JPH08238224A - 心筋虚血評価装置 - Google Patents
心筋虚血評価装置Info
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- JPH08238224A JPH08238224A JP7044693A JP4469395A JPH08238224A JP H08238224 A JPH08238224 A JP H08238224A JP 7044693 A JP7044693 A JP 7044693A JP 4469395 A JP4469395 A JP 4469395A JP H08238224 A JPH08238224 A JP H08238224A
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 心臓の心筋虚値を正確に評価できる心筋虚値
評価装置を提供する。 【構成】 血圧変動周波数解析手段７０により、連続血
圧測定手段６４により連続的に検出された血圧値の変動
から、その周波数スペクトルの生体呼吸周波数ＲＦより
も低い周波数付近にピークを示す血圧変動低周波信号Ｌ
Ｆabp が抽出され、そして、表示手段７６により、生体
に所定の運動負荷が与えられる前において得られた血圧
変動低周波信号ＬＦabp とその生体に所定の運動負荷が
与えられた後において得られた血圧変動低周波信号ＬＦ
abp とが、相互対比可能に表示されることから、それら
の変化状態が対比可能な表示から容易に観察できるの
で、それに基づいて非侵襲的に心筋虚血が評価される。
血圧変動低周波信号ＬＦabp は直接的に血管運動性交感
神経の活動レベルに基づくものであるので、変動因子の
多い心電図や心拍数の変化を用いる場合に比較して、無
痛性心筋虚血が比較的正確に評価され得る。
評価装置を提供する。 【構成】 血圧変動周波数解析手段７０により、連続血
圧測定手段６４により連続的に検出された血圧値の変動
から、その周波数スペクトルの生体呼吸周波数ＲＦより
も低い周波数付近にピークを示す血圧変動低周波信号Ｌ
Ｆabp が抽出され、そして、表示手段７６により、生体
に所定の運動負荷が与えられる前において得られた血圧
変動低周波信号ＬＦabp とその生体に所定の運動負荷が
与えられた後において得られた血圧変動低周波信号ＬＦ
abp とが、相互対比可能に表示されることから、それら
の変化状態が対比可能な表示から容易に観察できるの
で、それに基づいて非侵襲的に心筋虚血が評価される。
血圧変動低周波信号ＬＦabp は直接的に血管運動性交感
神経の活動レベルに基づくものであるので、変動因子の
多い心電図や心拍数の変化を用いる場合に比較して、無
痛性心筋虚血が比較的正確に評価され得る。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、生体の心臓の心筋虚血
を評価するための心筋虚血評価装置に関するものであ
る。
を評価するための心筋虚血評価装置に関するものであ
る。
【０００２】
【従来の技術】生体の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、非侵
襲的に精度の高い診断を可能とすることが望まれる。こ
れに対し、生体に所定の運動負荷を加えたときの心電波
形のＳＴ部分の降下（ＳＴ降下）を観測し、そのＳＴ降
下状態が心筋虚血特有のものであるか否かに基づいてス
クリーニングしたり、或いはそれに加えて、上記所定の
運動負荷が付与されたときの心拍数のトレンドの特徴を
参考としてスクリーニングしたりすることが行われてい
る。
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、非侵
襲的に精度の高い診断を可能とすることが望まれる。こ
れに対し、生体に所定の運動負荷を加えたときの心電波
形のＳＴ部分の降下（ＳＴ降下）を観測し、そのＳＴ降
下状態が心筋虚血特有のものであるか否かに基づいてス
クリーニングしたり、或いはそれに加えて、上記所定の
運動負荷が付与されたときの心拍数のトレンドの特徴を
参考としてスクリーニングしたりすることが行われてい
る。
【０００３】
【発明が解決すべき課題】しかしながら、上記のような
スクリーニングが施されても、実際に心筋虚血が含まれ
る割合は十数％程度に過ぎず、血管造影などの侵襲的診
断による負担を生体に対して不要に与える割合が多いと
いう欠点があった。
スクリーニングが施されても、実際に心筋虚血が含まれ
る割合は十数％程度に過ぎず、血管造影などの侵襲的診
断による負担を生体に対して不要に与える割合が多いと
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、心臓の心筋虚
血を比較的正確に評価できる心筋虚血評価装置を提供す
ることにある。
たものであり、その目的とするところは、心臓の心筋虚
血を比較的正確に評価できる心筋虚血評価装置を提供す
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、生体の血圧値の変動を周波数解析する
と、その生体の呼吸周波数よりも１／３程度の周期を持
つ低周波数成分が存在し、生体に付与される運動負荷に
関連して、その低周波数成分の血圧変動低周波信号は心
筋虚血に特有の変化を示すことを見出した。上記血圧変
動低周波信号は、生体の血圧調節系の遅れ要素に起因す
るものであって交感神経活動レベルに比例するものと推
定されることから、上記血圧変動低周波信号は心筋の緊
張を示しており、心筋虚血が存在する場合は運動負荷の
付与があるとその回復が遅れる程度が血圧変動低周波信
号の変化状態から把握できる。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、生体の血圧値の変動を周波数解析する
と、その生体の呼吸周波数よりも１／３程度の周期を持
つ低周波数成分が存在し、生体に付与される運動負荷に
関連して、その低周波数成分の血圧変動低周波信号は心
筋虚血に特有の変化を示すことを見出した。上記血圧変
動低周波信号は、生体の血圧調節系の遅れ要素に起因す
るものであって交感神経活動レベルに比例するものと推
定されることから、上記血圧変動低周波信号は心筋の緊
張を示しており、心筋虚血が存在する場合は運動負荷の
付与があるとその回復が遅れる程度が血圧変動低周波信
号の変化状態から把握できる。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、
生体の心臓に発生する心筋虚血を評価するための心筋虚
血評価装置であって、(a) 前記生体の血圧値を連続的に
測定する連続血圧測定手段と、(b) その連続血圧測定手
段により連続的に検出された血圧値の変動から、その周
波数スペクトルの生体呼吸周波数よりも低い周波数付近
にピークを示す血圧変動低周波信号を抽出する血圧変動
周波数解析手段と、(c) 前記生体に所定の運動負荷が与
えられる前において得られた血圧変動低周波信号或いは
それに基づいて算出された指標値と、上記生体に所定の
運動負荷が与えられた後において得られた血圧変動低周
波信号或いはそれに基づいて算出された指標値とを、相
互対比可能に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、
生体の心臓に発生する心筋虚血を評価するための心筋虚
血評価装置であって、(a) 前記生体の血圧値を連続的に
測定する連続血圧測定手段と、(b) その連続血圧測定手
段により連続的に検出された血圧値の変動から、その周
波数スペクトルの生体呼吸周波数よりも低い周波数付近
にピークを示す血圧変動低周波信号を抽出する血圧変動
周波数解析手段と、(c) 前記生体に所定の運動負荷が与
えられる前において得られた血圧変動低周波信号或いは
