JPH11113863A

JPH11113863A - 心機能診断装置

Info

Publication number: JPH11113863A
Application number: JP9277770A
Authority: JP
Inventors: Kazuhiko Amano; 和彦天野; Kazuo Uebaba; 和夫上馬場; Hitoshi Ishiyama; 仁石山
Original assignee: Seiko Epson Corp
Current assignee: Seiko Epson Corp
Priority date: 1997-10-09
Filing date: 1997-10-09
Publication date: 1999-04-27
Anticipated expiration: 2017-10-09
Also published as: JP3733710B2

Abstract

(57)【要約】【課題】脈波波形について１周期分以上を処理するこ
とのなく、簡易な構成によって心機能状態を診断する。【解決手段】生体から脈波波形を検出する脈波検出部
１０と、脈波波形から心臓の心室収縮期を特定するとと
もに、心室収縮期における駆出波の立ち上がり時間ｔ₁
を算出するピーク点抽出・波形解析部４０と、算出され
た駆出波の立ち上がり時間ｔ₁の変化率を求める評価部
７２と、変化率に対応する評価内容を予め記憶する評価
内容記憶部７３とを備え、評価部７３により求められた
変化率に対応する評価内容が読み出されて、告知部７４
によって告知される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、被験者の末梢部で
の脈波波形のうち、心臓の収縮に伴う駆出波を解析し
て、当該被験者の心機能を診断・評価する心機能診断装
置に関する。

【０００２】

【従来の技術】脈波は、一般的に言えば、心臓から拍出
されて血管を伝搬する血液の波である。このため、脈波
を検出して解析することにより、種々の医学的情報を得
られることが知られている。そして、脈波の研究が進む
につれ、生体から採取した脈波を種々の手法で解析する
ことによって、血圧や心拍数などではわからないような
情報が得られ、これらの情報をもとに生体の状態を診断
ができるようになってきた。ここで、本願と同じ発明者
は、PCT/JP96/01254（発明の名称：生体状態の診断装置
及び制御装置）において、脈波波形の形状とその歪率と
の関係について着目した。この出願に係る発明は、被験
者の脈波波形を検出して処理し、これにより当該脈波波
形の歪率を算出し、この歪率から脈波波形の形状を特定
することによって当該被験者の生体状態の診断を可能と
するものであった。

【０００３】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上記従
来技術においては、脈波波形の形状とその歪率との関係
を述べたにとどまり、脈波波形のうちどの部分が心機能
状態を示すかが判明していなかった。したがって、脈波
波形を解析するため、脈波波形の１周期分以上をＦＦＴ
処理などして、基本波および各次高調波成分の振幅の大
きさを求める必要があり、この結果、必然的に、心機能
の診断には、高い処理能力が要求されるといった問題が
あった。この問題は、特に、診断装置を小型化・軽量化
する場合に顕著となる。

【０００４】本発明は、上記問題鑑みてなされたもので
あり、その目的とするところは、脈波波形のうちどの部
分が心機能状態を示すかを特定して処理することによ
り、周波数解析処理することのなく簡易な構成により、
心機能状態を診断することが可能な心機能診断装置を提
供することにある。

【０００５】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明にあっては、生体から脈波波形を検出する脈
波検出手段と、前記脈波波形から心臓の収縮期を特定す
る収縮期特定手段と、前記収縮期特定手段により特定さ
れた収縮期における脈波波形のうち、心臓から拍出され
る血液に伴う動脈血管系の圧力特性を示す波形を解析し
て、当該波形を規定する指標を算出する解析手段と、前
記解析手段により算出された指標に基づいて、当該生体
の心機能状態を評価する評価手段とを具備することを特
徴としている。

【０００６】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施形態について
説明する。

【０００７】＜１：第１実施形態＞はじめに、第１実施
形態に係る心機能診断装置について説明する。

【０００８】＜１−１：第１実施形態の理論的根拠＞言
うまでもなく、心臓は、収縮拡張を繰り返すことによっ
て血液を駆出している。ここで、１サイクルの収縮拡張
によって心臓から血液が流れ出る時間は、駆出時間と呼
ばれる。この駆出時間は、運動等により単位時間当たり
の心臓の収縮回数である拍数が高くなると、アドレナリ
ンなどのカテコールアミンが放出される結果、短くなる
傾向にある。これは、心筋の収縮力が増大していること
を意味する。また、この駆出時間が長くなるにつれて、
１サイクルの収縮拡張によって心臓から流出する拍出量
が大きくなる傾向にある。さて、人が運動等すると、心
筋や骨格筋などに酸素を多く供給する必要から、拍数と
拍出量との積、すなわち、単位時間あたりに心臓から送
り出される血液流量は増加する。ここで、拍数が増加す
る結果、駆出時間は短くなるので、拍出量は逆に小さく
なる。ただし、拍数の増加率は拍出量の減少率を上回る
ため、拍数と拍出量との積は、全体的にみれば増加する
ことになる。

【０００９】次に、心臓の動きと血圧波形との関係につ
いて説明する。図５（ａ）は、心電波形を示すものであ
り、一般に、図におけるＲ点からＴ波の終点Ｕまでが心
室収縮期と言われ、これが上記駆出時間に相当するもの
である。また、Ｕ点から次のＲ点までが心室拡張期であ
ると言われている。ここで、心室収縮期において、心室
の収縮は一様に発生するのではなく、外側から内側に収
縮が進行するにつれてゆっくりとなる。このため、心臓
直後における大動脈起始部での血圧波形は、同図（ｂ）
に示すように、大動脈弁解放から閉鎖までの期間におい
て、上に凸の形状となる。

【００１０】このような大動脈起始部で血圧波形が末梢
部（橈骨動脈）において現れる脈波波形の一例を同図
（ｃ）に示す。このような形状となるのは、まず、心臓
からの血液の拍出により駆出波と呼ばれる第１波が生
じ、続いて、心臓に近い血管分岐部分での反射に起因し
て退潮波と呼ばれる第２波が生じ、この後、大動脈弁閉
鎖に伴う切痕が生じて、切痕波と呼ばれる第３波が現れ
る、と考えられている。したがって、脈波波形において
は、最も血圧値の低い点から切痕までが心室収縮期に相
当し、切痕から次のサイクルにおいて最も血圧値の低い
点までが心室拡張期に相当することになる。ここで、脈
波波形において大動脈弁解放に相当する点は、血圧値の
最小極小点であり、脈波波形において大動脈弁閉鎖に相
当する点は、時系列的にみれば、当該最小極小点から第
３番目に現れる極小点であり、また、血圧値の大小でみ
れば、当該最小極小点から第２番目の極小点である。な
お、同図（ｃ）に示す脈波波形は、実際には、同図
（ｂ）に示す大動脈血圧波形に対して時間的に遅れる
が、ここでは説明のため、この時間遅れを無視し、位相
を揃えている。

【００１１】次に、同図（ｃ）に示した脈波波形につい
て検討してみる。被験者の末梢部で検出される脈波波形
は、いわば、拍動性のポンプたる心臓と導管たる血管系
とからなる閉鎖系を経た血液の圧力波であるため、第１
に、心臓のポンプ機能、すなわち、心機能状態によって
規定されるほか、第２に、血管径や、血管の収縮・伸
展、血液粘性抵抗などの影響を受ける。このため、脈波
波形を検出して解析すれば、当該被験者における動脈血
管系の状態のほか、心機能状態を評価することができ
る、と考えられる。

【００１２】ここで、脈波波形のうち、どの部分を解析
するかについて検討してみる。まず、上述したように、
心室の収縮は一様に発生しないため、心臓から拍出され
る血液波形は、同図（ｂ）に示すように心室収縮期の途
中で最大となる。一方、心臓から拍出される血液は、動
脈血管系の影響を受けて末梢部に到達する。このため、
同図（ｃ）に示す駆出波は、心室の収縮によって拍出さ
れる血液の圧力波が動脈血管系の影響を受けて、末梢部
において現れた波形である、と考えられる。すなわち、
駆出波は、心室の収縮によって拍出される血液に伴う動
脈血管系の圧力特性を示す波形である。したがって、例
えば心筋の変動等により、拍出される血液の圧力波が変
化すれば、その影響が脈波波形の駆出波に現れることに
なるから、心機能を脈波波形で評価するには、まず、心
室収縮期に相当する期間において第１番目に現れる駆出
波を解析することが重要であると考えられる。

【００１３】次に、心室の収縮によって拍出される血液
圧力波の特性について考察する。一般に心臓が肥大した
場合、心室が収縮してもその内容積があまり変化しなく
なる。このため、血液は心臓から急峻には送り出されな
くなるので、駆出波の立ち上がり時間が長期化すると考
えられる。同様に、心筋の収縮力が何らかの理由により
低下した場合でも、駆出波の立ち上がり時間が長期化す
ると考えられる。したがって、駆出波の立ち上がり時間
を長期間にわたって求め、その変動を監視することによ
り、心臓の肥大や心筋収縮力の低下などの可能性を判断
することができると考えられる。ここで、心筋収縮力の
低下は、老化や心筋虚血などに起因し、特に後者につい
ては狭心症に結びつき、さらに心筋が壊死すれば心筋梗
塞症にまで至ることから、心機能状態を評価する指標と
して駆出波の立ち上がり時間を用い、これを監視するこ
とは、極めて重要な意義があることがわかる。

