JPH09322886A - 前駆出期間測定装置 - Google Patents
前駆出期間測定装置Info
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- JPH09322886A JPH09322886A JP8142598A JP14259896A JPH09322886A JP H09322886 A JPH09322886 A JP H09322886A JP 8142598 A JP8142598 A JP 8142598A JP 14259896 A JP14259896 A JP 14259896A JP H09322886 A JPH09322886 A JP H09322886A
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Abstract
定ができる前駆出期間測定装置を提供する。 【解決手段】 前駆出期間算出手段80により、心電誘
導装置60により検出された心電誘導波形の周期毎に発
生する所定の部位から圧脈波センサ46により検出され
た圧脈波の周期毎に発生する所定の部位までの第1時間
差TDRPが算出され、胸郭インピーダンス脈波検出装置
64により検出された胸郭インピーダンス脈波SMIMP
の周期毎に発生する所定の部位からその圧脈波センサ4
6により検出された圧脈波の周期毎に発生する所定の部
位までの第2時間差TDIPが算出され、その第1時間差
TDRPから第2時間差TDIPが差し引かれることにより
前駆出期間PEPが算出される。そして、心機能評価手
段82では、その前駆出期間PEPに基づいて生体の心
機能の評価値Eが算出され、表示器32に表示される。
Description
から血液が拍出されるまでの前駆出期間を測定する前駆
出期間測定装置に関するものである。
が収縮を開始する点から血液が実際に拍出されるまでの
前駆出期間を用いることが望まれる。この前駆出期間
は、心臓の筋肉の強さを反映しているからである。
求めるに際しては、心臓が収縮を開始する点として心電
誘導波形のQ波を検出し、上記心臓から血液が実際に拍
出される点として大動脈弁が開く音をマイクロホンによ
り検出し、それら2点間の時間を前駆出期間として決定
する装置が考えられる。
縮音および房室弁の音を表すものとして第I音、心室の
弛緩に伴う大動脈弁の閉鎖音である第II音、拡張期の急
速還流音である第III 音、心房音である第IV音などから
なる複数種類の心音のうち、上記大動脈弁が開くときに
発生する音は、後述の図8に示すように、上記第I音の
後端部に含まれるものであって、その大きさは複数種類
の心音のうちでも比較的小さく、しかもそれら複数種類
の心音のうちの心臓収縮開始時に発生する第I音の末尾
に発生することから、比較的識別が困難であり、特に、
第I音と第II音のとの間の収縮期において心雑音がある
ときには、前駆出期間の測定ができない場合があった。
ものであり、その目的とするところは、心雑音などに拘
わらず前駆出期間を正確に測定ができる前駆出期間測定
装置を提供することにある。
々検討を重ねた結果、胸郭インピーダンスには心拍周期
と同様の周波数成分を備えた胸郭インピーダンス脈波が
含まれている点、その胸郭インピーダンス脈波は心臓の
左心室側から血液が吐出されるタイミングに同期してい
る点、心電誘導波形のQ波からその胸郭インピーダンス
脈波の所定部位までの時間差が前駆出期間に対応してい
る点を見出した。本発明はかかる知見に基づいて為され
たものである。
発明の要旨とするところは、生体の心臓の収縮開始から
血液が拍出されるまでの前駆出期間を測定する前駆出期
間測定装置であって、(a) 前記生体の心電誘導波形を検
出する心電誘導装置と、(b) 前記生体の胸郭においてそ
の生体の心拍同期成分からなるインピーダンス脈波を検
出する胸郭インピーダンス脈波検出装置と、(c) 前記生
体の一部に装着され、その生体の動脈を通して伝播する
脈波を検出する脈波検出装置と、(d) 前記心電誘導装置
により検出された心電誘導波形の周期毎に発生する所定
の部位から前記脈波検出装置により検出された脈波の周
期毎に発生する所定の部位までの第1時間差を算出し、
前記胸郭インピーダンス脈波検出装置により検出された
胸郭インピーダンス脈波の周期毎に発生する所定の部位
から前記脈波検出装置により検出された脈波の周期毎に
発生する所定の部位までの第2時間差を算出し、その第
