介して圧脈波セン
サ４６が相対移動可能かつハウジング３６の開口端から
の突出し可能に設けられており、これらハウジング３６
およびダイヤフラム４４等によって圧力室４８が形成さ
れている。この圧力室４８内には、空気ポンプ５０から
調圧弁５２を経て圧力エアが供給されることにより最適
押圧力ＰHDP に保持されるようになっており、これによ
り、圧脈波センサ４６は圧力室４８内の圧力に応じた押
圧力ＰHDで前記体表面３８に押圧される。
が装着された患者の上腕部１２の動脈下流側の部位にお
いて、容器状を成すハウジング３６の開口端が体表面３
８に対向する状態で装着バンド４０により手首４２に着
脱可能に取り付けられるようになっている。ハウジング
３６の内部には、ダイヤフラム４４を介して圧脈波セン
サ４６が相対移動可能かつハウジング３６の開口端から
の突出し可能に設けられており、これらハウジング３６
およびダイヤフラム４４等によって圧力室４８が形成さ
れている。この圧力室４８内には、空気ポンプ５０から
調圧弁５２を経て圧力エアが供給されることにより最適
押圧力ＰHDP に保持されるようになっており、これによ
り、圧脈波センサ４６は圧力室４８内の圧力に応じた押
圧力ＰHDで前記体表面３８に押圧される。
【００２２】上記圧脈波センサ４６は、たとえば、単結
晶シリコン等から成る半導体チップの平坦な押圧面５４
に多数の半導体感圧素子（図示せず）が配列されて構成
されており、手首４２の体表面３８の撓骨動脈５６上に
押圧されることにより、撓骨動脈５６から発生して体表
面３８に伝達される圧力振動波すなわち圧脈波を検出
し、その圧脈波を表す圧脈波信号ＳＭ2 をＡ／Ｄ変換器
５８を介して電子制御装置２８へ供給する。
晶シリコン等から成る半導体チップの平坦な押圧面５４
に多数の半導体感圧素子（図示せず）が配列されて構成
されており、手首４２の体表面３８の撓骨動脈５６上に
押圧されることにより、撓骨動脈５６から発生して体表
面３８に伝達される圧力振動波すなわち圧脈波を検出
し、その圧脈波を表す圧脈波信号ＳＭ2 をＡ／Ｄ変換器
５８を介して電子制御装置２８へ供給する。
【００２３】また、前記電子制御装置２８のＣＰＵ２９
は、ＲＯＭ３１に予め記憶されたプログラムに従って、
空気ポンプ５０および調圧弁５２へ駆動信号を出力し、
圧力室４８内の圧力すなわち圧脈波センサ４６の皮膚に
対する押圧力を調節する。これにより、連続圧脈波測定
に際しては、圧力室４８内の圧力変化過程で逐次得られ
る圧脈波に基づいて橈骨動脈５６の管壁の一部が平坦と
なるまで押圧するための圧脈波センサ４６の最適押圧力
ＰHDP が決定され、圧脈波センサ４６の最適押圧力Ｐ
HDP を維持するように調圧弁５２が制御される。
は、ＲＯＭ３１に予め記憶されたプログラムに従って、
空気ポンプ５０および調圧弁５２へ駆動信号を出力し、
圧力室４８内の圧力すなわち圧脈波センサ４６の皮膚に
対する押圧力を調節する。これにより、連続圧脈波測定
に際しては、圧力室４８内の圧力変化過程で逐次得られ
る圧脈波に基づいて橈骨動脈５６の管壁の一部が平坦と
なるまで押圧するための圧脈波センサ４６の最適押圧力
ＰHDP が決定され、圧脈波センサ４６の最適押圧力Ｐ
HDP を維持するように調圧弁５２が制御される。
【００２４】図２は、上記血液駆出機能評価装置８にお
ける電子制御装置２８の制御機能の要部を説明する機能
ブロック線図である。図において、血圧測定手段６２
は、カフ１０の圧迫圧力の緩やかな変化過程においてカ
フ１０の圧力振動として得られた脈波の大きさの変化に
基づいてオシロメトリック法により患者の最高血圧値Ｐ
BPSYS および最低血圧値ＰBPDIA を測定する。或いは、
この血圧測定手段６２は、カフ１０の圧迫圧力の緩やか
な変化過程においてマイクロホンを用いて検出されるコ
ロトコフ音の発生および消滅に基づいて患者の最高血圧
値ＰBPSYS および最低血圧値ＰBPDIA を測定する。
ける電子制御装置２８の制御機能の要部を説明する機能
ブロック線図である。図において、血圧測定手段６２
は、カフ１０の圧迫圧力の緩やかな変化過程においてカ
フ１０の圧力振動として得られた脈波の大きさの変化に
基づいてオシロメトリック法により患者の最高血圧値Ｐ
BPSYS および最低血圧値ＰBPDIA を測定する。或いは、
この血圧測定手段６２は、カフ１０の圧迫圧力の緩やか
な変化過程においてマイクロホンを用いて検出されるコ
ロトコフ音の発生および消滅に基づいて患者の最高血圧
値ＰBPSYS および最低血圧値ＰBPDIA を測定する。
【００２５】圧脈波センサ４６は、患者のカフ１０が装
着される部位たとえば上腕よりも動脈下流側の部位たと
えば手首に押圧されることによりその手首の撓骨動脈か
ら発生する圧脈波を検出する。圧脈波較正手段６４は、
たとえば圧脈波センサ４６により検出される圧脈波の上
ピーク値ＰHpk と血圧測定手段６２により測定された最
高血圧値ＰBPSYS との間、圧脈波センサ４６により検出
される圧脈波の面積の重心値と血圧測定手段６２により
測定された平均血圧値ＰBPMEANとの間、圧脈波センサ４
６により検出される圧脈波の下ピーク値ＰLpk と血圧測
定手段６２により測定された最低血圧値ＰBPDIA との間
の少なくとも２箇所を対応させることにより、圧脈波Ｐ
M と実際の血圧値との間の対応関係を生体に所定の運動
負荷が与えられる前および後においてそれぞれ決定し、
その対応関係を用いて圧脈波センサ４６により検出され
る圧脈波を較正する。これにより、較正後の圧脈波は動
脈内の血圧波形を示すことになる。上記対応関係は、た
とえば図３に示すものであり、ＰBP＝Ａ・ＰM ＋Ｂ式に
より表される。但し、Ａは傾きを示す定数、Ｂは切片を
示す定数である。
着される部位たとえば上腕よりも動脈下流側の部位たと
えば手首に押圧されることによりその手首の撓骨動脈か
ら発生する圧脈波を検出する。圧脈波較正手段６４は、
たとえば圧脈波センサ４６により検出される圧脈波の上
ピーク値ＰHpk と血圧測定手段６２により測定された最
高血圧値ＰBPSYS との間、圧脈波センサ４６により検出
される圧脈波の面積の重心値と血圧測定手段６２により
測定された平均血圧値ＰBPMEANとの間、圧脈波センサ４