【００１４】ところで、本願発明者は、循環（血行）の
状態を非侵襲的に求めるため、大動脈起始部から抹消部
までの動脈血管系の挙動を電気的モデルによりシミュレ
ートして、血管の粘性抵抗やコンプライアンスなどの循
環動態に関するパラメータを近似的に算出する技術を提
案している（特開平6-205747号：発明の名称「脈波解析
装置」や、PCT/JP96/03211：発明の名称「生体状態測定
装置」などを参照）。この技術は、端的に言えば、動脈
血管系の挙動をシミュレートした電気的モデルに、被験
者の大動脈起始部の圧力波に対応する電気信号を与えた
とき、その応答波形が、実際に検出された脈波波形と一
致するように、電気的モデルを構成する各素子の値を定
めることで、各素子に対応する循環動態のパラメータを
近似的に算出するものである。この電気的モデルについ
ては、図１１（ａ）に示すような四要素集中定数モデル
や、同図（ｂ）に示すような五要素集中定数モデルがあ
る。特に、後者の五要素集中定数モデルについては、人
体の循環動態の挙動を決定する要因のうち、四要素集中
定数モデルで採用される中枢部での血液による慣性、中
枢部での血液粘性による血管抵抗（粘性抵抗）、末梢部
での血管のコンプライアンス（粘弾性）、および、末梢
部での血管抵抗（粘性抵抗）、以上４つのパラメータに
対し、さらに、大動脈コンプライアンスを追加して、こ
れらのパラメータを電気回路としてモデリングしたもの
である。

【００１５】以下、集中定数モデルを構成する各素子と
各パラメータとの対応関係を記す。静電容量Ｃ_c ：大動脈コンプライアンス［cm⁵/dyn］電気抵抗Ｒ_c ：動脈系中枢部での血液粘性による血管抵抗［dyn・s/cm⁵］インダクタンスＬ：動脈系中枢部での血液による慣性［dyn・s²/cm⁵］静電容量Ｃ：動脈系末梢部での血管コンプライアンス［cm⁵/dyn］電気抵抗Ｒ_p ：動脈系末梢部での血液粘性による血管抵抗［dyn・s/cm⁵］

【００１６】また、集中定数モデルに流れる電流ｉ、ｉ
_p、ｉ_c、ｉ_sは、各々対応する各部を流れる血流［cm⁵/
s］に相当する。なかでも、電流ｉは大動脈血流に相当
し、電流ｉ_sは左心室から拍出される血流に相当してい
る。また、入力電圧ｅは左心室圧［dyn/cm²］に相当
し、電圧ｖ₁は大動脈起始部での圧力［dyn/cm²］に相当
する。さらに、静電容量Ｃの端子電圧ｖ_pは橈骨動脈部
での圧力［dyn/cm²］に相当する。くわえて、ダイオー
ドＤは、大動脈弁に相当するものであって、心室の収縮
期に相当する期間においてオン（弁が開いた状態）とな
る一方、拡張期に相当する期間においてオフ（弁が閉じ
た状態）となる。

【００１７】このように、大動脈起始部から抹消部まで
の動脈血管系は、図１１（ａ）や（ｂ）などの電気的モ
デルによりシミュレートして考えることが可能である。
そこで、今度は、心室収縮期の第１波たる駆出波につい
て、動脈血管系を上記電気的モデルとして扱う考え方で
検討してみる。心室収縮期における大動脈起始部での血
圧波形は、図５（ｂ）に示すように、凸形状の１つのな
だらかな波であるのに対し、心室収縮期における末梢部
での脈波波形は、同図（ｃ）に示すように、駆出波およ
び退潮波からなる２つの波である。この現象を、上記電
気的モデルに置き換えて考えてみると、同図（ｂ）の波
形に相当する電気信号をパルスとして電気的モデルの入
力端に印加したならば、そのモデルの出力端に、入力パ
ルスに応答する第１波と、この波形に続く過渡的な第２
波とが現れたことを意味する。このことから、血管動脈
系という負荷は、単純な抵抗分だけでなく、過渡的な変
化に追従する特性を併せ持つ、ということができる。さ
らに、第１波に相当する駆出波は、心臓という電源と動
脈血管系という負荷とを接続した場合において、電源が
動作しているときに、すなわち、大動脈弁が解放してい
るときに、心臓から拍出される血液波形たる入力パルス
と直接的に対応するもの、ということができる。しか
も、ここでいう入力パルスは、心臓という電源の機能そ
のものによって定まるから、駆出波は、動脈血管系を電
気的モデルで扱う考え方を用いても、心筋の機能と直接
的に関連するもの、と言うことができる。したがって、
駆出波は、立ち上がり時間のほか、その成分等を周波数
解析することなどによっても、心筋の機能を評価するこ
と可能であると考えられる。

【００１８】なお、一般に、人がそれほど強い運動をし
ていなくても、緊張やストレスなどに起因して、単位時
間当たりの心臓の収縮回数である拍数が高く場合があ
る。このような場合に、心機能状態を評価するのは適切
でないことがあるので、本実施形態にあっては、被験者
の体動があまり大きくなく、かつ、被験者の拍数がしき
い値以下であることを条件として心機能の状態を評価す
ることとする。

【００１９】＜１−２：第１実施形態の機能構成＞本実
施形態に係る心機能診断装置は、以上のような理論的根
拠に基づいて構成されるものであり、被験者から検出し
た脈波波形から、心室収縮期を特定するとともに、拍動
に対応する駆出波の波形を解析して、駆出波を規定する
指標を算出し、その指標により被験者の心機能状態を評
価するものである。ここで、本実施形態にあっては、駆
出波を規定する指標として、心臓の肥大や心機能等に関
連する駆出波の立ち上がり時間を用いることにする。ま
た、拍数も心機能状態を評価するのに有用な指標となる
ことが一般に知られていることから、本実施形態に係る
心機能診断装置は、拍数も参照して心機能状態を評価す
ることとする。

【００２０】図１に、本実施形態に係る心機能診断装置
の機能構成を示すブロック図を示す。この図において、
脈波検出部１０は、例えば、被験者の末梢部（例えば、
橈骨動脈）における脈波波形を検出して、その検出信号
をＭＨとして体動除去部３０に出力するものである。一
方、体動検出部２０は、例えば、加速度センサなどから
構成され、被験者の体の動きを検出して、その検出信号
を信号ＴＨとして波形処理部２１に出力するものであ
る。波形処理部２１は、ローパスフィルタ等で構成さ
れ、体動検出部２０から出力される信号ＴＨを波形整形
処理して、体動成分を示す信号ＭＨtとして出力するも
のである。体動除去部３０は、脈波検出部１０による信
号ＭＨから体動成分を示す信号ＭＨtを減算して、脈波
成分を示す信号ＭＨ’として出力するものである。

【００２１】本実施形態にかかる心機能診断装置は、被
験者から検出した脈波波形を処理するものであるが、被
験者が安静状態にない場合、脈波検出部１０により検出
された信号ＭＨには、脈波成分を示す信号ＭＨ’のほ
か、被験者の体動成分を示す信号ＭＨtも重畳されるこ
とになる。このため、ＭＨ＝ＭＨt＋ＭＨ’となり、脈
波検出部１０から出力される信号ＭＨは、被験者の脈波
波形を正確に示すものではない。

【００２２】一方、血流は血管や組織などの影響を受け
るので、信号ＭＨに含まれる体動成分ＭＨtは、被験者
の体動を示す信号ＴＨそのものではなく、それを鈍らせ
たものになると考えられる。このため、被験者の体動を
直接的に示す体動検出部２０による信号ＴＨを波形処理
部２１によって波形整形して、体動成分を示す信号ＭＨ
tとして用い、これを、脈波検出部１０による信号ＭＨ
から減算し、これにより体動の影響を除去して、脈波成
分を示す信号ＭＨ’として出力しているのである。な
お、波形処理部２１におけるローパスフィルタの形式
や、段数、定数などは、実際に測定したデータから定め
られる。

【００２３】ピーク点抽出・波形解析部４０は、信号Ｍ
Ｈ’を解析して、脈波波形の形状を特定する波形パラメ
ータを抽出するものである。ここで、波形パラメータ
は、図６に示すように定められる。すなわち、波形パラ
メータは、１拍の立ち上がりピーク点Ｐ０（以下、この立ち上が
り時刻を脈波開始時刻という）から、次の拍の立ち上が
りピーク点Ｐ６までの時間ｔ₆、脈波波形において順次現れるピーク点（極大点および
極小点）Ｐ１〜Ｐ５の血圧値（差）ｙ₁〜ｙ₅、および、脈波開始時点のピーク点Ｐ０（最小極小点）から、上
記各ピーク点Ｐ１〜Ｐ５が現れるまでの経過時間ｔ₁〜
ｔ₅ として定められる。なお、この場合、駆出波の立ち上が
り時間は、波形パラメータで言えば、時間ｔ₁に相当す
る。また、ｙ₁〜ｙ₅は、それぞれピーク点Ｐ０の血圧値
を基準とした相対的な血圧値を示すことになる。