1時間差から第2時間差を差し引くことにより前駆出期
間を算出する前駆出期間算出手段とを、含むことにあ
る。
により、心電誘導装置により検出された心電誘導波形の
周期毎に発生する所定の部位から前記脈波検出装置によ
り検出された脈波の周期毎に発生する所定の部位までの
第1時間差が算出され、前記胸郭インピーダンス脈波検
出装置により検出された胸郭インピーダンス脈波の周期
毎に発生する所定の部位から前記脈波検出装置により検
出された脈波の周期毎に発生する所定の部位までの第2
時間差が算出され、その第1時間差から第2時間差を差
し引くことにより前駆出期間が算出される。したがっ
て、本第1発明によれば、マイクロホンを用いて血液の
拍出時点を検出しないので、心音に雑音が含まれる場合
であっても、前駆出期間を正確に測定できる。
の要旨とするところは、生体の心臓の収縮開始から血液
が拍出されるまでの前駆出期間を測定する前駆出期間測
定装置であって、(a) 前記生体の心電誘導波形を検出す
る心電誘導装置と、(b) 前記生体の胸郭においてその生
体の心拍同期成分からなるインピーダンス脈波を検出す
る胸郭インピーダンス脈波検出装置と、(c) 前記心電誘
導装置により検出された心電誘導波形の周期毎に発生す
る所定の部位から前記胸郭インピーダンス脈波検出装置
により検出された胸郭インピーダンス脈波の周期毎に発
生する所定の部位までの時間差である前駆出期間を算出
する前駆出期間算出手段とを、含むことにある。
手段により、心電誘導装置により検出された心電誘導波
形の周期毎に発生する所定の部位から前記胸郭インピー
ダンス脈波検出装置により検出された胸郭インピーダン
ス脈波の周期毎に発生する所定の部位までの時間差であ
る前駆出期間が算出される。したがって、本第2発明に
よれば、マイクロホンを用いて血液の拍出時点を検出し
ないので、心音に雑音が含まれる場合であっても、前駆
出期間を正確に測定できる。
脈波、光電脈波などの脈波を検出するための脈波検出装
置が不要となる利点がある。
2発明において、前記前駆出期間算出手段により算出さ
れた前駆出期間に基づいて前記生体の心機能を評価する
心機能評価手段がさらに含まれる。このようにすれば、
マイクロホンを用いて求められた前駆出期間に基づいて
心機能を評価する場合に比較して、心機能が正確に評価
される利点がある。
脈波検出装置は、生体の胸郭のインピーダンスを表す胸
郭インピーダンスを検出する胸郭インピーダンス検出装
置と、その胸郭インピーダンス検出装置により検出され
た胸郭インピーダンスから、前記生体の心拍同期成分か
らなるインピーダンス脈波を弁別するインピーダンス脈
波弁別器とを、含むものである。胸郭に張り着けられた
電極を通して得られる胸郭インピーダンスには、呼吸に
同期して変化する呼吸インピーダンス波形に心拍に同期
して変化する胸郭インピーダンス脈波が重畳しているの
で、上記のようにすれば胸郭インピーダンス脈波を容易
に採取できる利点がある。
記生体に巻回されるカフと、そのカフに発生する圧力振
動であるカフ脈波を抽出するカフ脈波弁別回路とから構
成される。このようにすれば、血圧測定装置と共に設け
られる場合には、その血圧測定装置に備えられるカフを
脈波検出に兼用できる利点がある。
記生体の動脈に皮膚上から押圧されて動脈に発生する圧
脈波を検出する圧脈波センサを含んで構成される。この
ようにすれば、圧脈波センサを用いて撓骨動脈の圧脈波
を検出することにより動脈圧を連続的に測定する連続血
圧測定装置とともに設けられる場合には、その連続血圧
測定装置に備えられる圧脈波センサを兼用することがで
きるので、装置が安価となる。
記生体の皮膚を照射する光源と、その光源から放射され
た光の透過光或いは反射光を検出する光検出素子とを備
えた光電脈波センサから構成される。このようにすれ
ば、2種類の波長の照射光を用いて脈波を検出する光電
脈波センサを備えたパルスオキシメータとともに設けら
れる場合には、そのパルスオキシメータに備えられる光
電脈波センサを兼用することができるので、装置が安価
となる。
細に説明する。図1は、前駆出期間測定装置或いは心機
能評価装置を備えた連続血圧測定装置8の構成を説明す
る図である。
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。
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。