６により検出される圧脈波の下ピーク値ＰLpk と血圧測
定手段６２により測定された最低血圧値ＰBPDIA との間
の少なくとも２箇所を対応させることにより、圧脈波Ｐ
M と実際の血圧値との間の対応関係を生体に所定の運動
負荷が与えられる前および後においてそれぞれ決定し、
その対応関係を用いて圧脈波センサ４６により検出され
る圧脈波を較正する。これにより、較正後の圧脈波は動
脈内の血圧波形を示すことになる。上記対応関係は、た
とえば図３に示すものであり、ＰBP＝Ａ・ＰM ＋Ｂ式に
より表される。但し、Ａは傾きを示す定数、Ｂは切片を
示す定数である。
【００２６】上記圧脈波センサ４６と圧脈波較正手段６
４との間には、好適には、その圧脈波センサ４６が装着
された部位と生体の大動脈との間の脈波信号の伝達函数
ＴＦに基づいて、その圧脈波センサ４６により検出され
る圧脈波を大動脈内の波形に変換する波形変換手段６６
が設けられる。大動脈内の波形に変換された圧脈波に
は、その立ち上がり点、上ピーク点、大動脈弁閉鎖に関
連して発生する切痕（Dicrotic Notch）ＤＮなどが一層
明確に表れる。
４との間には、好適には、その圧脈波センサ４６が装着
された部位と生体の大動脈との間の脈波信号の伝達函数
ＴＦに基づいて、その圧脈波センサ４６により検出され
る圧脈波を大動脈内の波形に変換する波形変換手段６６
が設けられる。大動脈内の波形に変換された圧脈波に
は、その立ち上がり点、上ピーク点、大動脈弁閉鎖に関
連して発生する切痕（Dicrotic Notch）ＤＮなどが一層
明確に表れる。
【００２７】運動負荷装置６８にはよく知られたトレッ
ドミルが用いられるが、エルゴメータなどの他の装置が
用いられてもよい。この運動負荷装置６８に設定される
運動強度および運動時間は、被検者の安全を確保できる
範囲で運動負荷が大きくなるように、被検者の年齢、体
力、体調などに応じて決定される。
ドミルが用いられるが、エルゴメータなどの他の装置が
用いられてもよい。この運動負荷装置６８に設定される
運動強度および運動時間は、被検者の安全を確保できる
範囲で運動負荷が大きくなるように、被検者の年齢、体
力、体調などに応じて決定される。
【００２８】第１指標値決定手段７０は、運動負荷装置
６８によって生体に運動負荷が与えられる前において圧
脈波センサ４６により検出される圧脈波の形状の収縮期
面積に対応する第１指標値ＥＶ1 を決定する。この第１
指標値ＥＶ1 は、上記圧脈波の形状の各特徴値を図４に
示すように定義すると、切痕ＤＮの圧力値Ｐdnと上ピー
ク点の圧力値（最高血圧値）ＰHpk との比Ｐdn／
ＰHpk 、切痕ＤＮの圧力値Ｐ dnと下ピーク点の圧力値
（最低血圧値）ＰLpk との比Ｐdn／ＰLpk 、切痕ＤＮの
圧力値Ｐdnと脈圧ＰＰ（＝ＰHpk −ＰLpk ）との比Ｐdn
／ＰＰ、脈圧ＰＰと下ピーク点の圧力値ＰLpk との比Ｐ
Ｐ／ＰLpk などの第１グループから選択されてもよい
し、心電波形のＱ波から圧脈波の立ち上がり点までの時
間間隔ＰＥＰ（前駆出期間：Pre-ejection period ）と
圧脈波の立ち上がり点から切痕ＤＮまでの駆出期間ＥＴ
（＝ＬＶＥＴ：Left Ventricular Ejection Time）との
比ＰＥＰ／ＥＴ、圧脈波の立ち上がり点から上ピーク点
までの時間間隔Ｔpkと駆出期間ＥＴとの比Ｔpk／ＥＴ、
圧脈波の立ち上がりの傾斜の最大値（ｄＰ／ｄｔ) max
などの第２グループから選択されてもよい。
６８によって生体に運動負荷が与えられる前において圧
脈波センサ４６により検出される圧脈波の形状の収縮期
面積に対応する第１指標値ＥＶ1 を決定する。この第１
指標値ＥＶ1 は、上記圧脈波の形状の各特徴値を図４に
示すように定義すると、切痕ＤＮの圧力値Ｐdnと上ピー
ク点の圧力値（最高血圧値）ＰHpk との比Ｐdn／
ＰHpk 、切痕ＤＮの圧力値Ｐ dnと下ピーク点の圧力値
（最低血圧値）ＰLpk との比Ｐdn／ＰLpk 、切痕ＤＮの
圧力値Ｐdnと脈圧ＰＰ（＝ＰHpk −ＰLpk ）との比Ｐdn
／ＰＰ、脈圧ＰＰと下ピーク点の圧力値ＰLpk との比Ｐ
Ｐ／ＰLpk などの第１グループから選択されてもよい
し、心電波形のＱ波から圧脈波の立ち上がり点までの時
間間隔ＰＥＰ（前駆出期間：Pre-ejection period ）と
圧脈波の立ち上がり点から切痕ＤＮまでの駆出期間ＥＴ
（＝ＬＶＥＴ：Left Ventricular Ejection Time）との
比ＰＥＰ／ＥＴ、圧脈波の立ち上がり点から上ピーク点
までの時間間隔Ｔpkと駆出期間ＥＴとの比Ｔpk／ＥＴ、
圧脈波の立ち上がりの傾斜の最大値（ｄＰ／ｄｔ) max
などの第２グループから選択されてもよい。
【００２９】図４の斜線に示す圧脈波の収縮期面積は心
臓の拍出量ＳＶ（Stroke Volume ）に比例すると考えら
れることから、下ピーク点の圧力値ＰLpk に対して切痕
ＤＮの圧力値Ｐdnがどの程度高いかという指標を用いて
上記収縮期面積を示すために前記第１グループの指標値
ＥＶが設定される。また、駆出期間ＥＴが小さい程上ピ
ーク点の圧力値ＰHpk が上昇しないと考えられることか
ら、その駆出期間ＥＴがどの程度長いかという指標を用
いて上記収縮期面積を示すために前記第２グループの指
標値ＥＶが設定される。いずれにしても、上記第１グル
ープおよび第２グループの指標値は、圧脈波の形状の収
縮期面積に対応するものであり、心臓の実際の拍出量Ｓ
Ｖを間接的に表すものである。
臓の拍出量ＳＶ（Stroke Volume ）に比例すると考えら
れることから、下ピーク点の圧力値ＰLpk に対して切痕
ＤＮの圧力値Ｐdnがどの程度高いかという指標を用いて
上記収縮期面積を示すために前記第１グループの指標値
ＥＶが設定される。また、駆出期間ＥＴが小さい程上ピ
ーク点の圧力値ＰHpk が上昇しないと考えられることか
ら、その駆出期間ＥＴがどの程度長いかという指標を用
いて上記収縮期面積を示すために前記第２グループの指
標値ＥＶが設定される。いずれにしても、上記第１グル
ープおよび第２グループの指標値は、圧脈波の形状の収
縮期面積に対応するものであり、心臓の実際の拍出量Ｓ
Ｖを間接的に表すものである。