【００２４】さて、ピーク点抽出・波形解析部４０は、
波形パラメータの特定において、ピーク点Ｐ０およびＰ
４を特定するが、このことは、必然的に心室収縮期およ
び心室拡張期を特定することを意味する。すなわち、ピ
ーク点Ｐ０は駆出波の立ち上がり開始点に相当するか
ら、これを求めることは、心室収縮期の始点（心室拡張
期の終点）を特定することを意味し、また、ピーク点Ｐ
４は大動脈弁閉鎖に伴う切痕に相当するから、心室収縮
期の終点（心室拡張期の始点）を特定することを意味す
る。したがって、ピーク点抽出・波形解析部４０は、必
然的に心室収縮期および心室拡張期を特定する機能も有
する。なお、ピーク点抽出・波形解析部４０の詳細構成
およびピーク情報の内容については、後述することとす
る。

【００２５】また、図６に示すように波形パラメータを
定めた際に、本願発明者は、実測した求めた拍数に対し
て、各波形パラメータ単体やこれらの差等との個別的な
相関関係を検討して、心室拡張期に相当する期間（ｔ₆-
ｔ₄）と、相関係数（Ｒ²）が０．９２という高い相関関
係を有することを見出した。かかる相関関係を予め記憶
するのが拍数変換テーブル６０であり、ピーク点抽出・
波形解析部４０に求められた期間（ｔ₆-ｔ₄）を拍数に
変換する。なお、拍数を直接的あるいは正確に求めるの
であれば、ピーク点抽出・波形解析部４０によって時間
ｔ₆を求めて、この換算値から算出すれば良い。

【００２６】次に、評価許可部７０は、体動検出部２０
による信号ＴＨがしきい値以下であって、かつ、拍数変
換テーブル６０により変換された拍数がしきい値以下で
ある場合に、ピーク点抽出・波形解析部４０により求め
られた時間ｔ₁を、現在の時刻とともに出力するもので
ある。データ記憶部７１は、評価許可部７０によって出
力されたｔ₁と時刻とを組にして記憶するものである。
また、評価部７２は、次の処理を実行して、駆出波の立
ち上がり時間の変化率を求めるものである。すなわち、
評価部７２は、第１に、データ記憶部７１に最近記憶さ
れた時間ｔ₁と時刻とを読み出し、第２に、評価許可部
７０によって出力された現時点の時間ｔ₁から読み出し
た時間ｔ₁を差し引いて、駆出波の立ち上がり時間の変
化分を求め、第３に、現時点の時刻から読み出した時刻
を差し引いて経過時間を求め、第４に、立ち上がり時間
の変化分を経過時間で割って、その変化率を算出する。
評価内容記憶部７３は、駆出波の立ち上がり時間の変化
率に対応して予め複数の評価内容を記憶する一方、評価
部７２によって算出された変化率に対応する評価内容を
読み出して出力するものである。告知部７４は、診断内
容記憶部７３によって読み出された診断内容および時間
的推移作成部７５により作成された時間推移を、表示や
音声等により外部に出力するものである。また、時間的
推移作成部７５は、評価許可部７０から出力された時間
ｔ₁および時刻、あるいは、データ記憶部７１に時系列
に記憶された時間ｔ₁および時刻から、駆出波における
立ち上がり時間の時間的推移を作成して出力するもので
ある。

【００２７】＜１−２−１：ピーク点抽出・波形解析部
の詳細構成＞ここで、ピーク点抽出・波形解析部４０の
詳細について説明する。図２は、その詳細構成を示すブ
ロック図である。図において、マイクロコンピュータ４
０１は、各構成部分を制御するものであり、内部に図示
しないレジスタを有する。波形メモリ４０２は、ＲＡＭ
等によって構成され、Ａ／Ｄ変換器４０３およびローパ
スフィルタ４０４を介して供給される信号ＭＨ’の値、
すなわち、脈波成分を示す信号の波形値Ｗを順次記憶す
る。波形値アドレスカウンタ４０５は、マイクロコンピ
ュータ４０１から波形採取指示ＳＴＡＲＴが出力されて
いる期間、サンプリングクロックφをカウントし、その
カウント結果を、波形値Ｗの波形値アドレスＡＤＲ１
（書込アドレス）として出力するものである。この波形
値アドレスＡＤＲ１は、マイクロコンピュータ４０１に
より監視される。また、セレクタ４０６は、波形メモリ
４０２へのアドレスを選択するものであり、マイクロコ
ンピュータ４０１によってセレクト信号Ｓ１が出力され
ていない場合、波形値アドレスカウンタ４０５によって
出力される波形値アドレスＡＤＲ１を選択する一方、セ
レクト信号Ｓ１が出力されている場合、マイクロコンピ
ュータ４０１によって出力される読出アドレスＡＤＲ４
を選択する。

【００２８】一方、微分回路４１１は、ローパスフィル
タ４０４から順次出力される波形値Ｗを時間微分して出
力する。零クロス検出回路４１２は、波形値Ｗが極大値
または極小値となることによって波形値Ｗの時間微分が
ゼロとなった場合に、零クロス検出パルスＺを出力する
ものである。さらに詳述すると、零クロス検出回路４１
２は、図６に示した波形パラメータのピーク点Ｐ０〜Ｐ
６を検出するために設けられた回路であり、これらのピ
ーク点に対応した波形値Ｗが入力された場合に零クロス
検出パルスＺを出力する。

【００２９】次に、ピークアドレスカウンタ４１３は、
マイクロコンピュータ４０１によって波形採取指示ＳＴ
ＡＲＴが出力されている期間、零クロス検出パルスＺを
カウントし、そのカウント結果をピークアドレスＡＤＲ
２として出力するものである。移動平均算出回路４１４
は、現時点までに微分回路４１１によって出力された波
形値Ｗの時間微分値を過去所定個数分だけ蓄積して、そ
の平均値を算出し、その結果を現時点に至るまでの脈波
の傾斜を表す傾斜情報ＳＬＰとして出力するものであ
る。

【００３０】ピーク情報メモリ４１５は、図３に示すピ
ーク情報を記憶するために設けられたものであり、その
内容の詳細については次の通りである。波形値アドレスＡＤＲ１ローパスフィルタ４０４から出力される波形値Ｗが極大
値または極小値となった時点において、波形値アドレス
カウンタ４０５から出力されている波形値アドレスであ
る。換言すれば、波形メモリ４０２にて、極大値または
極小値に相当する波形値Ｗが書き込まれたアドレスであ
る。ピーク種別Ｂ／Ｔ上記波形値アドレスＡＤＲ１に書き込まれた波形値Ｗが
極大値Ｔ（Top）であるか極小値Ｂ（Bottom）であるか
を示す情報である。波形値Ｗ上記極大値または極小値に相当する波形値である。ストローク情報ＳＴＲＫ直前のピーク値から当該ピーク値に至るまでの波形値の
変化分である。傾斜情報ＳＬＰ当該ピーク値に至るまでの過去所定個数分の波形値の時
間微分の平均値である。

【００３１】＜１−３：第１実施形態の動作＞次に、図
１に示した実施形態に係る心機能診断装置の動作につい
て説明する。

【００３２】＜１−３−１：初回の測定動作＞この心機
能診断装置は、一定時間毎に次の測定を行うものであ
る。このため、まず、初回に行われる測定動作について
説明する。脈波検出部１０により出力される信号ＭＨに
は、被験者の体動に伴う体動成分が重畳されるが、体動
成分除去部３０により当該体動成分が除去されて、脈波
成分のみを示す信号ＭＨ’となって、ピーク点抽出・波
形解析部４０に供給される。ピーク点抽出・波形解析部
４０においては、後述するように信号ＭＨ’のデータが
蓄積・解析され、これにより脈波波形の波形パラメータ
が特定されて、このうち、駆出波の立ち上がりに相当す
る時間ｔ₁と心室拡張期に相当する期間（ｔ₆-ｔ₄）とが
それぞれ求められる。このうち、期間（ｔ₆-ｔ₄）は、
拍数変換テーブル６０によって拍数に変換される。

【００３３】さて、評価許可部７０においては、体動検
出部２０による信号ＴＨがしきい値以下であって、か
つ、拍数変換テーブル６０により変換された拍数がしき
い値以下である場合に、ピーク点抽出・波形解析部４０
により求められた時間ｔ₁がそのまま現在の時刻ととも
に出力される。これにより、被験者が安静・平静状態に
ある場合に求められた時間ｔ₁のみが評価の対象となる
一方、しきい値に対応する強度上で体動している場合ま
たは緊張やストレス等の状態にある場合に求められた時
間ｔ₁が評価の対象から排除されることとなる。評価許
可部７０により出力された時間ｔ₁および現在時刻は、
データ記憶断７１において時系列的に順次記憶される。
なお、ここで記憶された時間ｔ₁および時刻は、次回の
測定において読み出され、駆出波の立ち上がり時間の変
化率を算出する際の基礎とされることになる。