タを備え、圧力信号SPの振動成分である脈波信号SM
1 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。この脈
波信号SM1 が表すカフ脈波は、患者の心拍に同期して
図示しない上腕動脈から発生してカフ10に伝達される
圧力振動波であり、上記カフ10、圧力センサ14、お
よび脈波弁別回路24は、脈波センサとして機能してい
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。
が装着されているか或いは装着されていない上腕部12
の動脈下流側の手首42において、容器状を成すハウジ
ング36の開口端が体表面38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
が供給されるようになっており、これにより、圧脈波セ
ンサ46は、その押圧平面によって撓骨動脈56の壁の
一部が平坦となるまで、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。
晶シリコン等から成る半導体チップの押圧面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。
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、連続血圧監視に
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PHDP を維
持するように調圧弁52が制御される。
貼り着ける複数の電極62を介して心筋の活動電位を示
す心電誘導波形すなわち心電図を連続的に検出するもの
であり、後述の図7や図8に示すような心電誘導波形を
示す心電信号を前記電子制御装置28へ供給する。
たとえば図2に示すように、生体の胸郭を挟むようにそ
の上下或いは左右にそれぞれ貼着される一対の電極66
と、その一対の電極66を介して胸郭内のインピーダン
スを検出し、図6の上段に示すような胸郭インピーダン
ス波形を表す信号を出力する胸郭インピーダンス検出装
置68と、0.5〜30Hz程度の帯域フィルタを備えて
その胸郭インピーダンス検出装置68から出力される信
号からそれに含まれる心拍同期性信号すなわち心拍周波
数と同じ周波数を基本波とする胸郭インピーダンス脈波
を弁別するインピーダンス脈波弁別器70とを備え、図
6の下段に示す胸郭インピーダンス脈波を表す信号SM
IMP を出力する。上記図6の上段に示す胸郭インピーダ
ンス波形を表す信号は、胸郭の空気容積の変化に対応す
る呼吸同期性信号と、心臓内の血液容積の変化に対応す
る心拍同期性信号である胸郭インピーダンス脈波信号S
M IMP とを含んでいる。図6の上段の縦軸は上方へ向か
うほどインピーダンスの減少を示し、図6の下段の縦軸
は上方へ向かうほどインピーダンスの増加を示す。した
がって、図6の下段示す胸郭インピーダンス脈波信号S
MIMP の立ち上がりは、心臓(左心室)の収縮開始を示
している。
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72は、カ
フ10の圧迫圧力を緩やかに上昇させ或いは下降させる
圧迫圧力変化過程において脈波弁別回路24により採取
される脈波の大きさの変化に基づいて良く知られたオシ
ロメトリック法(JIS T 1115)により患者の最高血圧値
SAPおよび最低血圧値DAPを測定する。
機能するものであり、好ましくは患者のカフ10が装着
される腕と異なる腕の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
血圧対応関係決定手段74は、圧脈波センサ46により
検出される圧脈波の大きさPM と血圧測定手段72によ
り測定された血圧値(監視血圧値MBP)との間の対応
関係を所定の患者について予め決定する。この対応関係
は、たとえば図4に示すものであり、MBP=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。監視血圧値決定手段76は、
その対応関係から圧脈波センサ46により検出される圧
脈波の大きさPM すなわち最高値(上ピーク値)PMmax
および最低値(下ピーク値)PMminに基づいて最高血圧
値MBPSYS および最低血圧値MBPDIA (モニタ血圧