それに基づいて算出された指標値と、上記生体に所定の
運動負荷が与えられた後において得られた血圧変動低周
波信号或いはそれに基づいて算出された指標値とを、相
互対比可能に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、血圧変動周波数解析手段に
より、前記連続血圧測定手段により連続的に検出された
血圧値の変動から、その周波数スペクトルの生体呼吸周
波数よりも低い周波数付近にピークを示す血圧変動低周
波信号が抽出される。そして、評価手段により、生体に
所定の運動負荷が与えられる前において得られた血圧変
動低周波信号或いはそれに基づいて算出された指標値
と、その生体に所定の運動負荷が与えられた後において
得られた血圧変動低周波信号或いはそれに基づいて算出
された指標値とが、相互対比可能に表示される。
より、前記連続血圧測定手段により連続的に検出された
血圧値の変動から、その周波数スペクトルの生体呼吸周
波数よりも低い周波数付近にピークを示す血圧変動低周
波信号が抽出される。そして、評価手段により、生体に
所定の運動負荷が与えられる前において得られた血圧変
動低周波信号或いはそれに基づいて算出された指標値
と、その生体に所定の運動負荷が与えられた後において
得られた血圧変動低周波信号或いはそれに基づいて算出
された指標値とが、相互対比可能に表示される。
【０００８】
【第１発明の効果】すなわち、本発明によれば、生体に
所定の運動負荷が与えられる前後の上記血圧変動低周波
信号自体或いはそれに基づいて算出される指標値の変化
状態が対比可能な表示から容易に観察できるので、それ
に基づいて非侵襲的に心筋虚血が評価される。この血圧
変動低周波信号は直接的に血管運動性交感神経の活動レ
ベルに基づくものであるので、変動因子の多い心電図や
心拍数の変化を用いる場合に比較して、無痛性心筋虚血
が比較的正確に評価され得る。
所定の運動負荷が与えられる前後の上記血圧変動低周波
信号自体或いはそれに基づいて算出される指標値の変化
状態が対比可能な表示から容易に観察できるので、それ
に基づいて非侵襲的に心筋虚血が評価される。この血圧
変動低周波信号は直接的に血管運動性交感神経の活動レ
ベルに基づくものであるので、変動因子の多い心電図や
心拍数の変化を用いる場合に比較して、無痛性心筋虚血
が比較的正確に評価され得る。
【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
の心臓に発生する心筋虚血を評価するための心筋虚血評
価装置であって、(a) 前記生体の血圧値を連続的に測定
する連続血圧測定手段と、(b) その連続血圧測定手段に
より連続的に検出された血圧値の変動から、その周波数
スペクトルの生体呼吸周波数よりも低い周波数付近にピ
ークを示す血圧変動低周波信号を抽出する血圧変動周波
数解析手段と、(c) 前記生体に所定の運動負荷が与えら
れる前において得られた血圧変動低周波信号或いはそれ
に基づいて算出される指標値と、その生体に所定の運動
負荷が与えられた後において得られた血圧変動低周波信
号或いはそれに基づいて算出された指標値との変化状態
に基づいて、前記心筋虚血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
の心臓に発生する心筋虚血を評価するための心筋虚血評
価装置であって、(a) 前記生体の血圧値を連続的に測定
する連続血圧測定手段と、(b) その連続血圧測定手段に
より連続的に検出された血圧値の変動から、その周波数
スペクトルの生体呼吸周波数よりも低い周波数付近にピ
ークを示す血圧変動低周波信号を抽出する血圧変動周波
数解析手段と、(c) 前記生体に所定の運動負荷が与えら
れる前において得られた血圧変動低周波信号或いはそれ
に基づいて算出される指標値と、その生体に所定の運動
負荷が与えられた後において得られた血圧変動低周波信
号或いはそれに基づいて算出された指標値との変化状態
に基づいて、前記心筋虚血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、血圧変動周波数解析手段に
より、前記連続血圧測定手段により連続的に検出された
血圧値の変動から、その周波数スペクトルの生体呼吸周
波数よりも低い周波数付近にピークを示す血圧変動低周
波信号が抽出される。そして、評価手段により、生体に
所定の運動負荷が与えられる前において得られた血圧変
動低周波信号とその生体に所定の運動負荷が与えられた
後において得られた血圧変動低周波信号とに基づいて、
前記心筋虚血が評価される。
より、前記連続血圧測定手段により連続的に検出された
血圧値の変動から、その周波数スペクトルの生体呼吸周
波数よりも低い周波数付近にピークを示す血圧変動低周
波信号が抽出される。そして、評価手段により、生体に
所定の運動負荷が与えられる前において得られた血圧変
動低周波信号とその生体に所定の運動負荷が与えられた
後において得られた血圧変動低周波信号とに基づいて、
前記心筋虚血が評価される。
【００１１】
【第２発明の効果】すなわち、本発明によれば、生体に
所定の運動負荷が与えられる前後の上記血圧変動低周波
信号自体或いはそれに基づいて算出される指標値の変化
状態、たとえば変化量、変化率、或いは回復曲線などか
ら、直接的に血管運動性交感神経の活動レベルに基づい
て、非侵襲的に心筋虚血が評価されるので、変動因子の
多い心電図や心拍数の変化を用いる場合に比較して、無
痛性心筋虚血が比較的正確に評価され得る。
所定の運動負荷が与えられる前後の上記血圧変動低周波
信号自体或いはそれに基づいて算出される指標値の変化
状態、たとえば変化量、変化率、或いは回復曲線などか
ら、直接的に血管運動性交感神経の活動レベルに基づい
て、非侵襲的に心筋虚血が評価されるので、変動因子の
多い心電図や心拍数の変化を用いる場合に比較して、無
痛性心筋虚血が比較的正確に評価され得る。
【００１２】
【発明の他の態様】ここで、好適には、前記生体の心拍
周期を連続的に検出する心拍周期検出手段と、その心拍
周期検出手段により連続的に検出された心拍周期の変動
から、その周波数スペクトルの生体呼吸の周波数付近に
ピークを示す心拍周期変動高周波信号を抽出する心拍周
期変動周波数解析手段とがさらに含まれ、前記評価手段
は、前記血圧変動低周波信号と上記心拍周期変動高周波
信号との信号比を、前記指標値として用いるものであ
る。このようにすれば、血管運動性交感神経の活動レベ
ルに対応する血圧変動低周波信号と、副交感神経系の活
動レベルに対応する心拍周期変動高周波信号との信号比
の変化が用いられることから、副交感神経が支配的であ
る好気性代謝および交感神経が支配的である嫌気性代謝
の割合に基づく評価となるので、血圧変動低周波信号だ
けを用いる場合に比較して評価精度が高められる利点が
ある。
周期を連続的に検出する心拍周期検出手段と、その心拍
周期検出手段により連続的に検出された心拍周期の変動
から、その周波数スペクトルの生体呼吸の周波数付近に
ピークを示す心拍周期変動高周波信号を抽出する心拍周
期変動周波数解析手段とがさらに含まれ、前記評価手段
は、前記血圧変動低周波信号と上記心拍周期変動高周波
信号との信号比を、前記指標値として用いるものであ
る。このようにすれば、血管運動性交感神経の活動レベ
ルに対応する血圧変動低周波信号と、副交感神経系の活
動レベルに対応する心拍周期変動高周波信号との信号比
の変化が用いられることから、副交感神経が支配的であ
る好気性代謝および交感神経が支配的である嫌気性代謝
の割合に基づく評価となるので、血圧変動低周波信号だ
けを用いる場合に比較して評価精度が高められる利点が
ある。
【００１３】また、好適には、前記評価手段は、前記信
号比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心筋虚血状態を判