【００３０】第２指標値決定手段７２は、運動負荷装置
６８によって前記生体に運動負荷が与えられた後におい
て圧脈波センサ４６により検出される脈波の形状の収縮
期面積に対応する第２指標値ＥＶ2 を決定する。この第
２指標値ＥＶ2 は前記第１指標値ＥＶ1 と同じ種類のも
のであって、前記第１グループまたは第２グループ内か
ら選択される。
６８によって前記生体に運動負荷が与えられた後におい
て圧脈波センサ４６により検出される脈波の形状の収縮
期面積に対応する第２指標値ＥＶ2 を決定する。この第
２指標値ＥＶ2 は前記第１指標値ＥＶ1 と同じ種類のも
のであって、前記第１グループまたは第２グループ内か
ら選択される。
【００３１】評価手段７４は、第１指標値決定手段７０
により決定された第１指標値ＥＶ1と第２指標値決定手
段７２により決定された第２指標値ＥＶ2 との変化に基
づいて心臓の血液駆出機能を評価する。たとえば、評価
手段７４は、上記第１指標値ＥＶ1 と第２指標値ＥＶ2
との間の変化量ΔＥＶ（＝ＥＶ1 −ＥＶ2 ）或いは変化
率ＥＶ1 ／ＥＶ2 が予め設定された判断基準値を超えた
か否かに基づいて心臓の血液駆出機能を判定する。或い
は、評価手段７４は、運動負荷付与終了後において第２
指標値ＥＶ2 の第１指標値ＥＶ1 に向かって回復する回
復時間ＴＲ或いは単位時間当たりの回復率ΔＥＶ2 に基
づいて心臓の血液駆出機能を判定する。
により決定された第１指標値ＥＶ1と第２指標値決定手
段７２により決定された第２指標値ＥＶ2 との変化に基
づいて心臓の血液駆出機能を評価する。たとえば、評価
手段７４は、上記第１指標値ＥＶ1 と第２指標値ＥＶ2
との間の変化量ΔＥＶ（＝ＥＶ1 −ＥＶ2 ）或いは変化
率ＥＶ1 ／ＥＶ2 が予め設定された判断基準値を超えた
か否かに基づいて心臓の血液駆出機能を判定する。或い
は、評価手段７４は、運動負荷付与終了後において第２
指標値ＥＶ2 の第１指標値ＥＶ1 に向かって回復する回
復時間ＴＲ或いは単位時間当たりの回復率ΔＥＶ2 に基
づいて心臓の血液駆出機能を判定する。
【００３２】表示手段７６は、第２指標値決定手段７２
により決定された第２指標値ＥＶ2を第１指標値決定手
段７０により決定された第１指標値ＥＶ1 と対比させて
表示器３２に表示させる。図５乃至図７はその表示例で
ある。図５では、第１指標値ＥＶ1 を１００％とした場
合の第２指標値ＥＶ2 の割合（％）が円グラフ状に表示
されている。ここでは、第２指標値ＥＶ2 は１００％と
して示される第１指標値ＥＶ1 と対比させられている。
図６では、第２指標値ＥＶ2 の第１指標値ＥＶ 1 に対す
る割合ＥＶ2 ／ＥＶ1 （％）が運動負荷付与終了後の時
間経過に伴う変化としてトレンド表示されている。ここ
では、上記割合ＥＶ2 ／ＥＶ1 （％）は１００％として
表示されるＥＶ2 ／ＥＶ1 （ＥＶ1 ＝ＥＶ2 ）と対比さ
せられる。図７では、最高血圧値ＰSYS 、心電波形のＳ
波およびＴ波の振幅、心拍数ＨＲ、圧脈波の指標値ＥＶ
の絶対値が４本の各軸にそれぞれ表示されるとともに、
各軸の表示点が直線によって接続されている。図７の実
線は運動負荷付与前の値を示し、破線は運動負荷付与後
の値を示している。ここでは、運動負荷付与後の指標値
ＥＶ2 は運動負荷付与前の指標値ＥＶ1 に対比して表示
される。上記図５乃至図７はいずれも、血液駆出機能が
低下した場合を示している。
により決定された第２指標値ＥＶ2を第１指標値決定手
段７０により決定された第１指標値ＥＶ1 と対比させて
表示器３２に表示させる。図５乃至図７はその表示例で
ある。図５では、第１指標値ＥＶ1 を１００％とした場
合の第２指標値ＥＶ2 の割合（％）が円グラフ状に表示
されている。ここでは、第２指標値ＥＶ2 は１００％と
して示される第１指標値ＥＶ1 と対比させられている。
図６では、第２指標値ＥＶ2 の第１指標値ＥＶ 1 に対す
る割合ＥＶ2 ／ＥＶ1 （％）が運動負荷付与終了後の時
間経過に伴う変化としてトレンド表示されている。ここ
では、上記割合ＥＶ2 ／ＥＶ1 （％）は１００％として
表示されるＥＶ2 ／ＥＶ1 （ＥＶ1 ＝ＥＶ2 ）と対比さ
せられる。図７では、最高血圧値ＰSYS 、心電波形のＳ
波およびＴ波の振幅、心拍数ＨＲ、圧脈波の指標値ＥＶ
の絶対値が４本の各軸にそれぞれ表示されるとともに、
各軸の表示点が直線によって接続されている。図７の実
線は運動負荷付与前の値を示し、破線は運動負荷付与後
の値を示している。ここでは、運動負荷付与後の指標値
ＥＶ2 は運動負荷付与前の指標値ＥＶ1 に対比して表示
される。上記図５乃至図７はいずれも、血液駆出機能が
低下した場合を示している。
【００３３】図８は、上記電子制御装置２８の制御作動
の要部を説明するフローチャートである。図８のステッ
プＳＡ１（以下、ステップを省略する。）では、血液駆
出機能評価装置８の起動操作が図示しない操作釦により
行われたか否かが判断される。このＳＡ１の判断が否定
されるうちは待機させられるが、肯定されると前記血圧
測定手段６２に対応するＳＡ２においてカフ１０による
血圧測定が実行される。図９のＡ時点はこの状態を示し
ている。
の要部を説明するフローチャートである。図８のステッ
プＳＡ１（以下、ステップを省略する。）では、血液駆
出機能評価装置８の起動操作が図示しない操作釦により
行われたか否かが判断される。このＳＡ１の判断が否定
されるうちは待機させられるが、肯定されると前記血圧
測定手段６２に対応するＳＡ２においてカフ１０による
血圧測定が実行される。図９のＡ時点はこの状態を示し
ている。
【００３４】このＳＡ２では、血圧測定のためにカフ１
０が最高血圧値よりも充分に高い値（たとえば１８０mm
Hg）まで昇圧させられた後、空気ポンプ１８を停止させ
且つ切換弁１６を徐速排気側へ切り換えることによりカ
フ１０を２乃至３mmHg/sec程度の速度で徐速降下させ、
その徐速変化過程で逐次得られる脈波信号ＳＭ1 が表す
脈波の振幅の変化に基づいて、良く知られたオシロメト
リック方式の血圧値決定アルゴリズムに従って最高血圧
値ＰBPSYS 、平均血圧値ＰBPMEAN、および最低血圧値Ｐ
BPDIA が測定されるとともに、脈波間隔に基づいて脈搏