値)を逐次決定し、その決定した監視血圧値MBPを表
示器32に連続的に出力させる。
ように、前記心電誘導波形の周期毎に発生する所定の部
位から前記圧脈波の周期毎に発生する所定の部位までの
時間差、たとえば心電誘導波形のQ波から圧脈波の立ち
上がり点までの第1時間差TDRPと、胸郭インピーダン
ス脈波信号SMIMP の周期毎に発生する所定の部位から
圧脈波の周期毎に発生する所定の部位までの時間差、た
とえば胸郭インピーダンス脈波信号SMIMP の立ち上が
り点から圧脈波の立ち上がり点までの第2時間差TDIP
とが算出され、さらに第1時間差TDRPから第2時間差
TDIPが差し引かれることにより、心臓(左心室)の収
縮開始時から大動脈弁が開かれて血液が拍出されるまで
の前駆出期間PEP(m sec )が算出される。
関係から上記前駆出期間算出手段80により算出された
実際の前駆出期間PEPに基づいて心機能評価値Eが決
定される。たとえば、m sec の時間単位で表現される前
駆出期間PEPを、1〜10のような単純な数値レベル
で表現される評価値に分類することにより心機能評価値
Eが決定される。このような前駆出期間PEPを心機能
評価値Eに変換する関係は、好ましくは、生体の年齢、
性別などの修正パラメータを含んで構成される。
の要部を説明するフローチャートである。図のステップ
SA1(以下、ステップを省略する。)SA2、SA3
では、心電誘導装置60により逐次検出される心電誘導
波形、胸郭インピーダンス脈波検出装置64により逐次
検出される胸郭インピーダンス脈波SMIMP 、圧脈波セ
ンサ46により逐次検出される圧脈波が、所定の周期で
順次読み込まれる。
波(Q点)が検出されたか否かが判断され、SA5で
は、上記胸郭インピーダンス脈波SMIMP の立ち上がり
点が検出されたか否かが判断され、SA6では、上記圧
脈波の立ち上がり点が検出されたか否かが判断される。
上記SA4、SA5、SA6のいずれかの判断が否定さ
れた場合は、SA1以下が繰り返し実行される。
断が共に肯定された場合は、前記前駆出期間算出手段8
0に対応するSA7において、図7に示すように、心電
誘導波形のQ波から圧脈波の立ち上がり点までの第1時
間差TDRPと、胸郭インピーダンス脈波信号SMIMP の
立ち上がり点から圧脈波の立ち上がり点までの第2時間
差TDIPとが算出され、さらに第1時間差TDRPから第
2時間差TDIPが差し引かれることにより、前駆出期間
PEPが算出される。
るSA8において、予め記憶された関係から実際の前駆
出期間PEPに基づいて心機能評価値Eが算出され、表
示器32に表示される。
期間算出手段80(SA7)により、心電誘導装置60
により検出された心電誘導波形の周期毎に発生する所定
の部位から圧脈波センサ46により検出された圧脈波の
周期毎に発生する所定の部位までの第1時間差TDRPが
算出され、前記胸郭インピーダンス脈波検出装置64に
より検出された胸郭インピーダンス脈波SMIMP の周期
毎に発生する所定の部位からその圧脈波センサ46によ
り検出された圧脈波の周期毎に発生する所定の部位まで
の第2時間差TDIPが算出され、その第1時間差TDRP
から第2時間差TDIPが差し引かれることにより前駆出
期間PEPが算出される。そして、心機能評価手段82
(SA8)では、その前駆出期間PEPに基づいて生体
の心機能の評価値Eが算出され、表示器32に表示され
る。したがって、本実施例によれば、マイクロホンを用
いて血液の拍出時点を検出しないので、心音に雑音が含
まれる場合であっても、前駆出期間PEPを正確に測定
できる。また、そのように正確に求められた前駆出期間
PEPに基づいて心機能評価値Eが算出されるので、正
確な心機能評価が得られる。
は、連続血圧測定装置8が撓骨動脈の圧脈波を検出する
ことにより動脈圧を連続的に測定するために用いるもの
と兼用するので、装置が安価となる。
お、以下の説明において前述の実施例と共通する部分に
は同一の符号を付して説明を省略する。
装置において電子制御装置28の前駆出期間算出作動な
どを説明する図であって、SA1およびSA6が除去さ
れた点、およびSA7がそれと演算作動が相違するSA
7−1と置換されている点を除いて前記図5に示すもの
と同様である。以下、主な相違点であるSA7−1につ
いて説明する。
SA7−1においては、SA4によりにより検出された
心電波形のQ波から、SA5により検出された胸郭イン