定するものである。このようにすれば、信号比の変化量
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。
号比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心筋虚血状態を判
定するものである。このようにすれば、信号比の変化量
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。
【００１４】また、好適には、前記評価手段は、前記運
動負荷付与前の信号比に向かって運動負荷付与後の信号
比が回復する回復時間或いは回復率に基づいて前記心臓
の心筋虚血状態を判定するものである。このようにすれ
ば、前記信号比の回復状態に基づいて評価されるので、
心筋虚血状態の評価が一層正確となる。
動負荷付与前の信号比に向かって運動負荷付与後の信号
比が回復する回復時間或いは回復率に基づいて前記心臓
の心筋虚血状態を判定するものである。このようにすれ
ば、前記信号比の回復状態に基づいて評価されるので、
心筋虚血状態の評価が一層正確となる。
【００１５】また、好適には、連続血圧測定手段は、前
記生体の動脈から発生する圧脈波を検出するためにその
生体に装着される圧脈波センサを備え、その圧脈波セン
サにより検出された圧脈波の上ピーク値に基づいて最高
血圧値を１拍毎に連続的に測定するものである。このよ
うにすれば、１拍毎に連続して測定される最高血圧値に
基づいてそのゆらぎの周波数である血圧変動低周波信号
が抽出されるので、比較的正確な信号が得られる。
記生体の動脈から発生する圧脈波を検出するためにその
生体に装着される圧脈波センサを備え、その圧脈波セン
サにより検出された圧脈波の上ピーク値に基づいて最高
血圧値を１拍毎に連続的に測定するものである。このよ
うにすれば、１拍毎に連続して測定される最高血圧値に
基づいてそのゆらぎの周波数である血圧変動低周波信号
が抽出されるので、比較的正確な信号が得られる。
【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心筋虚血評
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心筋虚血評
価装置８の構成を説明する図である。
【００１７】図１において、心筋虚血評価装置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１
２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１
６、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急速昇圧
状態、カフ１０内を徐々に排圧する徐速降圧状態、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。
ム製袋を布製帯状袋内に有してたとえば患者の上腕部１
２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１
６、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急速昇圧
状態、カフ１０内を徐々に排圧する徐速降圧状態、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撓骨動脈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撓骨動脈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、上記心筋虚血評価装置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、カフ血圧測定手段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生体の最高血圧値Ｐ
BPSYS および最低血圧値ＰBPDIA を測定する。このカフ
血圧測定手段６２は、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生体の最高血
圧値ＰBPSYS および最低血圧値ＰBPDIA を測定するもの
でもよい。
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、カフ血圧測定手段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生体の最高血圧値Ｐ
BPSYS および最低血圧値ＰBPDIA を測定する。このカフ
血圧測定手段６２は、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生体の最高血
圧値ＰBPSYS および最低血圧値ＰBPDIA を測定するもの
でもよい。
【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。連続血圧測定手段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 とカフ血圧測定手段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カフ血圧測定手
段６２により測定された平均血圧値ＰBPMEANとの間、圧
脈波の下ピーク値ＰLpk とカフ血圧測定手段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ＰM 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、その対応関係から
圧脈波センサ４６により検出される圧脈波に基づいて血
圧値を測定する。すなわち、圧脈波センサ４６により検
出される圧脈波の大きさが上記対応関係によって較正さ
れることにより、動脈内の血圧値を示す連続血圧波形と
される。これにより、その連続血圧波形の上ピーク値が
最高血圧値を、下ピーク値が最低血圧値をそれぞれ示す
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。連続血圧測定手段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 とカフ血圧測定手段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カフ血圧測定手
段６２により測定された平均血圧値ＰBPMEANとの間、圧
脈波の下ピーク値ＰLpk とカフ血圧測定手段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ＰM 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、その対応関係から
圧脈波センサ４６により検出される圧脈波に基づいて血
圧値を測定する。すなわち、圧脈波センサ４６により検
出される圧脈波の大きさが上記対応関係によって較正さ
れることにより、動脈内の血圧値を示す連続血圧波形と
される。これにより、その連続血圧波形の上ピーク値が
最高血圧値を、下ピーク値が最低血圧値をそれぞれ示す
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】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。
【００２７】血圧変動周波数解析手段７０は、上記連続
血圧測定手段６４により連続的に検出された血圧値たと
えば連続血圧波形の上ピーク値である最高血圧値の変動
（ゆらぎ）の周波数解析を実行し、その周波数スペクト
ルの生体呼吸周波数ＲＦよりも低い（１／３程度の）周