【００３４】＜１−３−１−１：ピーク点抽出・波形解
析部の動作＞ここで、図２に示したピーク点抽出・波形
解析部４０の動作について説明する。ピーク点抽出・波
形解析部４０は、脈波波形を取得してから、波形パラメ
ータを求め、さらに、時間ｔ₁および期間（ｔ₆-ｔ₄）を
求めるまでを、複数の段階で行う。そこで、ピーク点抽
出・波形解析部４０の動作については、各段階に分けて
説明することとする。

【００３５】＜１−３−１−１−１：脈波波形の蓄積お
よびそのピーク情報の採取＞まず、ピーク点抽出・波形
解析部４０においては、信号ＭＨ’が図２における波形
メモリ４０２に蓄積されるとともに、当該信号ＭＨ’で
示される脈波波形のピーク情報が採取される。この動作
は、詳細には次のようにして実行される。まず、脈波波
形の採取開始を指示する旨の信号ＳＴＡＲＴがマイクロ
コンピュータ４０１によって出力されると、波形値アド
レスカウンタ４０５およびピークアドレスカウンタ４１
３のリセットが解除される。この結果、サンプリングク
ロックφのカウントが波形値アドレスカウンタ４０５に
よって開始され、そのカウント値たる波形値アドレスＡ
ＤＲ１が、セレクタ４０６を介して波形メモリ４０２に
書込アドレスとして供給される。そして、体動信号除去
部３０から出力された脈波成分を示す信号ＭＨ’がＡ／
Ｄ変換器４０３に入力され、サンプリングクロックφに
したがってディジタル信号に順次変換され、ローパスフ
ィルタ４０４を介し波形値Ｗとして順次出力される。こ
のようにして出力された波形値Ｗは、波形メモリ４０２
に順次供給され、その時点において波形値アドレスＡＤ
Ｒ１で指定される記憶領域に書き込まれる。以上の動作
により、例えば、図４に例示する脈波波形における一連
の波形値Ｗが波形メモリ４０２に蓄積されることとな
る。

【００３６】一方、この蓄積動作と並行して、ピーク情
報の採取およびピーク情報メモリ２０５への書き込み
が、以下のようにして実行される。まず、脈波成分を示
す信号ＭＨ’の波形値Ｗが微分回路４１１によって時間
微分され、この結果が零クロス検出回路４１２および移
動平均算出回路４１４にそれぞれ供給される。このよう
にして波形値Ｗの時間微分値が供給される毎に、移動平
均算出回路４１４は、過去所定個数の時間微分値の平均
値（すなわち、移動平均値）を演算し、演算結果を傾斜
情報ＳＬＰとして出力する。ここで、波形値Ｗが上昇中
もしくは上昇を終えて極大状態となっている場合は傾斜
情報ＳＬＰとして正の値が出力され、下降中もしくは下
降を終えて極小状態となっている場合は傾斜情報ＳＬＰ
として負の値が出力される。

【００３７】例えば、図４に示す脈波波形がローパスフ
ィルタ４０４から出力されると、ピーク点Ｐ’１は極大
点であるから、時間微分としてゼロが微分回路４１１か
ら出力される。このため、零クロス検出パルスＺが、零
クロス検出回路４１２によって出力される。この結果、
マイクロコンピュータ４０１により、その時点における
波形値アドレスカウンタ４０５のカウント値たる波形値
アドレスＡＤＲ１、波形値Ｗ、ピークアドレスカウンタ
のカウント値であるピークアドレスＡＤＲ２（この場
合、ＡＤＲ２＝０）および傾斜情報ＳＬＰが取り込まれ
る。また、零クロス検出パルスＺが出力されることによ
ってピークアドレスカウンタ２０３のカウント値たるピ
ークアドレスＡＤＲ２が「１」になる。

【００３８】一方、マイクロコンピュータ４０１は、取
り込んだ傾斜情報ＳＬＰの符号に基づいてピーク種別Ｂ
／Ｔを作成する。このようにピーク点Ｐ’１の波形値Ｗ
が出力されている場合、その時点における傾斜情報ＳＬ
Ｐが正の値となるので、マイクロコンピュータ４０１
は、ピーク情報Ｂ／Ｔの値を極大点に対応した「Ｔ」と
する。そして、マイクロコンピュータ４０１は、ピーク
アドレスカウンタ４１３から取り込んだピークアドレス
ＡＤＲ２（この場合、ＡＤＲ２＝０）をそのまま書込ア
ドレスＡＤＲ３として指定し、波形値Ｗ、この波形値Ｗ
に対応した波形値アドレスＡＤＲ１、ピーク種別Ｂ／
Ｔ、傾斜情報ＳＬＰを第１回目のピーク情報としてピー
ク情報メモリ４１５に書き込む。なお、ピーク情報の書
き込みが第１回目の場合、直前のピーク情報がないため
ストローク情報ＳＴＲＫの作成および書き込みは行わな
い。

【００３９】その後、図４に示す脈波波形において、ピ
ーク点Ｐ’２に対応した波形値Ｗがローパスフィルタ４
０４から出力されると、上述と同様に零クロス検出パル
スＺが出力され、波形値アドレスＡＤＲ１、波形値Ｗ、
ピークアドレスＡＤＲ２（＝１）、傾斜情報ＳＬＰ（＜
０）がマイクロコンピュータ４０１により取り込まれ
る。そして、上記と同様、マイクロコンピュータ４０１
により、傾斜情報ＳＬＰに基づいてピーク種別Ｂ／Ｔが
決定される。ここでは、ピーク点Ｐ’２は極小点なの
で、その時点における傾斜情報ＳＬＰは負の値となり、
ピーク情報Ｂ／Ｔの値は極小点に対応した「Ｂ」とな
る。また、マイクロコンピュータ４０１によって、ピー
クアドレスＡＤＲ２よりも「１」だけ小さいアドレスが
読出アドレスＡＤＲ３としてピーク情報メモリ４１５に
供給される。これにより、第１回目に書き込まれた波形
値Ｗが読み出される。そして、マイクロコンピュータ４
０１によって、ローパスフィルタ４０４から今回取り込
んだ波形値Ｗと、ピーク情報メモリ４１５から読み出し
た第１回目の波形値Ｗとの差分が演算され、ストローク
情報ＳＴＲＫが求められる。このようにして求められた
ピーク種別Ｂ／Ｔ、ストローク情報ＳＴＲＫが、波形値
アドレスＡＤＲ１、波形値Ｗ、傾斜情報ＳＬＰととも
に、第２回目のピーク情報としてピーク情報メモリ４１
５のピークアドレスＡＤＲ３＝１に対応した記憶領域に
書き込まれる。以後、ピーク点Ｐ’３、Ｐ’４、…、が
検出された場合も同様の動作が実行される。そして、所
定のタイミングで、マイクロコンピュータ４０１により
波形採取指示ＳＴＡＲＴの出力が停止され、波形値Ｗお
よびピーク情報の採取が終了する。

【００４０】＜１−３−１−１−２：１拍分の脈波波形
を特定＞このようにして図４に例示した脈波波形のピー
ク点Ｐ’１〜のピーク情報を採取しても、それだけで
は、図６に定めた波形パラメータを求めたことにはなら
ない。すなわち、図４に示した脈波波形１拍分を特定し
てはじめて、図６で定めた波形パラメータと対応するの
である。このため採取したピーク点Ｐ’１〜のピーク情
報から脈波波形を１拍分特定する必要がある。この特定
処理は、次のようにして実行される。

【００４１】まず、この特定にあたっては、脈波波形の
特徴、すなわち、脈波波形の血圧値が心室収縮期の開始
点に相当するピーク点Ｐ０において最低となり、その直
後の駆出波に相当するピーク点Ｐ１において最高とな
る、という特徴を利用する。そのため、マイクロコンピ
ュータ４０１は、ピーク情報メモリ４１５から各ピーク
点Ｐ’１、Ｐ’２、…、に対応した傾斜情報ＳＬＰおよ
びストローク情報ＳＴＲＫを順次読み出す。次いで、マ
イクロコンピュータ４０１は、各ストローク情報ＳＴＲ
Ｋの中から正の傾斜に対応したストローク情報（すなわ
ち、対応する傾斜情報ＳＬＰが正の値となっているも
の）を選択し、さらに、これらのストローク情報の中か
ら値の大きなものを所定個数だけ抽出する。すなわち、
マイクロコンピュータ４０１は、第１に、極大点である
ピーク点をとりあえず選択し、第２に、その中から直前
ピーク点との変化分が大きいピーク点を抽出する。ここ
で、ピーク点を所定個数抽出しているが、これは、複数
周期分について検討する趣旨である。