ピーダンス脈波信号SMIMP の立ち上がり点までの前駆
出期間PEPが直接算出される。
0(SA7−1)により、心電波形の所定の部位から胸
郭インピーダンス脈波検出装置64により検出された胸
郭インピーダンス脈波の周期毎に発生する所定の部位ま
での時間差である前駆出期間PEPが直接が算出され、
心機能評価手段82(SA8)では、その前駆出期間P
EPに基づいて生体の心機能評価値Eが算出されるの
で、前述の実施例と同様の効果を得ることができる。
1および図3に相当する図であり、図12は図5に相当
する図である。本実施例では、脈波検出装置が、カフ1
0、圧力センサ14、および脈波弁別回路24により構
成されており、圧脈波に替えてカフ脈波が用いられる
点、圧脈波血圧対応関係決定手段74および監視血圧値
決定手段76が備えられていない点において前述の図1
および図3の実施例と相違する。
7)では、前述の実施例と同様に、心電波形のQ波から
カフ脈波の立ち上がり点までの第1時間差TDRPと、胸
郭インピーダンス脈波SMIMP の立ち上がり点からカフ
脈波の立ち上がり点までの第2時間差TDIPとが算出さ
れ、第1時間差TDRPから第2時間差TDIPが差し引か
れることにより前駆出期間PEPが求められる。心機能
評価手段82(SA8)では、前述の実施例と同様に、
上記前駆出期間PEPに基づいて生体の心機能評価値E
が算出され、表示器32に表示される。本実施例におい
ても、前述の実施例と同様の効果を得ることができる。
カフ10、圧力センサ14、および脈波弁別回路24に
より構成されており、それらカフ10、圧力センサ1
4、および脈波弁別回路24は、血圧測定手段72を含
む血圧測定装置に用いるものと兼用することができるの
で、装置が安価となる。
装置において電子制御装置28の前駆出期間算出作動を
説明する図であって、SA1およびSA6が除去された
点、およびSA7がそれと演算作動が相違するSA7−
1に置換されている点を除いて前記図12に示すものと
同様である。以下、主な相違点であるSA7−1につい
て説明する。
のSA7−1においては、SA4により検出された心電
波形のQ波からSA5により検出された胸郭インピーダ
ンス脈波信号SMIMP の立ち上がり点までの前駆出期間
PEPが直接に算出される。これにより、図9と同様の
効果が得られる。
1および図3に相当する図であり、図16は図5に相当
する図である。本実施例では、脈波検出装置が、光電脈
波検出装置90により構成されており、圧脈波に替えて
光電脈波が用いられる点、圧脈波血圧対応関係決定手段
74および監視血圧値決定手段76が備えられていない
点において前述の実施例の図1および図3の実施例とに
相違する。
92内に収容した生体の一部を照射する発光ダイオード
94と、その発光ダイオード94から放射された光の透
過光或いは反射光を検出するフォトトランジスタなどの
光検出素子96とを備える。上記発光ダイオード94か
らは、ヘモグロビンにより好適に反射される波長帯域の
光が出力されることから、血液量の脈動に対応して変化
する透過光或いは反射光が光検出素子96により検出さ
れるので、皮下組織における毛細血管の血液容積の変化
に対応する光電脈波が出力される。
(SA7)において、前述の実施例と同様に、心電誘導
波形のQ波から光電脈波の立ち上がり点までの第1時間
差TD RPと、胸郭インピーダンス脈波SMIMP の立ち上
がり点から光電脈波の立ち上がり点までの第2時間差T
DIPとが算出され、第1時間差TDRPから第2時間差T
DIPが差し引かれることにより前駆出期間PEPが求め
られる。心機能評価手段82(SA8)においては、前
述の実施例と同様に、上記前駆出期間PEPに基づいて
生体の心機能評価値Eが算出され、表示器32に表示さ
れるので、前述の実施例と同様の効果が得られる。
光電脈波検出装置90により構成されており、オキシメ
ータを備えた血圧測定装置に接続するオキシメータ用プ
ローブ(たとえば2波長の光電脈波センサ)と兼用する
ことができる。
装置において電子制御装置28の前駆出期間算出作動を
説明する図であって、SA1およびSA6が除去された
点、およびSA7がそれと演算作動が相違するSA7−
1に置換されている点を除いて前記図16に示すものと
同様である。以下、主な相違点であるSA7−1につい
て説明する。
のSA7−1においては、SA4により検出された心電
誘導波形のQ波からSA5により検出された胸郭インピ