波数付近にピークを示す血圧変動低周波信号ＬＦabpを
抽出する。たとえば上記生体呼吸周波数ＲＦが０．２５
Hz程度であるとすると、血圧変動低周波信号ＬＦabp は
０．０７Hz程度付近にピークを示す。
血圧測定手段６４により連続的に検出された血圧値たと
えば連続血圧波形の上ピーク値である最高血圧値の変動
（ゆらぎ）の周波数解析を実行し、その周波数スペクト
ルの生体呼吸周波数ＲＦよりも低い（１／３程度の）周
波数付近にピークを示す血圧変動低周波信号ＬＦabpを
抽出する。たとえば上記生体呼吸周波数ＲＦが０．２５
Hz程度であるとすると、血圧変動低周波信号ＬＦabp は
０．０７Hz程度付近にピークを示す。
【００２８】心拍周期検出手段７２は、前記生体の心拍
周期ＲＲを、たとえば連続血圧測定手段６４により連続
的に検出された血圧波形或いは圧脈波センサ４６により
検出された圧脈波の周期などを算出することにより連続
的に検出する。心拍周期変動周波数解析手段７４は、心
拍周期検出手段７２により連続的に検出された心拍周期
ＲＲの変動（ゆらぎ）の周波数解析を実行し、その周波
数スペクトルの生体呼吸周波数ＲＦ付近にピークを示す
心拍周期変動高周波信号ＨＦrrを抽出する。
周期ＲＲを、たとえば連続血圧測定手段６４により連続
的に検出された血圧波形或いは圧脈波センサ４６により
検出された圧脈波の周期などを算出することにより連続
的に検出する。心拍周期変動周波数解析手段７４は、心
拍周期検出手段７２により連続的に検出された心拍周期
ＲＲの変動（ゆらぎ）の周波数解析を実行し、その周波
数スペクトルの生体呼吸周波数ＲＦ付近にピークを示す
心拍周期変動高周波信号ＨＦrrを抽出する。
【００２９】表示手段７６は、生体に所定の運動負荷を
与える前において得られた血圧変動低周波信号ＬＦabp1
或いはそれに基づいて算出された指標値ＤＶ1 と、生体
に所定の運動負荷が与えられた後において得られた血圧
変動低周波信号ＬＦabp2或いはそれに基づいて算出され
た指標値ＤＶ2 とを、表示器３２の画面に相互対比可能
に表示する。図４、図５、および図６はその表示例を示
している。図４では、血圧変動低周波信号ＬＦabp の信
号強度を示す信号強度軸ＰＸと時間軸ＴＸとから構成さ
れる二次元座標において、運動負荷付与前の期間および
運動負荷付与後の期間における血圧変動低周波信号ＬＦ
abp1およびＬＦabp2のトレンドが共通の時間軸ＴＸに沿
って表示されている。また、図５では、血圧変動低周波
信号ＬＦ abp の信号強度を示す信号強度軸ＰＸと時間軸
ＴＸと周波数軸ＦＸとから構成される三次元座標におい
て、運動負荷付与前の期間および運動負荷付与後の期間
における血圧変動低周波信号ＬＦabp の周波数解析スペ
クトルが共通の時間軸ＴＸに沿って順次表示されてい
る。図６では、血圧変動低周波信号ＬＦabp に基づいて
算出された指標値ＤＶを示す指標値軸ＳＸと時間軸ＴＸ
とから構成される二次元座標において、運動負荷付与前
の期間および運動負荷付与後の期間において血圧変動低
周波信号ＬＦabp からそれぞれ算出された指標値ＤＶ1
および指標値ＤＶ2 のトレンドが共通の時間軸ＴＸに沿
って表示されている。この指標値ＤＶとしては、たとえ
ば、血圧変動低周波信号ＬＦabp と心拍周期変動高周波
信号ＨＦ rrとの信号比ＬＦabp ／ＨＦrrが用いられる。
与える前において得られた血圧変動低周波信号ＬＦabp1
或いはそれに基づいて算出された指標値ＤＶ1 と、生体
に所定の運動負荷が与えられた後において得られた血圧
変動低周波信号ＬＦabp2或いはそれに基づいて算出され
た指標値ＤＶ2 とを、表示器３２の画面に相互対比可能
に表示する。図４、図５、および図６はその表示例を示
している。図４では、血圧変動低周波信号ＬＦabp の信
号強度を示す信号強度軸ＰＸと時間軸ＴＸとから構成さ
れる二次元座標において、運動負荷付与前の期間および
運動負荷付与後の期間における血圧変動低周波信号ＬＦ
abp1およびＬＦabp2のトレンドが共通の時間軸ＴＸに沿
って表示されている。また、図５では、血圧変動低周波
信号ＬＦ abp の信号強度を示す信号強度軸ＰＸと時間軸
ＴＸと周波数軸ＦＸとから構成される三次元座標におい
て、運動負荷付与前の期間および運動負荷付与後の期間
における血圧変動低周波信号ＬＦabp の周波数解析スペ
クトルが共通の時間軸ＴＸに沿って順次表示されてい
る。図６では、血圧変動低周波信号ＬＦabp に基づいて
算出された指標値ＤＶを示す指標値軸ＳＸと時間軸ＴＸ
とから構成される二次元座標において、運動負荷付与前
の期間および運動負荷付与後の期間において血圧変動低
周波信号ＬＦabp からそれぞれ算出された指標値ＤＶ1
および指標値ＤＶ2 のトレンドが共通の時間軸ＴＸに沿
って表示されている。この指標値ＤＶとしては、たとえ
ば、血圧変動低周波信号ＬＦabp と心拍周期変動高周波
信号ＨＦ rrとの信号比ＬＦabp ／ＨＦrrが用いられる。
【００３０】評価手段７８は、生体に所定の運動負荷が
与えられる前において得られた血圧変動低周波信号ＬＦ
abp1或いはそれに基づいて算出された指標値ＤＶ1 （＝
ＬＦ abp1／ＨＦrr1 ）と、生体に所定の運動負荷が与え
られた後において得られた血圧変動低周波信号ＬＦabp2
或いはそれに基づいて算出された指標値ＤＶ2 （＝ＬＦ
abp2／ＨＦrr2 ）との変化に基づいて心筋虚血を自動的
に評価する。たとえば、評価手段７８は、上記血圧変動
低周波信号ＬＦabp1と血圧変動低周波信号ＬＦ abp2との
変化量ΔＬＦabp （＝ＬＦabp1−ＬＦabp2）、上記指標
値ＤＶ1 と指標値ＤＶ2 との変化量ΔＤＶ（＝ＤＶ1 −
ＤＶ2 ）、またはそれらの変化率ＬＦab p1／ＬＦabp2或
いはＤＶ1 ／ＤＶ2 が所定の判断基準値を超えたか否か
に基づいて心筋虚血を判定する。或いは、評価手段７８
は、運動負荷付与終了後において血圧変動低周波信号Ｌ
Ｆabp2或いは指標値ＤＶ2 の血圧変動低周波信号ＬＦ
abp1或いは指標値ＤＶ1 に向かって回復する回復時間或
いは単位時間当たりの回復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心筋虚血を判定する。
与えられる前において得られた血圧変動低周波信号ＬＦ
abp1或いはそれに基づいて算出された指標値ＤＶ1 （＝
ＬＦ abp1／ＨＦrr1 ）と、生体に所定の運動負荷が与え
られた後において得られた血圧変動低周波信号ＬＦabp2
或いはそれに基づいて算出された指標値ＤＶ2 （＝ＬＦ
abp2／ＨＦrr2 ）との変化に基づいて心筋虚血を自動的
に評価する。たとえば、評価手段７８は、上記血圧変動
低周波信号ＬＦabp1と血圧変動低周波信号ＬＦ abp2との
変化量ΔＬＦabp （＝ＬＦabp1−ＬＦabp2）、上記指標
値ＤＶ1 と指標値ＤＶ2 との変化量ΔＤＶ（＝ＤＶ1 −
ＤＶ2 ）、またはそれらの変化率ＬＦab p1／ＬＦabp2或
いはＤＶ1 ／ＤＶ2 が所定の判断基準値を超えたか否か
に基づいて心筋虚血を判定する。或いは、評価手段７８
は、運動負荷付与終了後において血圧変動低周波信号Ｌ
Ｆabp2或いは指標値ＤＶ2 の血圧変動低周波信号ＬＦ
abp1或いは指標値ＤＶ1 に向かって回復する回復時間或
いは単位時間当たりの回復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心筋虚血を判定する。
【００３１】図７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７のステッ
プＳＡ１（以下、ステップを省略する。）では、心筋虚
血評価装置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、肯定されると前記カフ血圧