【００４２】次に、マイクロコンピュータ４０１は、抽
出したピーク点に対応するストローク情報ＳＴＲＫの中
から中央値に相当するものを特定する。これにより、１
拍分の脈波波形の立上部分（例えば、図４において符号
ＳＴＲＫＭによって示した部分）に相当するストローク
情報が特定される。なお、この特定は、複数周期分の脈
波波形についてピーク情報が採取されていることを前提
としているから、測定異常と考えられるものを除外する
趣旨である。そして、マイクロコンピュータ４０１は、
当該ストローク情報のピークアドレスよりも「１」だけ
前のピークアドレスに相当するピーク点を、波形パラメ
ータのピーク点Ｐ０とし、以下のピークアドレスに相当
するピーク点を、順次、波形パラメータのＰ１〜Ｐ６と
特定する。例えば、図４でいえば、立上部分ＳＴＲＫＭ
の直前に位置するピーク点Ｐ’６が、波形パラメータの
算出基準となるピーク点Ｐ０と特定され、以下に続くピ
ーク点Ｐ’７〜Ｐ’１２が順次波形パラメータのＰ１〜
Ｐ６と特定される。

【００４３】なお、心室拡張期に相当するピーク点Ｐ４
からＰ６（Ｐ０）までの特定にあたっては、脈波波形の
次のような特徴を利用しても良い。すなわち、脈波波形
の血圧値は、心室拡張期の始点に相当するピーク点Ｐ４
において、２番目に小さい極小値となる特徴を利用し
て、検出された各ピーク点のうち、値の大きさが下から
２番目の極小値をピーク点Ｐ４と特定しても良い。個人
差や体調などによって、脈波波形には退潮波がはっきり
と現れない場合がある。この場合、退潮波によるピーク
点Ｐ２、Ｐ３は特定できないが、ピーク点Ｐ４は、値の
大きさが下から２番目の極小値と定めることにより特定
することが可能となる。

【００４４】＜１−３−１−１−３：波形パラメータの
算出＞マイクロコンピュータ４０１は、上記１拍分の脈
波波形に対応した各ピーク情報を参照して各波形パラメ
ータを算出する。例えば、ピーク点Ｐ’６〜Ｐ’１２
が、波形パラメータの基準となるピーク点Ｐ０〜Ｐ６と
特定された場合、次のようにして求められる。血圧値ｙ₁〜ｙ₅ ピーク情報のうちピーク点Ｐ’６〜Ｐ’１１の波形値Ｗ
に係数を乗じたものを、それぞれｙ₁〜ｙ₅とする。な
お、この係数は、脈波検出部１０の感度や、Ａ／Ｄ変換
器４０３の特性、ローパスフィルタ４０４の回路構成な
どにより決定されるものである。時間ｔ₁ ピーク点Ｐ’７に対応する波形アドレスからピーク点
Ｐ’６に対応する波形アドレスを差し引き、その結果に
対してサンプリングクロックφの周期を乗じてｔ₁を算
出する。時間ｔ₂〜ｔ₆ 上記ｔ₁と同様、対応する各ピーク点間の波形アドレス
差に基づいてそれぞれ演算する。マイクロコンピュータ
４０１は、以上のようにして得られた各波形パラメータ
を、内部のレジスタに蓄積する。

【００４５】＜１−３−１−１−４：時間ｔ₁および期
間（ｔ₆-ｔ₄）の算出＞マイクロコンピュータ４０１
は、第１に、内部のレジスタから、各波形パラメータの
期間ｔ₁、ｔ₄およびｔ₆をそれぞれ読み出し、第２に、
読み出したｔ₄およびｔ₆に基づいて期間（ｔ₆-ｔ₄）を
算出して、時間ｔ₁および期間（ｔ₆-ｔ₄）を出力する。
このようにして、時間ｔ₁および期間（ｔ₆-ｔ₄）はそれ
ぞれ算出されて、評価許可部７０や評価部７２における
評価の基礎とされることとなる。

【００４６】以上のようにして、初回の測定動作におい
ては、被験者が安静・平静状態にあれば、評価許可部７
０により出力された時間ｔ₁およびその時刻が、データ
記憶断７１において時系列的に順次記憶される。なお、
被験者が安静・平静状態になければ、時間ｔ₁は、評価
許可部７０によってデータ記憶部７１には記憶されな
い。このため、次回以降の測定において、算出された時
間ｔ₁がデータ記憶部７１に記憶されたときが実質的な
初回の測定動作となる。また、ここで記憶された時間ｔ
₁および時刻は、次回の測定において読み出され、駆出
波の立ち上がり時間の変化率を算出する際の基礎とされ
ることになる。

【００４７】＜１−３−２：２回目以降の測定動作＞さ
て、上述のように初回の測定動作が終了し、前回の測定
から一定時間経過すると再び同じ測定が実行されて、被
験者が安静・平静状態にあれば、駆出波の立ち上がりに
相当する時間ｔ₁とその時点における時刻とがそれぞれ
評価許可部７０により出力されることになる。ここで、
評価部７２においては、第１に、データ記憶部７１から
最近記憶された時間ｔ₁とその時刻とが読み出され、第
２に、現時点で算出された時間ｔ₁から読み出された時
間ｔ₁を差し引いて、その測定期間における時間ｔ₁の変
化分が求められる。さらに、第３に、現時点の時刻から
読み出された時刻を差し引いて、前回測定時から今回測
定時に至るまでの経過時間が求められ、第４に、変化分
が経過時間で割った商が求められて、駆出波における立
ち上がり時間の変化率が算出されることになる。上述し
たように、この変化率は極めて重要な意義を有するもの
である。

【００４８】駆出波における立ち上がり時間の変化率が
算出されると、評価内容記憶部７３においては当該変化
率に対応する診断内容が読み出され、その内容が告知部
７４により被験者や医師等に告知される。以後同様な測
定動作が繰り返し行われ、その都度、変化率が算出さ
れ、それに対応する診断内容が告知されることとなる。

【００４９】＜１−４：告知の態様＞ここで、本実施形
態における告知部７４による告知の種々の例について説
明する。まず、変化率を図７に示すように６段階にラン
ク付けするとともに、それらのランク付けにそれぞれ対
応する診断メッセージを診断内容として記憶させてお
き、評価部７２により算出された時間ｔ₁の変化率に対
応する診断メッセージを読み出して告知する構成とする
ことが考えられる。また、診断メッセージではなくて、
図８に示すようなフェイスチャートを算出された時間ｔ
₁の変化率に対応して表示する構成としても良い。さら
に、駆出波の立ち上がり時間は、上述のように、心室の
収縮によって拍出される血液の圧力特性を示し、心臓の
肥大や心筋収縮力の低下を評価する上での基礎となり得
るものであるから、時間ｔ_tそのものを告知する構成と
しても良い。

【００５０】また、時間的推移作成部７５により時間ｔ
_tの時間的推移は、例えば、次のようにして作成され
る。具体的には、データ記憶部７１の記憶内容は、時刻
とその時刻において測定された時間ｔ_tとの組であるか
ら、読み出したデータのうち時刻をｘ軸に、時間ｔ_tと
ｙ軸にそれぞれとることにより、時間ｔ_tの時間的推移
が作成される。この場合、図９に示すように、ｘ軸を、
読み出した最も古い時刻を基準とする経過時間とし、さ
らに、ｙ軸について言えば、読み出した最も古い時刻に
対する時間ｔ_tの大きさを「１．０」として、それ以外
の時間をその割合で示しても良い。なお、図示の例で
は、測定が２分間隔で行われる場合を示す。

【００５１】また、告知部７４による告知については、
視覚による表示や音声等による通知のほか、種々の感覚
によって告知することが可能である。例えば、触覚に訴
える告知としては、腕時計等の裏面に電極を設け、この
電極に通電させることによって電気的刺激を与える構成
などが考えられる。また、腕時計等の携帯機器の裏から
突起物を出し入れ可能な構造として、この突起物によっ
て機械的刺激与える構成などが考えられる。一方、嗅覚
に訴える告知として、装置に香料等の吐出機構を設ける
とともに、告知内容と香りとを対応させておき、告知内
容に応じた香料を吐出する構成などが考えられる。ちな
みに、香料等の吐出機構には、マイクロポンプなどが好
適である。さらに、単独で使用するのみならず複数の手
段を組み合わせても良いことは勿論である。

【００５２】なお、本実施形態にかかる心機能診断装置
においては、体動検出部２０により被験者の体動成分を
検出する構成となっていたが、被験者が体動していない
状態を前提として診断するならば、脈波検出部１０によ
り信号ＭＨは、そのまま脈波成分のみを示す信号ＭＨ’
となるので、体動検出部２０および波形処理部２１は不
要である。くわえて、本装置においては、心室拡張期に
相当する期間（ｔ₆-ｔ₄）から拍数を求める構成とした
が、波形パラメータの時間ｔ₆から求めても良いのはも
ちろんであるし、また、被験者の拍数が十分に低い状態
にあることを前提として診断するならば、拍数を求める
ための構成そのものも不要となる。このため、評価許可
部７０は任意的な要件である。また、なお、上述した実
施形態にあっては、駆出波における立ち上がり時間の変
化率を現時点の値とデータ記憶部７１に記憶された最近
の値とにより求めたが、これに限られないのはいうまで
もない。例えば、現時点の値と過去所定個数分前の値と
により求めても良いし、現時点から過去所定個数分まで
の平均値と過去の平均値とから求めても良い。