数などが決定されるのである。そして、その測定された
血圧値および脈搏数などが表示器３２に表示されるとと
もに、切換弁１６が急速排圧状態に切り換えられてカフ
１０内が急速に排圧される。図９のＢ時点はこの状態を
示している。
０が最高血圧値よりも充分に高い値（たとえば１８０mm
Hg）まで昇圧させられた後、空気ポンプ１８を停止させ
且つ切換弁１６を徐速排気側へ切り換えることによりカ
フ１０を２乃至３mmHg/sec程度の速度で徐速降下させ、
その徐速変化過程で逐次得られる脈波信号ＳＭ1 が表す
脈波の振幅の変化に基づいて、良く知られたオシロメト
リック方式の血圧値決定アルゴリズムに従って最高血圧
値ＰBPSYS 、平均血圧値ＰBPMEAN、および最低血圧値Ｐ
BPDIA が測定されるとともに、脈波間隔に基づいて脈搏
数などが決定されるのである。そして、その測定された
血圧値および脈搏数などが表示器３２に表示されるとと
もに、切換弁１６が急速排圧状態に切り換えられてカフ
１０内が急速に排圧される。図９のＢ時点はこの状態を
示している。
【００３５】次いで、前記圧脈波較正手段６４に対応す
るＳＡ３では、圧脈波センサ４６からの圧脈波の大きさ
（絶対値すなわち圧脈波信号ＳＭ2 の大きさ）と上記Ｓ
Ａ２において測定されたカフ１０による血圧値
ＰBPSYS 、ＰBPDIA との間の対応関係が求められる。す
なわち、圧脈波センサ４６からの圧脈波が１拍読み込ま
れ且つその圧脈波の最高値ＰHpk および最低値ＰLpk が
決定されるとともに、それら圧脈波の最高値ＰHpk およ
び最低値ＰLpk とＳＡ２にてカフ１０により測定された
最高血圧値ＰBPSYS および平均血圧値ＰBPMEANまたは最
低血圧値ＰBPDIA とに基づいて、図３に示す圧脈波の大
きさＰM と血圧値との間の対応関係が決定される。この
ため、これ以後において読み込まれる圧脈波信号ＳＭ2
は上記対応関係により較正され、動脈内の血圧値を示す
波形とされる。
るＳＡ３では、圧脈波センサ４６からの圧脈波の大きさ
（絶対値すなわち圧脈波信号ＳＭ2 の大きさ）と上記Ｓ
Ａ２において測定されたカフ１０による血圧値
ＰBPSYS 、ＰBPDIA との間の対応関係が求められる。す
なわち、圧脈波センサ４６からの圧脈波が１拍読み込ま
れ且つその圧脈波の最高値ＰHpk および最低値ＰLpk が
決定されるとともに、それら圧脈波の最高値ＰHpk およ
び最低値ＰLpk とＳＡ２にてカフ１０により測定された
最高血圧値ＰBPSYS および平均血圧値ＰBPMEANまたは最
低血圧値ＰBPDIA とに基づいて、図３に示す圧脈波の大
きさＰM と血圧値との間の対応関係が決定される。この
ため、これ以後において読み込まれる圧脈波信号ＳＭ2
は上記対応関係により較正され、動脈内の血圧値を示す
波形とされる。
【００３６】上記のようにして圧脈波血圧対応関係が決
定されると、続くＳＡ４において、運動負荷の付与に先
立って所定数の複数の圧脈波が順次読み込まれる。そし
て、前記波形変換手段６６に対応するＳＡ５において、
上記ＳＡ４により順次読み込まれた圧脈波に対して波形
変換処理が施されることにより大動脈内の波形に復元さ
れる。たとえば、この波形変換処理では、大動脈から圧
脈波センサ４６が装着された部位へ伝播する圧脈波の伝
達函数ＴＦで圧脈波信号ＳＭ2 を除することにより、そ
の圧脈波信号ＳＭ2 が大動脈内の波形に変換される。上
記伝達函数ＴＦは、たとえば大動脈内に挿入されるカテ
ーテルと上記圧脈波センサ４６とを用いて予め実験的に
求められる。
定されると、続くＳＡ４において、運動負荷の付与に先
立って所定数の複数の圧脈波が順次読み込まれる。そし
て、前記波形変換手段６６に対応するＳＡ５において、
上記ＳＡ４により順次読み込まれた圧脈波に対して波形
変換処理が施されることにより大動脈内の波形に復元さ
れる。たとえば、この波形変換処理では、大動脈から圧
脈波センサ４６が装着された部位へ伝播する圧脈波の伝
達函数ＴＦで圧脈波信号ＳＭ2 を除することにより、そ
の圧脈波信号ＳＭ2 が大動脈内の波形に変換される。上
記伝達函数ＴＦは、たとえば大動脈内に挿入されるカテ
ーテルと上記圧脈波センサ４６とを用いて予め実験的に
求められる。
【００３７】次いで、前記第１指標値決定手段７０に対
応するＳＡ６では、運動負荷が付与される前の圧脈波の
形状の収縮期面積に対応する前記第１指標値ＥＶ1 が決
定される。続くＳＡ７では、運動負荷装置６８によって
生体に対する運動負荷の付与が終了したか否かが、その
運動負荷装置６８からの出力信号などに基づいて判断さ
れる。このＳＡ７の判断が否定された場合は、ＳＡ８に
おいて運動負荷装置６８による運動負荷の付与作動の許
可を出力する。これにより、運動負荷装置６８は、医療
従事者による起動動作に応答して、予め設定された運動
強度および運動時間に基づいて生体に運動負荷を付与す
る。図９のＣ時点はこの状態を示している。
応するＳＡ６では、運動負荷が付与される前の圧脈波の
形状の収縮期面積に対応する前記第１指標値ＥＶ1 が決
定される。続くＳＡ７では、運動負荷装置６８によって
生体に対する運動負荷の付与が終了したか否かが、その
運動負荷装置６８からの出力信号などに基づいて判断さ
れる。このＳＡ７の判断が否定された場合は、ＳＡ８に
おいて運動負荷装置６８による運動負荷の付与作動の許
可を出力する。これにより、運動負荷装置６８は、医療
従事者による起動動作に応答して、予め設定された運動
強度および運動時間に基づいて生体に運動負荷を付与す
る。図９のＣ時点はこの状態を示している。
【００３８】以上のステップが繰り返し実行されるう
ち、運動負荷装置６８による運動負荷の付与作動が終了
すると、上記ＳＡ７の判断が肯定されるので、ＳＡ９に
おいて第２指標値ＥＶ2 が決定されたか否かが判断され
る。当初はこのＳＡ９の判断が否定されるので、前記Ｓ
Ａ２が再び実行されることによりカフ１０による血圧測
定が開始される。図９のＤ時点はこの血圧測定の開始状
態を示し、Ｅ時点は終了状態を示している。次いで、Ｓ
Ａ３乃至ＳＡ５が再び順次実行されることにより、運動
負荷が付与された後の圧脈波が読み込まれ且つ波形変換
されるとともに、前記第２指標値決定手段７２に対応す