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８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７のステッ
プＳＡ１（以下、ステップを省略する。）では、心筋虚
血評価装置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、肯定されると前記カフ血圧
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８のＡ時点はこの状態を示し
ている。
【００３２】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ＰＲ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８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ＰＲ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８のＢ時点はこの状
態を示している。
【００３３】次いで、前記連続血圧測定手段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
ＳＡ２において測定されたカフ１０による血圧値Ｐ
BPSYS 、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ととも
に、そ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連
続波形とされる。
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
ＳＡ２において測定されたカフ１０による血圧値Ｐ
BPSYS 、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ととも
に、そ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連
続波形とされる。
【００３４】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、前記血圧変動周波数解析手段７０および心拍周期変
動周波数解析手段７２に対応するＳＡ５において、図９
に詳しく示す周波数解析処理ルーチンが実行される。
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、前記血圧変動周波数解析手段７０および心拍周期変
動周波数解析手段７２に対応するＳＡ５において、図９
に詳しく示す周波数解析処理ルーチンが実行される。
【００３５】図９において、前記連続血圧測定手段６４
に対応するＳＡ５−１では、ＳＡ３において決定された
較正線から上記ＳＡ４により順次読み込まれた圧脈波セ
ンサ４６からの圧脈波に基づいて連続血圧値が決定され
る。たとえば、連続的に検出された血圧値の上ピーク値
である最高血圧値が逐次決定される。次いで、前記血圧
変動周波数解析手段７０に対応するＳＡ５−２では、上
記ＳＡ５−１により順次決定された血圧値たとえば最高
血圧値の変動（ゆらぎ）に対する周波数解析が実行さ
れ、その周波数スペクトルの生体呼吸周波数ＲＦよりも
低い（１／３程度の）周波数付近にピークを示す血圧変
動低周波信号ＬＦabp が抽出される。図１０は、上記周
波数解析により得られた周波数スペクトルを例示してい
る。
に対応するＳＡ５−１では、ＳＡ３において決定された
較正線から上記ＳＡ４により順次読み込まれた圧脈波セ
ンサ４６からの圧脈波に基づいて連続血圧値が決定され
る。たとえば、連続的に検出された血圧値の上ピーク値
である最高血圧値が逐次決定される。次いで、前記血圧
変動周波数解析手段７０に対応するＳＡ５−２では、上
記ＳＡ５−１により順次決定された血圧値たとえば最高
血圧値の変動（ゆらぎ）に対する周波数解析が実行さ
れ、その周波数スペクトルの生体呼吸周波数ＲＦよりも
低い（１／３程度の）周波数付近にピークを示す血圧変
動低周波信号ＬＦabp が抽出される。図１０は、上記周
波数解析により得られた周波数スペクトルを例示してい
る。
【００３６】次いで、前記心拍周期検出手段７２に対応
するＳＡ５−３では、前記生体の心拍周期ＲＲが、たと
えば上記ＳＡ５−１により連続的に検出された血圧波形
或いは圧脈波センサ４６により検出された圧脈波の上ま
たは下ピーク間隔などを算出することにより連続的に検
出される。そして、前記心拍周期変動周波数解析手段７
４に対応するＳＡ５−４では、上記ＳＡ５−３により連
続的に検出された心拍周期ＲＲの変動（ゆらぎ）の周波
数解析が実行され、その周波数スペクトルの生体呼吸周
波数ＲＦ付近にピークを示す心拍周期変動高周波信号Ｈ
Ｆrrが抽出される。図１１は、上記周波数解析により得
られた周波数スペクトルを例示している。
するＳＡ５−３では、前記生体の心拍周期ＲＲが、たと
えば上記ＳＡ５−１により連続的に検出された血圧波形
或いは圧脈波センサ４６により検出された圧脈波の上ま
たは下ピーク間隔などを算出することにより連続的に検
出される。そして、前記心拍周期変動周波数解析手段７
４に対応するＳＡ５−４では、上記ＳＡ５−３により連
続的に検出された心拍周期ＲＲの変動（ゆらぎ）の周波
数解析が実行され、その周波数スペクトルの生体呼吸周
波数ＲＦ付近にピークを示す心拍周期変動高周波信号Ｈ
Ｆrrが抽出される。図１１は、上記周波数解析により得
られた周波数スペクトルを例示している。
【００３７】上記のようにして血圧変動低周波信号ＬＦ
abp および心拍周期変動高周波信号ＨＦrrが抽出される
と、図７のＳＡ６では、運動負荷が付与される前の血圧
変動低周波信号ＬＦabp および心拍周期変動高周波信号
ＨＦrrのゆらぎに対応する第１指標値ＤＶ1 （＝ＬＦ
abp ／ＨＦrr）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８のＣ時点はこの状態を示し
ている。
abp および心拍周期変動高周波信号ＨＦrrが抽出される
と、図７のＳＡ６では、運動負荷が付与される前の血圧
変動低周波信号ＬＦabp および心拍周期変動高周波信号
ＨＦrrのゆらぎに対応する第１指標値ＤＶ1 （＝ＬＦ
abp ／ＨＦrr）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８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ＤＶ2 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８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、血圧
変動低周波信号ＬＦabp および心拍周期変動高周波信号
ＨＦrrが抽出されると、ＳＡ６では第２指標値ＤＶ2 が
運動負荷付与前の場合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ＤＶ2 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８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、血圧
変動低周波信号ＬＦabp および心拍周期変動高周波信号
ＨＦrrが抽出されると、ＳＡ６では第２指標値ＤＶ2 が
運動負荷付与前の場合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ＤＶ2 が決定されると、続くＳＡ７お
よびＳＡ９の判断が肯定される。図９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７８に対応