【００５３】以上のように、第１実施形態に係る心機能
診断装置によれば、被験者から検出した脈波波形のピー
ク点を抽出して、駆出波の立ち上がり時間ｔ₁を求め、
必要ならば、その変化率を求めるだけで、当該被験者の
心機能状態をある程度、評価診断することが可能とな
る。したがって、脈波波形について周波数解析処理をし
なくて済むので、処理の負担を低減することができ、装
置の小型化や簡易化などに大いに貢献することが可能と
なる。

【００５４】＜２：第２実施形態＞次に、本発明の第２
実施形態に係る心機能診断装置について説明する。

【００５５】＜２−１：指標としてｔ₁／ｔ₄＞上記第１
実施形態では、駆出波の立ち上がり時間ｔ₁を評価の指
標として用いた。ここで、時間ｔ₁の意義について再検
討してみると、上述したように時間ｔ₁は、心室の収縮
によって拍出される血液の圧力特性によって定まると考
えられる。しかしながら、拍出される血液の圧力特性
は、個人毎による相違するのが一般的である、と考えら
れる。このため、同一被験者についての評価であればと
もかく、複数の被験者にわたっての相互評価は、適切で
はないと考えられる。一方、上述したように１サイクル
の収縮拡張によって心臓から流出する血液の拍出量は、
駆出時間に依存しているため、その拍出における血液の
圧力特性を示す時間ｔ₁も駆出時間の影響を受けると考
えられる。そこで、脈波波形における駆出波の立ち上が
り時間ｔ₁を、脈波波形において駆出時間に相当するピ
ーク点Ｐ０からＰ４までの時間ｔ₄で正規した値を、す
なわち、ｔ₁／ｔ₄を、ｔ₁に換えて（あるいはｔ₁ととも
に）評価の指標として用いることが考えられる。

【００５６】このための構成は、図２におけるマイクロ
コンピュータ４０１が、その内部のレジスタに記憶した
時間ｔ₁およびｔ₄からｔ₁／ｔ₄を算出して出力し、以
降、図１に示したピーク点抽出・波形解析部４０の後段
において、ｔ₁に換えて（あるいはｔ₁とともに）ｔ₁／
ｔ₄を指標として用いることで可能であり、ｔ₁／ｔ₄そ
れ自体や、その変化率で心機能状態が評価されることと
なる。また、ｔ₁／ｔ₄の時間的推移を作成して告知して
も良い点も同様である。結局、かかる応用例の構成は、
実質的に図１および図２の構成と同一となる。

【００５７】＜３：指標の有用性＞上述したように、心
機能状態を評価する指標として、第１実施形態では脈波
波形における駆出波形の立ち上がり時間ｔ₁を、第２実
施形態では、この時間ｔ₁を駆出時間に相当する時間ｔ₄
で正規したｔ₁／ｔ₄を、ぞれぞれ用いた。ここで、これ
らの指標の有用性について実測結果を参照して検討して
みる。図１２は、心臓移植者と健常者とが、それぞれ着
座姿勢、仰向姿勢、直立姿勢をとった場合における拍
数、ｔ₁／ｔ₄をそれぞれ示した図表であって、本願発明
者の一人である上馬場和夫医師がオーストラリアで実測
した結果に基づくものである。この図に示すように、健
常者の拍数は、各姿勢での負荷に対応したものとなって
おり、最も負荷の高い直立姿勢において最高値となって
いる。上述したように、拍数は、心臓から送り出すべき
血液量に応じて変化するから、その時点において心筋に
要求される収縮力の指標とも言えるものである。しかし
ながら、図に示すように、心臓移植者の拍数は、各姿勢
によらずほぼ一定となっている。また、この現象は、高
齢などにより心機能が極めて低下し、心拍をペースメー
カに頼ざるを得ない者も同様である。このように、心臓
から送り出すべき血液量に応じて心臓の拍数を制御でき
ない者にとっては、当然のことながら、拍数は、心筋に
要求される収縮力の指標に足り得るものではなくなる。

【００５８】これに対し、第２実施形態において用いた
ｔ₁／ｔ₄は、健常者においてはもちろんのこと、心臓移
植者においても、健常者の拍数と同様な変化特性を有し
ている。このため、ｔ₁／ｔ₄は、健常者のみならず心臓
移植者のような拍数を制御できない者においても、心機
能を評価する際の指標として極めて有用であることが判
る。

【００５９】＜４：外部機器へのデータ転送＞心機能診
断装置に小型化・軽量化が要求される場合、図１および
図２に示す構成を１個の装置として集約する構成では、
その評価・診断も医師等の判断が入り込む余地がないも
のとなる。そこで、被験者の脈波波形を検出した後、図
１における評価許可部７０に供給すべき時間ｔ₁（ｔ₁／
ｔ₄）および拍数を外部機器にデータ転送し、そこで詳
細な診断・解析を行う構成が考えられる。

【００６０】図１において波線で示した通信Ｉ／Ｆ（イ
ンターフェイス）７６がそのための構成である。通信Ｉ
／Ｆ７６は、内部にデータバッファを有し、時間ｔ
₁（ｔ₁／ｔ₄）、時刻および拍数を所定の測定期間分だ
け蓄積した後、診断・解析を行う通信Ｉ／Ｆ７６にデー
タ転送する構成となっている。ここで、通信Ｉ／Ｆ７６
は、外部機器と光通信にてデータ転送するためのＬＥＤ
およびフォトトランジスタを有するものである。

【００６１】一方、図１０は、このような外部機器の構
成を示すブロック図である。この図のように、外部機器
は、機器本体６００や、ディスプレイ６０１、キーボー
ド６０２、プリンタ６０３などから構成されて、以下の
点を除いて通常のパーソナルコンピュータと同じもので
ある。すなわち、機器本体６００は、図１における評価
許可部７０以降の構成を構築するとともに、送信データ
を光に変換して送信するためのＬＥＤ６０４を有する一
方、受信光をデータに変換するためのフォトトランジス
タ６０５を有している。これらＬＥＤ６０４、フォトト
ランジスタ６０５には、心機能診断装置の通信Ｉ／Ｆ７
６に設けられるＬＥＤおよびフォトトランジスタの特性
と同一もしくは近似しているものがそれぞれ用いられ
る。ここでは、近赤外線タイプ（例えば中心波長が９４
０ｎｍのもの）が望ましい。そして、近赤外線タイプを
用いる場合には、可視光を遮断するための可視光カット
用のフィルタが、機器本体６００の前面に設けられ、光
通信用の通信窓６０６となっている。

【００６２】このような構成にかかる心機能診断装置
は、データ転送を行わない場合には、単独でも時間ｔ₁
（ｔ₁／ｔ₄）の変化率に基づいて上述した被験者の心機
能状態を評価・診断を行う一方、データ転送を行う場合
には、ピーク点抽出・波形解析部４０により算出された
時間ｔ₁（ｔ₁／ｔ₄）と拍数変換テーブル６０により変
換された拍数とからなる組を、所定の測定期間分だけ通
信Ｉ／Ｆ７６のデータバッファに蓄積する。ここで、医
師等の第三者がキーボード６０１を操作して、データ要
求を指示すると、外部機器は、データリクエスト信号を
ＬＥＤ６０４を介して送信した後、データを受信するた
めの待機状態となる。一方、心機能診断装置側における
通信Ｉ／Ｆ７６のフォトトランジスタがデータリクエス
ト信号を受信すると、通信Ｉ／Ｆ７６のデータバッファ
に蓄積された組データが、通信Ｉ／Ｆ７６のＬＥＤによ
り送信される。この組データをフォトトランジスタ６０
５が受信することにより、外部機器では、被験者におけ
る駆出波の立ち上がり時間ｔ₁（ｔ₁／ｔ₄）、および、
その測定時間のデータが取得されることになる。この
後、外部機器では、図１における評価許可部７０以降の
構成を構築することにより、時間ｔ₁（ｔ₁／ｔ₄）の変
化率に基づいて被験者の心機能状態を評価・診断や、蓄
積したデータにより医師等の診断も可能となる。

【００６３】なお、データ転送には、このほかに、被験
者の体動状態も併せて外部機器に送信することや、逆
に、変化率に対応するランク付けや診断メッセージなど
を外部機器側にて設定して、その内容を心機能装置側に
送信することなどが考えられる。

【００６４】＜５：実施形態や応用形態の外観的構成＞
次に、上述した実施形態に係る心機能診断装置の構成例
のいくつかについて説明する。本装置は、被験者の心機
能状態を継続的に測定するものであるから、日常的に装
着して苦にならない構成が望ましい。このような構成
は、次のように、腕時計型や装身具などの形態を模した
ものや、その機能の一部として組み込むものが考えられ
る。

【００６５】＜５−１：腕時計型Ａ＞まず、実施形態に
係る心機能診断装置１を腕時計型とした場合の構成例に
ついて、図１３を参照して説明する。同図（ａ）および
（ｂ）に示すように、心機能診断装置１は、主に、腕時
計構造を有する装置本体１００と、この装置本体１００
に接続されるケーブル１０１と、このケーブル１０１の
先端側に設けられた脈波検出部１０とから構成されてい
る。このうち、装置本体１００には、リストバンド１０
２が取り付けられている。詳細には、リストバンド１０
２の１２時方向から被験者の左腕に巻き付いて、その他
端が装置本体１００の６時方向で固定されている。装置
本体１００の６時方向には、また、コネクタ部１０３が
設けられている。このコネクタ部１０３には、ケーブル
１０１の端部となっているコネクタピース１０４が着脱
自在に取り付けられている。なお、このコネクタピース
１０４を取り外すと、コネクタ部１０３には、同図
（ｃ）に示すように、ケーブル１０１との接続ピン１１
１、１１２のほか、上述したデータ転送を行うためのＬ
ＥＤ１１３、フォトトランジスタ１０２が設けられてい
る。