ーダンス脈波信号SMIMP の立ち上がり点までの前駆出
期間PEPが直接に算出される。これにより、図9と同
様の効果が得られる。
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。
基準点として、心電誘導波形のQ波、胸郭インピーダン
ス脈波の立ち上がり点、圧脈波、カフ脈波、光電脈波の
立ち上がり点が用いられていたが、心電誘導波形のP、
R、S、或いはT波、胸郭インピーダンス脈波、圧脈
波、カフ脈波、光電脈波の頂点、振幅の数分の1の立ち
上がり点、最大傾斜点、変曲点などが基準点として用い
られてもよい。このような場合には、基準点と立ち上が
り点との間の補正が、予め設定された値により適宜行わ
れ得る。
脈波検出装置64では、胸郭インピーダンス信号から
0.5〜30Hz程度の帯域フィルタを用いて胸郭インピ
ーダンス脈波が弁別されていたが、コンピュータソフト
により構成されるアクティブフィルタにより弁別処理さ
れてもよい。
例では、圧脈波、カフ脈波、光電脈波などの脈波を検出
するための脈波検出装置が不要となる利点がある。
装置が血圧測定装置に設けられた例が説明されていた
が、血圧測定機能のない前駆出期間測定装置が単独で構
成されても差し支えないのである。
ために、圧脈波センサ46、カフ脈波検出装置(カフ1
0、圧力センサ14、脈波弁別回路24)、光電脈波検
出装置90が用いられていたが、それに替えて、指や腕
などに設けられた電極によりインピーダンス脈波を検出
するインピーダンス脈波検出装置が用いられてもよい。
要するに、動脈を通して伝播する脈波を検出する装置が
脈波検出装置として用いられればよいのであある。
囲において種々変更が加えられ得るものである。
る連続血圧測定装置の構成を示すブロック図である。
を説明する図である。
を説明する機能ブロック線図である。
示する図である。
を説明するフローチャートである。
検出される胸郭インピーダンス脈波を、胸郭インピーダ
ンスを示す波形と対比して示す図である。
時間差TDRP、第2時間差TD RI、前駆出期間PEPを
説明するタイムチャートである。
液が圧送されるまでの前駆出期間を説明する図である。
実施例の作動を説明する図5に相当する図である。
図である。
ロック線図であり、図3に相当する図である。
チャートであり、図5に相当する図である。
他の実施例の作動を説明する図9に相当する図である。
図である。
ロック線図であり、図3に相当する図である。
チャートであり、図5に相当する図である。
他の実施例の作動を説明する図9に相当する図である。
(脈波検出装置) 46:圧脈波センサ(脈波検出装置) 60:心電誘導装置 64:胸郭インピーダンス脈波検出装置 80:前駆出期間算出手段 82:心機能評価手段 90:光電脈波検出装置(脈波検出装置)
Claims (4)
- 【請求項1】 生体の心臓の収縮開始から血液が拍出さ
れるまでの前駆出期間を測定する前駆出期間測定装置で
あって、 前記生体の心電誘導波形を検出する心電誘導装置と、 前記生体の胸郭において該生体の心拍同期成分からなる
インピーダンス脈波を検出する胸郭インピーダンス脈波
検出装置と、 前記生体の一部に装着され、該生体の動脈を通して伝播
する脈波を検出する脈波検出装置と、 前記心電誘導装置により検出された心電誘導波形の周期
毎に発生する所定の部位から前記脈波検出装置により検
出された脈波の周期毎に発生する所定の部位までの第1
時間差を算出し、前記胸郭インピーダンス脈波検出装置
により検出された胸郭インピーダンス脈波の周期毎に発
生する所定の部位から前記脈波検出装置により検出され
た脈波の周期毎に発生する所定の部位までの第2時間差
を算出し、該第1時間差から第2時間差を差し引くこと
により前駆出期間を算出する前駆出期間算出手段とを含
むことを特徴とする前駆出期間測定装置。 - 【請求項2】 前記前駆出期間算出手段により算出され
た前駆出期間に基づいて前記生体の心機能を評価する心
機能評価手段をさらに含むものである請求項1の前駆出
期間測定装置。 - 【請求項3】 前記胸郭インピーダンス脈波検出装置
は、 前記生体の胸郭のインピーダンスを表す胸郭インピーダ
ンスを検出する胸郭インピーダンス検出装置と、 前記胸郭インピーダンスセンサにより検出された胸郭イ
ンピーダンスから、前記生体の心拍同期成分からなるイ
ンピーダンス脈波を弁別するインピーダンス脈波弁別器