するＳＡ１０において、上記第１指標値ＤＶ1 および第
２指標値ＤＶ2 の相対的な変化に基づいて心臓の心筋虚
血が評価される。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ＤＶ1 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ＤＶ2 との間の変化量ΔＤＶ
（＝ＤＶ1 −ＤＶ 2 ）或いは変化率ＤＶ1 ／ＤＶ2 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心筋虚血の可能性ありと判
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ＤＶ2 が第１指標値ＤＶ1 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）ΔＤＶ2 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心筋虚血
の可能性有りと判定する。心臓の心筋が正常である場合
には、運動負荷が与えられると圧脈波の形状の血圧変動
低周波信号ＬＦabp 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ＤＶ2 が決定されると、続くＳＡ７お
よびＳＡ９の判断が肯定される。図９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７８に対応
するＳＡ１０において、上記第１指標値ＤＶ1 および第
２指標値ＤＶ2 の相対的な変化に基づいて心臓の心筋虚
血が評価される。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ＤＶ1 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ＤＶ2 との間の変化量ΔＤＶ
（＝ＤＶ1 −ＤＶ 2 ）或いは変化率ＤＶ1 ／ＤＶ2 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心筋虚血の可能性ありと判
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ＤＶ2 が第１指標値ＤＶ1 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）ΔＤＶ2 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心筋虚血
の可能性有りと判定する。心臓の心筋が正常である場合
には、運動負荷が与えられると圧脈波の形状の血圧変動
低周波信号ＬＦabp 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４乃至図６に例示する表示、
すなわち運動負荷後の血圧変動低周波信号ＬＦabp 或い
は第２指標値ＤＶ2 を運動負荷前の血圧変動低周波信号
ＬＦabp 或いは第１指標値ＤＶ1 と対比させることによ
り、運動後の血圧変動低周波信号ＬＦabp 或いは第２指
標値ＤＶ2 の運動前の値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４乃至図６に例示する表示、
すなわち運動負荷後の血圧変動低周波信号ＬＦabp 或い
は第２指標値ＤＶ2 を運動負荷前の血圧変動低周波信号
ＬＦabp 或いは第１指標値ＤＶ1 と対比させることによ
り、運動後の血圧変動低周波信号ＬＦabp 或いは第２指
標値ＤＶ2 の運動前の値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、血圧変
動周波数解析手段７０に対応するＳＡ５−２により、連
続血圧測定手段６４に対応するＳＡ５−１により連続的
に検出された血圧値の変動から、その周波数スペクトル
の生体呼吸周波数ＲＦよりも低い周波数付近にピークを
示す血圧変動低周波信号ＬＦabp が抽出され、そして．
表示手段７６に対応するＳＡ１１により、生体に所定の
運動負荷が与えられる前において得られた血圧変動低周
波信号ＬＦabp 或いはそれに基づいて算出された第１指
標値ＤＶ1 と、その生体に所定の運動負荷が与えられた
後において得られた血圧変動低周波信号ＬＦabp 或いは
それに基づいて算出された第２指標値ＤＶ2 とが、相互
対比可能に表示されることから、それら血圧変動低周波
信号ＬＦ abp 或いは指標値ＤＶの変化状態が対比可能な
表示から容易に観察できるので、それに基づいて非侵襲
的に心筋虚血が評価される。上記血圧変動低周波信号Ｌ
Ｆ abp は直接的に血管運動性交感神経の活動レベルに基
づくものであるので、変動因子の多い心電図や心拍数の
変化を用いる場合に比較して、無痛性心筋虚血が比較的
正確に評価され得る。
動周波数解析手段７０に対応するＳＡ５−２により、連
続血圧測定手段６４に対応するＳＡ５−１により連続的
に検出された血圧値の変動から、その周波数スペクトル
の生体呼吸周波数ＲＦよりも低い周波数付近にピークを
示す血圧変動低周波信号ＬＦabp が抽出され、そして．
表示手段７６に対応するＳＡ１１により、生体に所定の
運動負荷が与えられる前において得られた血圧変動低周
波信号ＬＦabp 或いはそれに基づいて算出された第１指
標値ＤＶ1 と、その生体に所定の運動負荷が与えられた
後において得られた血圧変動低周波信号ＬＦabp 或いは
それに基づいて算出された第２指標値ＤＶ2 とが、相互
対比可能に表示されることから、それら血圧変動低周波
信号ＬＦ abp 或いは指標値ＤＶの変化状態が対比可能な
表示から容易に観察できるので、それに基づいて非侵襲
的に心筋虚血が評価される。上記血圧変動低周波信号Ｌ
Ｆ abp は直接的に血管運動性交感神経の活動レベルに基
づくものであるので、変動因子の多い心電図や心拍数の
変化を用いる場合に比較して、無痛性心筋虚血が比較的
正確に評価され得る。
【００４２】また、本実施例によれば、評価手段７８に
対応するＳＡ１０により、生体に所定の運動負荷が与え
られる前後の血圧変動低周波信号ＬＦabp の変化に基づ
いて前記心臓の心筋虚血が自動的に評価されるので、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。
対応するＳＡ１０により、生体に所定の運動負荷が与え
られる前後の血圧変動低周波信号ＬＦabp の変化に基づ
いて前記心臓の心筋虚血が自動的に評価されるので、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。
【００４３】また、本実施例によれば、生体の心拍周期
ＲＲを連続的に検出する心拍周期検出手段７２と、その
心拍周期検出手段７２により連続的に検出された心拍周
期ＲＲの変動から、その周波数スペクトルの生体呼吸の
周波数付近にピークを示す心拍周期変動高周波信号ＨＦ
rrを抽出する心拍周期変動周波数解析手段７４とがさら
に含まれ、前記評価手段７８に対応するＳＡ１０では、
血圧変動低周波信号ＬＦabp と上記心拍周期変動高周波
信号ＨＦrrとの信号比ＬＦabp ／ＨＦrrが、前記指標値
ＤＶとして用いられることから、副交感神経が支配的で
ある好気性代謝および交感神経が支配的である嫌気性代
謝の割合に基づく評価となるので、血圧変動低周波信号
ＬＦabp だけを用いる場合に比較して評価精度が高めら
れる利点がある。
ＲＲを連続的に検出する心拍周期検出手段７２と、その
心拍周期検出手段７２により連続的に検出された心拍周
期ＲＲの変動から、その周波数スペクトルの生体呼吸の
周波数付近にピークを示す心拍周期変動高周波信号ＨＦ
rrを抽出する心拍周期変動周波数解析手段７４とがさら
に含まれ、前記評価手段７８に対応するＳＡ１０では、