【００６６】一方、脈波検出部１０は、同図（ｂ）に示
すように、センサ固定用バンド１１によって遮光されな
がら、被験者の人差し指の根本に装着される。このよう
に、脈波検出部１０を指の根本に装着すると、ケーブル
１０１が短くて済むので、装着しても邪魔にならない。
また、掌から指先までの体温の分布を計測すると、寒い
ときには、指先の温度が著しく低下するのに対し、指の
根本の温度は比較的低下しない。したがって、指の根本
に脈波検出部１０を装着すれば、寒い日に外出しても、
脈波波形を正確に検出できる。また、装置本体１００の
表面側には、液晶パネルからなる表示部１１０が設けら
れている。この表示部１１０は、セグメント表示領域
や、ドット表示領域などを有し、現在時刻や診断内容な
ど表示する。すなわち、表示部１１０は、実施形態にお
ける告知部７４に対応している。

【００６７】一方、装置本体１００の内部には、図示せ
ぬ加速度センサが組み込まれており、被験者の腕の振り
や、体の上下動によって生じる体動を検出している。す
なわち、この加速度センサが、実施形態における体動検
出部２０に対応している。また、装置本体１００の内部
には、各種演算や変換などを制御するＣＰＵが設けられ
（図示省略）、図２におけるマイクロコンピュータ４０
１を兼ねている。さらに、装置本体１００の外周部に
は、各種操作や指示を行うためのボタンスイッチＳＷ１
およびＳＷ２がそれぞれ設けられている。

【００６８】＜５−１−１：脈波検出部の詳細構成＞次
に、脈波検出部１０の構成について図１４を参照して説
明する。この図に示すように、脈波検出部１０は、ＬＥ
Ｄ１２、フォトトランジスタ１３などから構成される。
スイッチＳＷがｏｎ状態となり、電源電圧が印加される
と、ＬＥＤ１２から光が照射される。この照射光は、被
験者の血管や組織によって反射した後に、フォトトラン
ジスタ１３によって受光される。したがって、フォトト
ランジスタ１２の光電流を電圧に変換したものが、脈波
検出部１０の信号ＭＨとして出力される。

【００６９】ここで、ＬＥＤ１２の発光波長は、血液中
のヘモグロビンの吸収波長ピーク付近に選ばれる。この
ため、受光レベルは血流量に応じて変化する。したがっ
て、受光レベルを検出することによって、脈波波形が検
出されることとなる。また、ＬＥＤ１２としては、Ｉｎ
ＧａＮ系（インジウム−ガリウム−窒素系）の青色ＬＥ
Ｄが好適である。青色ＬＥＤの発光スペクトルは、例え
ば４５０ｎｍに発光ピークを有し、その発光波長域は、
３５０ｎｍから６００ｎｍまでの範囲にある。この場
合、かかる発光特性を有するＬＥＤに対応させてフォト
トランジスタ１３として、ＧａＡｓＰ系（ガリウム−砒
素−リン系）を用いればよい。このフォトトランジスタ
１３の受光波長領域は、例えば、主要感度領域が３００
ｎｍから６００ｎｍまでの範囲にあって、３００ｎｍ以
下にも感度領域がある。このような青色ＬＥＤとフォト
トランジスタとを組み合わせると、その重なり領域であ
る３００ｎｍから６００ｎｍまでの波長領域において脈
波が検出される結果、以下の利点がある。

【００７０】まず、外光に含まれる光のうち、波長領域
が７００ｎｍ以下の光は、指の組織を透過しにくい傾向
があるため、外光がセンサ固定用バンドで覆われていな
い指の部分に照射されても、指の組織を介してフォトト
ランジスタ３３まで到達せず、検出に影響を与えない波
長領域の光のみがフォトトランジスタ３３に達する。一
方、３００ｎｍより低波長領域の光は、皮膚表面でほと
んど吸収されるので、受光波長領域を７００ｎｍ以下と
しても、実質的な受光波長領域は、３００ｎｍ〜７００
ｎｍとなる。したがって、指を大掛かりに覆わなくと
も、外光の影響を抑圧することができる。また、血液中
のヘモグロビンは、波長が３００ｎｍから７００ｎｍま
での光に対する吸光係数が大きく、波長が８８０ｎｍの
光に対する吸光係数に比して数倍〜約１００倍以上大き
い。したがって、この例のように、ヘモグロビンの吸光
特性に合わせて、吸光特性が大きい波長領域（３００ｎ
ｍから７００ｎｍ）の光を検出光として用いると、その
検出値は、血量変化に応じて感度よく変化するので、血
量変化に基づく脈波波形ＭＨのＳ／Ｎ比を高めることが
できる。

【００７１】＜５−２：腕時計型Ｂ＞次に、心機能診断
装置１を腕時計型とした場合において、他の構成例につ
いて、図１５を参照して説明する。この構成では、被験
者の脈波波形をＬＥＤやフォトトランジスタ等によって
光電的に検出するのではなく、圧力センサを用いて検出
するものである。同図（ａ）に示すように、脈波診断装
置１には、一対のバンド１０２、１０２が設けられてお
り、その一方の締着具１２０の締め付け側には、圧力セ
ンサ１３０の弾性ゴム１３１が突出して設けられてい
る。締着具１２０を備えるバンド１０２は、圧力センサ
１３０による検出信号を供給するべくＦＰＣ（Flexible
Printed Circuit）基板を軟性プラスチックで被覆した
構造（詳細は図示省略）となっている。

【００７２】また、使用時においては、同図（ｂ）に示
すように、締着具１２０に設けられた弾性ゴム１３１が
橈骨動脈１４０の近傍に位置するべく、腕時計構造の脈
波診断装置１が被験者の左腕１５０に巻回される。この
ため、脈波を恒常的に検出することが可能となる。な
お、この巻回については通常の腕時計の使用状態と何等
変わることがない。こうして弾性ゴム１３１が、被験者
の橈骨動脈１４０近傍に押圧されると、該動脈の血流変
動（すなわち脈波）が弾性ゴム１３１を介して圧力セン
サ１３０に伝達され、圧力センサ１３０はこれを血圧と
して検知する。

【００７３】＜５−３：ネックレス型＞また、実施形態
に係る心機能診断装置１を、図１６に示すようなネック
レス型とすることが考えられる。この図において、圧力
センサ１３０はケーブル１０１の先端に設けられてお
り、例えば、図１７に示すように、粘着テープ１７０な
どを用いて、被験者の頸動脈部に取り付けられる。ま
た、図１６において、中空部を有するブローチのような
形状をした装置本体１００には、この装置の主要部分が
組み込まれているとともに、その前面には表示部１１
０、スイッチＳＷ１、ＳＷ２が設けられている。なお、
ケーブル１０１はその一部が鎖１６０に埋め込まれてお
り、圧力センサ１３０により出力される信号ＭＨを、装
置本体１００に供給している。

【００７４】＜５−４：眼鏡型＞実施形態に係る心機能
診断装置１の形態例としては、図１８に示すような眼鏡
型とすることが考えられる。この図に示すように、装置
本体は、ケース１００ａとケース１００ｂとに分かれ、
それぞれ別々に眼鏡の蔓１８１に取り付けられ、蔓１８
１内部に埋め込まれたリード線を介して互いに電気的に
接続される。ケース１００ａのレンズ１８２側にはその
側面に液晶パネル１８３が取り付けられるとともに、該
側面の一端には鏡１８４が所定の角度で固定される。ま
た、ケース１００ａには光源（図示略）を含む液晶パネ
ル１８３の駆動回路と、表示データを作成するための回
路が組み込まれており、これらが、表示部１１０を構成
している。この光源から発射された光は、液晶パネル１
８３を介して鏡１８４で反射されて、レンズ１８２に投
射される。また、ケース１００ｂには装置の主要部が組
み込まれており、その上面には上述したスイッチＳＷ
１、ＳＷ２が設けられている。一方、圧力センサ１３０
は、ケーブル１０１を介して、ケース１００ｂと電気的
に接続されており、ネックレスの場合と同様に頸動脈部
に貼り付けられる。なお、ケース１００ａとケース１０
０ｂとを接続するリード線は蔓１８１に沿って這わせる
ようにしても良い。また、この例では装置本体をケース
１００ａとケース１００ｂとの２つに分ける構成とした
が、これらを一体化したケースで構成しても良い。さら
に、鏡１８４については、液晶パネル１８３との角度を
調整できるように可動式としても良い。

【００７５】＜５−５：カード型＞また、他の形態例と
して、図１９に示すようなカード型とすることが考えら
れる。このカード型の装置本体１００は、例えば、被験
者の左胸ポケットに収容されるものである。圧力センサ
１３０は、ケーブル１０１を介して、装置本体１００と
電気的に接続されており、ネックレスや眼鏡の場合と同
様に、被験者の頸動脈部に貼り付けられる。