るＳＡ６において運動負荷が付与された後の圧脈波の形
状の収縮期面積に対応する第２指標値ＥＶ2 が第１指標
値ＥＶ1 と同様にして決定される。
ち、運動負荷装置６８による運動負荷の付与作動が終了
すると、上記ＳＡ７の判断が肯定されるので、ＳＡ９に
おいて第２指標値ＥＶ2 が決定されたか否かが判断され
る。当初はこのＳＡ９の判断が否定されるので、前記Ｓ
Ａ２が再び実行されることによりカフ１０による血圧測
定が開始される。図９のＤ時点はこの血圧測定の開始状
態を示し、Ｅ時点は終了状態を示している。次いで、Ｓ
Ａ３乃至ＳＡ５が再び順次実行されることにより、運動
負荷が付与された後の圧脈波が読み込まれ且つ波形変換
されるとともに、前記第２指標値決定手段７２に対応す
るＳＡ６において運動負荷が付与された後の圧脈波の形
状の収縮期面積に対応する第２指標値ＥＶ2 が第１指標
値ＥＶ1 と同様にして決定される。
【００３９】上記のようにして、運動負荷の付与が終了
し且つ第２指標値ＥＶ2 が決定されると、続くＳＡ７お
よびＳＡ９の判断が肯定される。第９図のＦ時点はこの
状態を示している。これにより、前記評価手段７４に対
応するＳＡ１０において、上記第１指標値ＥＶ1 および
第２指標値ＥＶ2 の相対的な変化に基づいて心臓の血液
駆出機能が評価される。たとえば、ＳＡ１０において、
運動負荷前の所定数の圧脈波の平均値として算出された
第１指標値ＥＶ1 と運動負荷後の所定数の圧脈波の平均
値として算出された第２指標値ＥＶ2 との間の変化量Δ
ＥＶ（＝ＥＶ1−ＥＶ2 ）或いは変化率ＥＶ1 ／ＥＶ2
が予め設定された判断基準値を超えた場合には正常と判
定するが超えない場合には心臓の血液駆出機能低下を判
定する。或いは、ＳＡ１０において、運動負荷付与終了
後において第２指標値ＥＶ2 が第１指標値ＥＶ1 に向か
って回復する回復時間ＴＲが予め設定された判断基準値
より短い場合、或いは単位時間当たりの回復率（傾斜
値）ΔＥＶ2 が予め設定された判断基準値を超えた場合
には正常と判定するが、反対の場合には心臓の血液駆出
機能低下と判定する。心臓の血液駆出機能が正常である
場合には、運動負荷が与えられると圧脈波の形状の収縮
期面積が増大する一方、運動負荷の付与が終了すると速
やかに運動負荷の付与前の状態に向かって回復するから
である。
し且つ第２指標値ＥＶ2 が決定されると、続くＳＡ７お
よびＳＡ９の判断が肯定される。第９図のＦ時点はこの
状態を示している。これにより、前記評価手段７４に対
応するＳＡ１０において、上記第１指標値ＥＶ1 および
第２指標値ＥＶ2 の相対的な変化に基づいて心臓の血液
駆出機能が評価される。たとえば、ＳＡ１０において、
運動負荷前の所定数の圧脈波の平均値として算出された
第１指標値ＥＶ1 と運動負荷後の所定数の圧脈波の平均
値として算出された第２指標値ＥＶ2 との間の変化量Δ
ＥＶ（＝ＥＶ1−ＥＶ2 ）或いは変化率ＥＶ1 ／ＥＶ2
が予め設定された判断基準値を超えた場合には正常と判
定するが超えない場合には心臓の血液駆出機能低下を判
定する。或いは、ＳＡ１０において、運動負荷付与終了
後において第２指標値ＥＶ2 が第１指標値ＥＶ1 に向か
って回復する回復時間ＴＲが予め設定された判断基準値
より短い場合、或いは単位時間当たりの回復率（傾斜
値）ΔＥＶ2 が予め設定された判断基準値を超えた場合
には正常と判定するが、反対の場合には心臓の血液駆出
機能低下と判定する。心臓の血液駆出機能が正常である
場合には、運動負荷が与えられると圧脈波の形状の収縮
期面積が増大する一方、運動負荷の付与が終了すると速
やかに運動負荷の付与前の状態に向かって回復するから
である。
【００４０】次いで、前記表示手段７６に対応するＳＡ
１１では、上記の評価結果が表示器３２の画面に表示さ
れるとともに、たとえば図５乃至図７に例示する表示、
すなわち運動負荷後の第２指標値ＥＶ2 を運動負荷前の
第１指標値ＥＶ1 と対比させることにより、第２指標値
ＥＶ2 の第１指標値ＥＶ1 に対する変化を容易に把握で
きるようにする表示が表示器３２に行われる。
１１では、上記の評価結果が表示器３２の画面に表示さ
れるとともに、たとえば図５乃至図７に例示する表示、
すなわち運動負荷後の第２指標値ＥＶ2 を運動負荷前の
第１指標値ＥＶ1 と対比させることにより、第２指標値
ＥＶ2 の第１指標値ＥＶ1 に対する変化を容易に把握で
きるようにする表示が表示器３２に行われる。
【００４１】上述のように、本実施例によれば、第１指
標値決定手段７０に対応するＳＡ６により、前記生体に
運動負荷が与えられる前において圧脈波センサ４６によ
り検出される脈波の形状の収縮期面積に対応する第１指
標値ＥＶ1 が決定され、第２指標値決定手段７２に対応
するＳＡ６により、前記生体に運動負荷が与えられた後
において圧脈波センサ４６により検出される脈波の形状
の収縮期面積に対応する第２指標値ＥＶ2 が決定され
る。そして、表示手段７６に対応するＳＡ１１により、
第２指標値ＥＶ2 が第１指標値ＥＶ1 と対比させられた
状態で表示される。したがって、その第２指標値ＥＶ2
の第１指標値ＥＶ1 に対する変化すなわち変化量、変化
率、或いは回復曲線などに基づいて心臓の駆出機能が容
易に評価され得る。また、その血液駆出機能の正確な評
価によって、無痛性心筋虚血の診断が可能となる。
標値決定手段７０に対応するＳＡ６により、前記生体に
運動負荷が与えられる前において圧脈波センサ４６によ
り検出される脈波の形状の収縮期面積に対応する第１指
標値ＥＶ1 が決定され、第２指標値決定手段７２に対応
するＳＡ６により、前記生体に運動負荷が与えられた後
において圧脈波センサ４６により検出される脈波の形状
の収縮期面積に対応する第２指標値ＥＶ2 が決定され
る。そして、表示手段７６に対応するＳＡ１１により、
第２指標値ＥＶ2 が第１指標値ＥＶ1 と対比させられた
状態で表示される。したがって、その第２指標値ＥＶ2
の第１指標値ＥＶ1 に対する変化すなわち変化量、変化
率、或いは回復曲線などに基づいて心臓の駆出機能が容
易に評価され得る。また、その血液駆出機能の正確な評
価によって、無痛性心筋虚血の診断が可能となる。