血圧変動低周波信号ＬＦabp と上記心拍周期変動高周波
信号ＨＦrrとの信号比ＬＦabp ／ＨＦrrが、前記指標値
ＤＶとして用いられることから、副交感神経が支配的で
ある好気性代謝および交感神経が支配的である嫌気性代
謝の割合に基づく評価となるので、血圧変動低周波信号
ＬＦabp だけを用いる場合に比較して評価精度が高めら
れる利点がある。
【００４４】また、本実施例では、前記評価手段７８
は、前記信号比ＬＦabp ／ＨＦrr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
前記心臓の心筋虚血状態を判定するものであることか
ら、信号比ＬＦabp ／ＨＦrr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、前記信号比ＬＦabp ／ＨＦrr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
前記心臓の心筋虚血状態を判定するものであることか
ら、信号比ＬＦabp ／ＨＦrr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。
【００４５】また、本実施例では、前記評価手段７８
は、前記運動負荷付与前の信号比ＬＦ abp ／ＨＦrrに向
かって運動負荷付与後の信号比が回復する回復時間或い
は回復率に基づいて前記心臓の心筋虚血状態を判定する
ものである。このようにすれば、前記信号比の回復状態
に基づいて評価されるので、心筋虚血状態の評価が一層
正確となる。
は、前記運動負荷付与前の信号比ＬＦ abp ／ＨＦrrに向
かって運動負荷付与後の信号比が回復する回復時間或い
は回復率に基づいて前記心臓の心筋虚血状態を判定する
ものである。このようにすれば、前記信号比の回復状態
に基づいて評価されるので、心筋虚血状態の評価が一層
正確となる。
【００４６】また、本実施例では、連続血圧測定手段６
４に対応するＳＡ５─１では、圧脈波センサ４６により
検出された圧脈波の上ピーク値に基づいて最高血圧値を
１拍毎に連続的に測定するものであることから、１拍毎
に連続して測定される最高血圧値に基づいてそのゆらぎ
の周波数である血圧変動低周波信号が抽出されるので、
比較的正確な信号が得られる。
４に対応するＳＡ５─１では、圧脈波センサ４６により
検出された圧脈波の上ピーク値に基づいて最高血圧値を
１拍毎に連続的に測定するものであることから、１拍毎
に連続して測定される最高血圧値に基づいてそのゆらぎ
の周波数である血圧変動低周波信号が抽出されるので、
比較的正確な信号が得られる。
【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、連続血圧波
形を求めるために連続血圧測定手段６４（ＳＡ５─１）
が設けられていたが、運動負荷前後の脈波採取条件がそ
れほど変化しなければ必ずしも設けられていなくてもよ
い。血圧値のゆらぎの周波数解析値を抽出するために
は、それに用いられる血圧値の絶対値はそれほど精度が
要求されないからである。
形を求めるために連続血圧測定手段６４（ＳＡ５─１）
が設けられていたが、運動負荷前後の脈波採取条件がそ
れほど変化しなければ必ずしも設けられていなくてもよ
い。血圧値のゆらぎの周波数解析値を抽出するために
は、それに用いられる血圧値の絶対値はそれほど精度が
要求されないからである。
【００４９】また、前述の実施例では、評価手段７８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、前述の表示手段７６は、たとえば図
８に示すように、心電のＳＴ降下を示す曲線、連続血圧
値を示す波形においてその立ち上がり点から切痕ＤＮま
での駆出期間ＥＴ（＝ＬＶＥＴ：Left Ventricular Eje
ction Time）の面積ＳＶを示す曲線、血圧値と心拍数と
の積である労作強度ＰＲＰを示す曲線、心拍数ＨＲを示
す曲線と共に、前記血圧変動低周波信号ＬＦabp と上記
心拍周期変動高周波信号ＨＦrrとの信号比ＬＦabp ／Ｈ
Ｆrrを示す曲線を、運動負荷前後にわたって表示させて
もよい。この場合には、心電波形を検出する心電誘導装
置、心電のＳＴ降下量を算出するＳＴ降下量算出手段、
労作強度ＰＲＰを算出する労作強度算出手段などが設け
られる。
８に示すように、心電のＳＴ降下を示す曲線、連続血圧
値を示す波形においてその立ち上がり点から切痕ＤＮま
での駆出期間ＥＴ（＝ＬＶＥＴ：Left Ventricular Eje
ction Time）の面積ＳＶを示す曲線、血圧値と心拍数と
の積である労作強度ＰＲＰを示す曲線、心拍数ＨＲを示
す曲線と共に、前記血圧変動低周波信号ＬＦabp と上記
心拍周期変動高周波信号ＨＦrrとの信号比ＬＦabp ／Ｈ
Ｆrrを示す曲線を、運動負荷前後にわたって表示させて
もよい。この場合には、心電波形を検出する心電誘導装
置、心電のＳＴ降下量を算出するＳＴ降下量算出手段、
労作強度ＰＲＰを算出する労作強度算出手段などが設け
られる。
【００５２】また、前述の実施例の心拍周期検出手段７
２では、血圧波形或いは圧脈波波形の周期に基づいて心
拍周期ＲＲが求められていたが、たとえば心電波形検出
装置により検出されるＥＣＧ波形の周期たとえばＲ波周
期に基づいて心拍周期ＲＲが求められてもよい。
２では、血圧波形或いは圧脈波波形の周期に基づいて心
拍周期ＲＲが求められていたが、たとえば心電波形検出
装置により検出されるＥＣＧ波形の周期たとえばＲ波周
期に基づいて心拍周期ＲＲが求められてもよい。
【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心筋虚血評価装置の構
成を示すブロック図である。
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の実施例の表示器において運動負荷付与前
の血圧変動低周波信号ＬＦabpに対比して運動負荷付与
後の血圧変動低周波信号ＬＦabp がトレンド表示される
例を示す図である。
の血圧変動低周波信号ＬＦabpに対比して運動負荷付与
後の血圧変動低周波信号ＬＦabp がトレンド表示される
例を示す図である。
【図５】図１の実施例の表示器において運動負荷付与前
の血圧値変動の周波数スペクトルに対比して運動負荷付
与後の血圧値変動の周波数スペクトルが三次元表示され
る結果、運動負荷付与前の血圧変動低周波信号ＬＦabp
に対比して運動負荷付与後の血圧変動低周波信号ＬＦ
abp が表示された例を示す図である。
の血圧値変動の周波数スペクトルに対比して運動負荷付
与後の血圧値変動の周波数スペクトルが三次元表示され
る結果、運動負荷付与前の血圧変動低周波信号ＬＦabp
に対比して運動負荷付与後の血圧変動低周波信号ＬＦ
abp が表示された例を示す図である。
【図６】図１の実施例の表示器において第１指標値ＤＶ
1 に対比して第２指標値ＤＶ2が表示された結果、運動
負荷付与前の血圧変動低周波信号ＬＦabp に対比して運
動負荷付与後の血圧変動低周波信号ＬＦabp が表示され
た例を示す図である。
1 に対比して第２指標値ＤＶ2が表示された結果、運動
負荷付与前の血圧変動低周波信号ＬＦabp に対比して運
動負荷付与後の血圧変動低周波信号ＬＦabp が表示され
た例を示す図である。
【図７】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８】図７の制御作動を説明するタイムチャートであ
る。
る。
【図９】図７のＳＡ５の周波数解析処理ルーチンを説明
するフローチャートである。
するフローチャートである。
【図１０】図９の周波数解析処理によって得られた血圧
変動の周波数スペクトルを示す図である。
変動の周波数スペクトルを示す図である。
【図１１】図９の周波数解析処理によって得られた心拍