とを含むものである請求項1の前駆出期間測定装置。 - 【請求項4】 生体の心臓の収縮開始から血液が拍出さ
れるまでの前駆出期間を測定する前駆出期間測定装置で
あって、 前記生体の心電誘導波形を検出する心電誘導装置と、 前記生体の胸郭において該生体の心拍同期成分からなる
インピーダンス脈波を検出する胸郭インピーダンス脈波
検出装置と、 前記心電誘導装置により検出された心電誘導波形の周期
毎に発生する所定の部位から前記胸郭インピーダンス脈
波検出装置により検出された胸郭インピーダンス脈波の
周期毎に発生する所定の部位までの時間差である前駆出
期間を算出する前駆出期間算出手段とを含むことを特徴
とする前駆出期間測定装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP8142598A JPH09322886A (ja) | 1996-06-05 | 1996-06-05 | 前駆出期間測定装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP8142598A JPH09322886A (ja) | 1996-06-05 | 1996-06-05 | 前駆出期間測定装置 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH09322886A true JPH09322886A (ja) | 1997-12-16 |
Family
ID=15319038
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP8142598A Pending JPH09322886A (ja) | 1996-06-05 | 1996-06-05 | 前駆出期間測定装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH09322886A (ja) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6748262B2 (en) | 2001-08-09 | 2004-06-08 | Colin Medical Technology Corporation | Heartbeat synchronous information acquiring apparatus |
JP4833838B2 (ja) * | 2003-06-25 | 2011-12-07 | カーディアック ペースメイカーズ, インコーポレイテッド | 生理学的心臓パラメータのトレンドを把握するためのシステム及び装置 |
-
1996
- 1996-06-05 JP JP8142598A patent/JPH09322886A/ja active Pending
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6748262B2 (en) | 2001-08-09 | 2004-06-08 | Colin Medical Technology Corporation | Heartbeat synchronous information acquiring apparatus |
JP4833838B2 (ja) * | 2003-06-25 | 2011-12-07 | カーディアック ペースメイカーズ, インコーポレイテッド | 生理学的心臓パラメータのトレンドを把握するためのシステム及び装置 |
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A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20041201 |
|
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Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20050105 |
|
A521 | Request for written amendment filed |
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|
A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20050329 |