【００７６】＜５−６：万歩計型＞さらに、他の形態例
として、図２０（ａ）に示すような万歩計型も考えられ
る。この万歩計の装置本体１００は、同図（ｂ）に示す
ように、被験者の腰ベルト１９１に取り付けられるもの
である。圧力センサ１３０は、ケーブル１０１を介し
て、装置本体１００と電気的に接続されており、粘着テ
ープによって、被験者の股関節部において大腿動脈部に
固定され、さらに、サポータ１９２によって保護されて
いる。この際、ケーブル１０１については、被験者の日
常生活に支障をきたさないように、衣服に縫い込むなど
の対策を施すのが望ましい。

【００７７】

【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
脈波波形のうち心機能状態を示す部分を特定して処理す
ることにより、被験者から検出した脈波波形について、
１周期分以上を周波数解析処理することのなく、当該被
験者の心機能状態を診断することが可能となる。したが
って、心機能の状態を、より簡易な構成によって診断で
きることとなり、装置の小型化・軽量化に大いに貢献す
ることが可能となる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の実施形態にかかる心機能診断装置の
構成を示すブロック図である。

【図２】同実施形態におけるピーク点抽出・波形解析
部の詳細構成を示すブロック図である。

【図３】ピーク情報メモリの記憶内容を説明するため
の図である。

【図４】波形メモリに記憶される脈波波形の一例を示
す図である。

【図５】（ａ）は心電図であり、（ｂ）は大動脈血圧
波形を示す図であり、（ｃ）は抹消部での脈波波形を示
す図である。

【図６】脈波波形と波形パラメータとの対応を説明す
るための図である。

【図７】変化率と診断内容との対応を示す図である。

【図８】変化率と表示内容との対応を示す図である。

【図９】時間ｔ１の時間的推移を示す表示の一例を示
す図である。

【図１０】外部機器の構成の一例を示す図である。

【図１１】（ａ）は、人体の動脈血管系をシミュレー
トした四要素集中定数モデルの構成を示す回路図であ
り、（ｂ）は、同じく五要素集中定数モデルの構成を示
す回路図である。

【図１２】指標の有用性を説明するための実測値を示
す図表である。

【図１３】（ａ）〜（ｃ）は、それぞれ実施形態の構
成を腕時計型とした場合の外観構成を示す図である。

【図１４】実施形態における脈波検出部の構成を示す
図である。

【図１５】（ａ）は、実施形態の構成を別の腕時計型
とした場合の外観構成を示す図であり、（ｂ）は、その
装着状態を示す図である。

【図１６】実施形態の構成をネックレス型とした場合
の外観構成を示す図である。

【図１７】脈波検出部を頚動脈に取り付けた様子を示
す図である。

【図１８】実施形態の構成を眼鏡型とした場合の外観
構成を示す図である。

【図１９】実施形態の構成をカード型とした場合の外
観構成を示す図である。

【図２０】（ａ）は、実施形態の構成を万歩計型とし
た場合の外観構成を示す図であり、（ｂ）は、その装着
状態を示す図である。

【符号の説明】

１０……脈波検出部（脈波検出手段）、２０……体動検
出部（体動検出手段）、３０……体動成分除去部（体動
成分除去手段）、４０……ピーク点抽出・波形解析部
（収縮期特定手段、正規化手段）、６０……拍数変換テ
ーブル、７２……評価部（変化率算出手段）、７６……
通信Ｉ／Ｆ（送信手段）

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】生体から脈波波形を検出する脈波検出手
段と、前記脈波波形から心臓の収縮期を特定する収縮期特定手
段と、前記収縮期特定手段により特定された収縮期における脈
波波形のうち、心臓から拍出される血液に伴う動脈血管
系の圧力特性を示す波形を解析して、当該波形を規定す
る指標を算出する解析手段と、前記解析手段により算出された指標に基づいて、当該生
体の心機能状態を評価する評価手段とを具備することを
特徴とする心機能診断装置。
【請求項２】前記圧力特性を示す波形は、前記収縮期
特定手段により特定された収縮期において、第１番目に
現れる波形であることを特徴とする請求項１記載の心機
能診断装置。
【請求項３】前記収縮期特定手段は、少なくとも１周期分以上の脈波波形についての極小点を
検出し、当該脈波波形において心臓の大動脈弁解放に相
当する極小点から弁閉鎖に相当する極小点までを心臓の
収縮期として特定することを特徴とする請求項１記載の
心機能診断装置。
【請求項４】前記収縮期特定手段は、検出した極小点のうち、値が下から２番目の極小点を心
臓の大動脈弁閉鎖に相当する点とすることを特徴とする
請求項３記載の心機能診断装置。
【請求項５】前記収縮期特定手段は、検出した極小点のうち、値が最小の極小点となる点を心
臓の大動脈弁解放に相当する極小点とする一方、当該最
小極小点から数えて第３番目に現れる極小点を心臓の大
動脈弁閉鎖に相当する点とすることを特徴とする請求項
３記載の心機能診断装置。
【請求項６】前記脈波波形から拍数を検出する拍数検
出手段をさらに備え、前記評価手段は、前記解析手段による解析結果とともに
前記拍数検出手段による拍数にも基づいて、当該生体の
心機能状態を評価することを特徴とする請求項１記載の
心機能診断装置。
【請求項７】前記生体の体動を示す体動波形を検出す
る体動検出手段と、前記体動波形から前記脈波波形に存する体動成分を生成
するとともに、当該脈波波形から当該体動成分を除去し
て、前記収縮期特定手段に供給する体動成分除去手段と
を備えることを特徴とする請求項１記載の心機能診断装
置。
【請求項８】前記評価手段による評価結果を告知する
告知手段を備えたことを特徴とする請求項１ないし７い
ずれか記載の心機能診断装置。
【請求項９】前記解析手段は、前記圧力特性を示す波形の立ち上がり時間を、当該波形
を規定する指標として算出し、前記評価手段は、前記解析手段による解析された立ち上がり時間に基づい
て、当該生体の心機能状態を評価することを特徴とする
請求項１記載の心機能診断装置。
【請求項１０】前記解析手段により算出された立ち上
がり時間から、その立ち上がり時間の変化率を算出する
変化率算出手段を備え、前記評価手段は、前記変化率算出手段により算出された立ち上がり時間の
変化率に対応して、当該生体の心機能状態を評価するこ
とを特徴とする請求項９記載の心機能診断装置。
【請求項１１】前記評価手段は、予め変化率を値の大
きさに応じて複数段階に分類するとともに、各段階毎に
評価内容をそれぞれ対応させておく一方、前記変化率算
出手段により算出された変化率の属する段階に対応する
評価内容を、当該生体の心機能状態として評価すること
を特徴とする請求項１０記載の心機能診断装置。
【請求項１２】前記解析手段により算出された立ち上
がり時間から、その立ち上がり時間の時間的推移を作成
する手段を有することを特徴とする請求項９記載の心機
能診断装置。
【請求項１３】前記解析手段により算出された立ち上
がり時間またはその演算結果を、外部機器に送信する送
信手段を備えることを特徴とする請求項９記載の心機能
診断装置。
【請求項１４】前記解析手段は、前記圧力特性を示す波形の立ち上がり時間を前記収縮期
特定手段により特定された心臓の収縮期の時間で正規化
した値を、当該波形を規定する指標として算出し、前記評価手段は、前記解析手段により正規化された立ち上がり時間に対応
して、当該生体の心機能状態を評価するをことを特徴と
する請求項１記載の心機能診断装置。
【請求項１５】前記正規化した値の変化率を算出する
変化率算出手段を有し、前記評価手段は、前記変化率算出手段により算出された
変化率に対応して当該生体の心機能状態を評価すること
を特徴とする請求項１４記載の心機能診断装置。
【請求項１６】前記評価手段は、予め変化率を値の大
きさに応じて複数段階に分類するとともに、各段階毎に
評価内容をそれぞれ対応させておく一方、前記変化率算
出手段により算出された変化率の属する段階に対応する
評価内容を、当該生体の心機能状態として評価すること
を特徴とする請求項１５記載の心機能診断装置。
【請求項１７】前記正規化した値の時間的推移を作成
する手段を有することを特徴とする請求項１４記載の心
機能診断装置。
【請求項１８】前記解析手段は、少なくとも１周期分以上の脈波波形についての極小点を
検出し、当該脈波波形において心臓の大動脈弁解放に相
当する極小点から、当該脈波波形において最高血圧値と
なる極大点までに至る時間を、脈波波形の立ち上がり時
間として検出することを特徴とする請求項９または１４
記載の心機能診断装置。
【請求項１９】前記解析手段は、少なくとも１周期分以上の脈波波形についての極小点を
検出し、当該脈波波形において心臓の大動脈弁解放に相
当する極小点から、当該極小点直後に現れる極大点まで
に至る時間を、脈波波形の立ち上がり時間として検出す
ることを特徴とする請求項９または１４記載の心機能診
断装置。