周期変動の周波数スペクトルを示す図である。
周期変動の周波数スペクトルを示す図である。
４６：圧脈波センサ ６２：カフ血圧測定手段 ６４：連続血圧測定手段 ６８：運動負荷装置 ７０：血圧変動周波数解析手段 ７２：心拍周期検出定手段 ７４：心拍周期変動周波数解析手段 ７６：表示手段 ７８：評価手段
Claims (6)
- 【請求項１】 生体の心臓に発生する心筋虚血を評価す
るための心筋虚血評価装置であって、 前記生体の血圧値を連続的に測定する連続血圧測定手段
と、 該連続血圧測定手段により連続的に検出された血圧値の
変動から、その周波数スペクトルの生体呼吸周波数より
も低い周波数付近にピークを示す血圧変動低周波信号を
抽出する血圧変動周波数解析手段と、 前記生体に所定の運動負荷が与えられる前において得ら
れた血圧変動低周波信号或いはそれに基づいて算出され
た指標値と、該生体に所定の運動負荷が与えられた後に
おいて得られた血圧変動低周波信号或いはそれに基づい
て算出された指標値とを、相互対比可能に表示する表示
手段と、 を含むことを特徴とする心筋虚血評価装置。 - 【請求項２】 生体の心臓に発生する心筋虚血を評価す
るための心筋虚血評価装置であって、 前記生体の血圧値を連続的に測定する連続血圧測定手段
と、 該連続血圧測定手段により連続的に検出された血圧値の
変動から、その周波数スペクトルの生体呼吸周波数より
も低い周波数付近にピークを示す血圧変動低周波信号を
抽出する血圧変動周波数解析手段と、 前記生体に所定の運動負荷が与えられる前において得ら
れた血圧変動低周波信号或いはそれに基づいて算出され
た指標値と、該生体に所定の運動負荷が与えられた後に
おいて得られた血圧変動低周波信号或いはそれに基づい
て算出された指標値とに基づいて、前記心筋虚血を評価
する評価手段と、 を含むことを特徴とする心筋虚血評価装置。 - 【請求項３】 前記生体の心拍周期を連続的に検出する
心拍周期検出手段と、 該心拍周期検出手段により連続的に検出された心拍周期
の変動から、その周波数スペクトルの生体呼吸周波数付
近にピークを示す心拍周期変動高周波信号を抽出する心
拍周期変動周波数解析手段とをさらに含み、 前記評価手段は、前記血圧変動低周波信号と上記心拍周
期変動高周波信号との信号比を、前記指標値として用い
るものである請求項２の心筋虚血評価装置。 - 【請求項４】 前記評価手段は、前記信号比の変化量或
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
に基づいて前記心筋虚血を評価するものである請求項３
の心筋虚血評価装置。 - 【請求項５】 前記評価手段は、前記運動負荷付与前の
信号比に向かって該運動負荷付与後の信号比が回復する
回復時間或いは回復率に基づいて前記心筋虚血を評価す
るものである請求項３の心筋虚血評価装置。 - 【請求項６】 連続血圧測定手段は、前記生体の動脈か
ら発生する圧脈波を検出するために該生体に装着される
圧脈波センサを備え、該圧脈波センサにより検出された
圧脈波の上ピーク値に基づいて最高血圧値を１拍毎に連
続的に測定するものである請求項２の心筋虚血評価装
置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP04469395A JP3583495B2 (ja) | 1995-03-06 | 1995-03-06 | 心筋虚血評価装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP04469395A JP3583495B2 (ja) | 1995-03-06 | 1995-03-06 | 心筋虚血評価装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08238224A true JPH08238224A (ja) | 1996-09-17 |
| JP3583495B2 JP3583495B2 (ja) | 2004-11-04 |
Family
ID=12698506
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP04469395A Expired - Fee Related JP3583495B2 (ja) | 1995-03-06 | 1995-03-06 | 心筋虚血評価装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3583495B2 (ja) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP1057450A2 (en) * | 1996-08-28 | 2000-12-06 | Colin Corporation | Apparatus for evaluating cardiac function of living subject |
| JP2002336209A (ja) * | 2001-05-15 | 2002-11-26 | Denso Corp | 運動強度検出装置、生体負荷検出装置、プログラム、及び記録媒体 |
| JP2008043356A (ja) * | 2006-08-10 | 2008-02-28 | A & D Co Ltd | 血圧監視装置 |
| CN110402104A (zh) * | 2017-03-15 | 2019-11-01 | 欧姆龙健康医疗事业株式会社 | 血压测量装置、方法以及程序 |
| CN115919274A (zh) * | 2022-12-30 | 2023-04-07 | 深圳市捷美瑞科技有限公司 | 一种脉搏状态检测方法、装置、电子设备及介质 |
-
1995
- 1995-03-06 JP JP04469395A patent/JP3583495B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP1057450A2 (en) * | 1996-08-28 | 2000-12-06 | Colin Corporation | Apparatus for evaluating cardiac function of living subject |
| EP1057450A3 (en) * | 1996-08-28 | 2001-07-04 | Colin Corporation | Apparatus for evaluating cardiac function of living subject |
| JP2002336209A (ja) * | 2001-05-15 | 2002-11-26 | Denso Corp | 運動強度検出装置、生体負荷検出装置、プログラム、及び記録媒体 |
| JP2008043356A (ja) * | 2006-08-10 | 2008-02-28 | A & D Co Ltd | 血圧監視装置 |
| CN110402104A (zh) * | 2017-03-15 | 2019-11-01 | 欧姆龙健康医疗事业株式会社 | 血压测量装置、方法以及程序 |
| CN115919274A (zh) * | 2022-12-30 | 2023-04-07 | 深圳市捷美瑞科技有限公司 | 一种脉搏状态检测方法、装置、电子设备及介质 |
| CN115919274B (zh) * | 2022-12-30 | 2024-05-31 | 深圳市捷美瑞科技有限公司 | 一种脉搏状态检测方法、装置、电子设备及介质 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3583495B2 (ja) | 2004-11-04 |
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