【００４２】また、本実施例によれば、評価手段７４に
対応するＳＡ１０により、第１指標値ＥＶ1 と第２指標
値ＥＶ2 との変化に基づいて前記心臓の血液駆出機能が
評価されるので、熟練を要することなく正確に血液駆出
機能を評価できる。また、その血液駆出機能の正確な評
価によって、無痛性心筋虚血の診断が可能となる。
対応するＳＡ１０により、第１指標値ＥＶ1 と第２指標
値ＥＶ2 との変化に基づいて前記心臓の血液駆出機能が
評価されるので、熟練を要することなく正確に血液駆出
機能を評価できる。また、その血液駆出機能の正確な評
価によって、無痛性心筋虚血の診断が可能となる。
【００４３】また、本実施例によれば、評価手段７４に
対応するＳＡ１０は、前記第１指標値ＥＶ1 と第２指標
値ＥＶ2 との間の変化量或いは変化率が予め設定された
判断基準値を超えたか否かに基づいて前記心臓の血液駆
出機能を判定するものであるので、複雑な判定アルゴリ
ズムが不要となる利点がある。
対応するＳＡ１０は、前記第１指標値ＥＶ1 と第２指標
値ＥＶ2 との間の変化量或いは変化率が予め設定された
判断基準値を超えたか否かに基づいて前記心臓の血液駆
出機能を判定するものであるので、複雑な判定アルゴリ
ズムが不要となる利点がある。
【００４４】また、本実施例によれば、評価手段７４に
対応するＳＡ１０は、前記第２指標値ＥＶ2 の第１指標
値ＥＶ1 に向かって回復する回復時間或いは回復率に基
づいて前記心臓の血液駆出機能を判定するものであるの
で、血液駆出機能の評価が一層正確となる。
対応するＳＡ１０は、前記第２指標値ＥＶ2 の第１指標
値ＥＶ1 に向かって回復する回復時間或いは回復率に基
づいて前記心臓の血液駆出機能を判定するものであるの
で、血液駆出機能の評価が一層正確となる。
【００４５】また、本実施例によれば、圧脈波センサ４
６により検出される圧脈波を、その圧脈波センサ４６が
装着された部位と生体の大動脈との間の脈波信号の伝達
函数ＴＦに基づいてその大動脈内の波形に変換する波形
変換手段６６がさらに含まれているので、大動脈内の波
形を用いて第１指標値ＥＶ1 および第２指標値ＥＶ2が
一層正確に決定されることから、血液駆出機能の評価精
度が高められる利点がある。
６により検出される圧脈波を、その圧脈波センサ４６が
装着された部位と生体の大動脈との間の脈波信号の伝達
函数ＴＦに基づいてその大動脈内の波形に変換する波形
変換手段６６がさらに含まれているので、大動脈内の波
形を用いて第１指標値ＥＶ1 および第２指標値ＥＶ2が
一層正確に決定されることから、血液駆出機能の評価精
度が高められる利点がある。
【００４６】また、本実施例によれば、生体の血圧値を
カフ１０を用いて測定する血圧測定手段６２と、その生
体に運動負荷が与えられる前および後において、前記圧
脈波センサ４６により検出される圧脈波の大きさと血圧
測定手段６２により測定された血圧値とを対応させるこ
とにより、圧脈波と生体の血圧値との間の対応関係を図
に示すように予め決定し、その対応関係を用いて圧脈波
センサ４６により検出される圧脈波を較正する圧脈波較
正手段６４とがさらに含まれることから、生体に運動負
荷が与えられる前および後において圧脈波が生体の血圧
値を表す波形に較正されるので、第１指標値ＥＶ1 およ
び第２指標値ＥＶ2 の運動負荷前後に発生する相対差が
解消され、血液駆出機能の評価精度が一層高められる利
点がある。
カフ１０を用いて測定する血圧測定手段６２と、その生
体に運動負荷が与えられる前および後において、前記圧
脈波センサ４６により検出される圧脈波の大きさと血圧
測定手段６２により測定された血圧値とを対応させるこ
とにより、圧脈波と生体の血圧値との間の対応関係を図
に示すように予め決定し、その対応関係を用いて圧脈波
センサ４６により検出される圧脈波を較正する圧脈波較
正手段６４とがさらに含まれることから、生体に運動負
荷が与えられる前および後において圧脈波が生体の血圧
値を表す波形に較正されるので、第１指標値ＥＶ1 およ
び第２指標値ＥＶ2 の運動負荷前後に発生する相対差が
解消され、血液駆出機能の評価精度が一層高められる利
点がある。
【００４７】以上、本発明の一実施例を図面に基づいて
説明したが、本発明はその他の態様においても適用され
る。
説明したが、本発明はその他の態様においても適用され
る。
【００４８】たとえば、前述の実施例では、撓骨動脈５
６内の圧脈波から大動脈内の圧脈波に変換するための波
形変換手段６６が設けられていたが、必ずしも設けられ
ていなくてもよい。
６内の圧脈波から大動脈内の圧脈波に変換するための波
形変換手段６６が設けられていたが、必ずしも設けられ
ていなくてもよい。
【００４９】また、前述の実施例では、評価手段７４お
よび表示手段７６が共に備えられていたが、いずれか一
方が設けられていれば、本発明の目的が達成され得る。
よび表示手段７６が共に備えられていたが、いずれか一
方が設けられていれば、本発明の目的が達成され得る。
【００５０】また、前述の実施例の圧脈波センサ４６
は、撓骨動脈５６内の圧脈波を検出するために手首に装
着されていたが、足背動脈内の圧脈波或いは頚動脈内の
圧脈波を検出するために、足或いは首に装着されていて
も差支えない。
は、撓骨動脈５６内の圧脈波を検出するために手首に装
着されていたが、足背動脈内の圧脈波或いは頚動脈内の
圧脈波を検出するために、足或いは首に装着されていて
も差支えない。
【００５１】また、前述の実施例では、指標値ＥＶは前
記第１グループ或いは第２グループから選択された１種
類が用いられていたが、複数種類の指標値ＥＶが同時に
用いられ、それら複数種類の指標値ＥＶに基づく判定に
基づいて綜合的に判定をするようにしてもよい。
記第１グループ或いは第２グループから選択された１種
類が用いられていたが、複数種類の指標値ＥＶが同時に
用いられ、それら複数種類の指標値ＥＶに基づく判定に
基づいて綜合的に判定をするようにしてもよい。
【００５２】また、前述の実施例の血液駆出機能評価装
置８では、たとえば、指標値ＥＶとして、心電波形のＱ
波から圧脈波の立ち上がり点までの時間間隔ＰＥＰ（前
駆出期間：Pre-ejection period ）と圧脈波の立ち上が
り点から切痕ＤＮまでの駆出期間ＥＴ（＝ＬＶＥＴ：Le
ft Ventricular Ejection Time）との比ＰＥＰ／ＥＴが
用いられる場合や、心筋虚血判定の補助的な情報として
心電波形のＲ波の大きさ、ＳＴレベルを用いる場合など
には、心電波形を検出するための心電波形検出装置が必
要に応じて設けられる。
置８では、たとえば、指標値ＥＶとして、心電波形のＱ
波から圧脈波の立ち上がり点までの時間間隔ＰＥＰ（前
駆出期間：Pre-ejection period ）と圧脈波の立ち上が
り点から切痕ＤＮまでの駆出期間ＥＴ（＝ＬＶＥＴ：Le
ft Ventricular Ejection Time）との比ＰＥＰ／ＥＴが
用いられる場合や、心筋虚血判定の補助的な情報として
心電波形のＲ波の大きさ、ＳＴレベルを用いる場合など
には、心電波形を検出するための心電波形検出装置が必
要に応じて設けられる。
【００５３】その他、本発明はその主旨を逸脱しない範
囲において種々変更が加えられ得るものである。
囲において種々変更が加えられ得るものである。
【図１】本発明の一実施例である血液駆出機能評価装置
の構成を示すブロック図である。
の構成を示すブロック図である。
【図２】図１の実施例の電子制御装置の制御機能の要部
を説明する機能ブロック線図である。
を説明する機能ブロック線図である。
【図３】図１の実施例において用いられる対応関係を例
示する図である。
示する図である。
【図４】図１の実施例において用いられる圧脈波の波形
の特徴値を説明する図である。
の特徴値を説明する図である。
【図５】図１の実施例の表示器において第１指標値に対
比して第２指標値が表示される例を示す図である。
比して第２指標値が表示される例を示す図である。
【図６】図１の実施例の表示器において第１指標値に対
比して第２指標値が表示される例を示す図である。
比して第２指標値が表示される例を示す図である。
【図７】図１の実施例の表示器において第１指標値に対
比して第２指標値が表示される例を示す図である。
比して第２指標値が表示される例を示す図である。
【図８】図１の実施例の電子制御装置の制御作動の要部
を説明するフローチャートである。
を説明するフローチャートである。
【図９】図８の制御作動を説明するタイムチャートであ
る。
る。
４６：圧脈波センサ（脈波センサ） ６２：血圧測定手段 ６４：圧脈波較正手段 ６６：波形変換手段 ７０：第１指標値決定手段 ７２：第２指標値決定手段 ７４：評価手段 ７６：表示手段
Claims (6)
- 【請求項１】 生体に運動負荷を与えることにより該生
体の心臓の血液駆出機能を評価するための血液駆出機能
評価装置であって、 前記生体の動脈から心拍に同期して発生する圧脈波を検
出するために該生体に装着される圧脈波センサと、 前記生体に運動負荷が与えられる前において該圧脈波セ
ンサにより検出される圧脈波の形状の収縮期面積に対応
する第１指標値を決定する第１指標値決定手段と、 前記生体に運動負荷が与えられた後において前記圧脈波
センサにより検出される圧脈波の形状の収縮期面積に対
応する第２指標値を決定する第２指標値決定手段と、 前記第２指標値を前記第１指標値と対比させて表示する
表示手段とを、含むことを特徴とする血液駆出機能評価
装置。 - 【請求項２】 生体に運動負荷を与えることにより該生
体の心臓の血液駆出機能を評価するための血液駆出機能
評価装置であって、 前記生体の動脈から心拍に同期して発生する圧脈波を検
出するために該生体に装着される圧脈波センサと、 前記生体に運動負荷が与えられる前において該圧脈波セ
ンサにより検出される圧脈波の形状の収縮期面積に対応
する第１指標値を決定する第１指標値決定手段と、 前記生体に運動負荷が与えられた後において前記圧脈波
センサにより検出される圧脈波の形状の収縮期面積に対
応する第２指標値を決定する第２指標値決定手段と、 前記第１指標値と第２指標値との変化に基づいて前記心
臓の血液駆出機能を評価する評価手段とを、含むことを
特徴とする血液駆出機能評価装置。 - 【請求項３】 前記評価手段は、前記第１指標値と第２
指標値との間の変化量或いは変化率が予め設定された判
断基準値を超えたか否かに基づいて前記心臓の血液駆出
機能を判定するものである請求項２の血液駆出機能評価
装置。 - 【請求項４】 前記評価手段は、前記第２指標値の第１
指標値に向かって回復する回復時間或いは回復率に基づ
いて前記心臓の血液駆出機能を判定するものである請求
項２の血液駆出機能評価装置。 - 【請求項５】 前記圧脈波センサにより検出される圧脈
波を、該圧脈波センサが装着された部位と生体の大動脈
との間の伝達函数に基づいて該大動脈内の波形に変換す
る波形変換手段を含むものである請求項２乃至４のいず
れかの血液駆出機能評価装置。 - 【請求項６】 前記生体の血圧値をカフを用いて測定す
る血圧測定手段と、 該生体に運動負荷が与えられる前および後において、前
記圧脈波センサにより検出される圧脈波の大きさと前記
血圧測定手段により測定された血圧値とを対応させるこ
とにより、該圧脈波と生体の血圧値との間の対応関係を
予め決定し、その対応関係を用いて前記圧脈波センサに
より検出される圧脈波を較正する圧脈波較正手段とを、
さらに含むものである請求項２の血液駆出機能評価装
置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP04155295A JP3583494B2 (ja) | 1995-03-01 | 1995-03-01 | 血液駆出機能評価装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP04155295A JP3583494B2 (ja) | 1995-03-01 | 1995-03-01 | 血液駆出機能評価装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08229011A true JPH08229011A (ja) | 1996-09-10 |
| JP3583494B2 JP3583494B2 (ja) | 2004-11-04 |
Family
ID=12611598
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP04155295A Expired - Fee Related JP3583494B2 (ja) | 1995-03-01 | 1995-03-01 | 血液駆出機能評価装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3583494B2 (ja) |
Cited By (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH119564A (ja) * | 1997-06-27 | 1999-01-19 | Seiko Epson Corp | 心機能診断装置 |
| WO1999009884A1 (fr) * | 1997-08-26 | 1999-03-04 | Seiko Epson Corporation | Procede et appareil de mesure, de detection et de diagnostic d'un signal impulsionnel, de la fonction cardiaque et de l'intensite de mouvement |
| JPH11128186A (ja) * | 1997-10-31 | 1999-05-18 | Seiko Epson Corp | 一回拍出量検出装置および心機能診断装置 |
| JP2007044352A (ja) * | 2005-08-11 | 2007-02-22 | Nippon Koden Corp | スポーツ用循環機能測定装置及び測定方法 |
| JP2009136656A (ja) * | 2007-12-10 | 2009-06-25 | National Yang Ming Univ | カフ圧力の振動波形の解析技術を利用した遠位動脈血圧の計算の改良 |
| WO2016063577A1 (ja) * | 2014-10-20 | 2016-04-28 | 浜松ホトニクス株式会社 | 血圧測定方法、血圧測定装置、血圧測定プログラム及びそのプログラムを記録する記録媒体 |
| WO2017179703A1 (ja) * | 2016-04-15 | 2017-10-19 | オムロン株式会社 | 生体情報分析装置、システム、及び、プログラム |
-
1995
- 1995-03-01 JP JP04155295A patent/JP3583494B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (13)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH119564A (ja) * | 1997-06-27 | 1999-01-19 | Seiko Epson Corp | 心機能診断装置 |
| WO1999009884A1 (fr) * | 1997-08-26 | 1999-03-04 | Seiko Epson Corporation | Procede et appareil de mesure, de detection et de diagnostic d'un signal impulsionnel, de la fonction cardiaque et de l'intensite de mouvement |
| US6361501B1 (en) | 1997-08-26 | 2002-03-26 | Seiko Epson Corporation | Pulse wave diagnosing device |
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| JP2007044352A (ja) * | 2005-08-11 | 2007-02-22 | Nippon Koden Corp | スポーツ用循環機能測定装置及び測定方法 |
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| WO2016063577A1 (ja) * | 2014-10-20 | 2016-04-28 | 浜松ホトニクス株式会社 | 血圧測定方法、血圧測定装置、血圧測定プログラム及びそのプログラムを記録する記録媒体 |
| JP5997865B1 (ja) * | 2014-10-20 | 2016-09-28 | 浜松ホトニクス株式会社 | 血圧測定方法、血圧測定装置、血圧測定プログラム及びそのプログラムを記録する記録媒体 |
| WO2017179703A1 (ja) * | 2016-04-15 | 2017-10-19 | オムロン株式会社 | 生体情報分析装置、システム、及び、プログラム |
| CN108882873A (zh) * | 2016-04-15 | 2018-11-23 | 欧姆龙株式会社 | 生物体信息分析装置、系统以及程序 |
| US11246501B2 (en) | 2016-04-15 | 2022-02-15 | Omron Corporation | Biological information analysis device, system, and program |
| US11617516B2 (en) | 2016-04-15 | 2023-04-04 | Omron Corporation | Biological information analysis device, biological information analysis system, program, and biological information analysis method |
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| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3583494B2 (ja) | 2004-11-04 |
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