(57)【特許請求の範囲】
【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。
【発明の詳細な説明】
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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ＳＫ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。
【００２０】
上記電子制御装置２８は、ＣＰＵ２９，ＲＯＭ３１，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。
【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ＰＨＤＰ  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ＰＢＰＳＹＳ  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。
【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。
【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０．２５Ｈｚ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。
【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ＬＦａｂｐ１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ＬＦａｂｐ  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ＨＦｒｒ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ＬＦａｂｐ１或いはそれに基づいて算出された指標値ＤＶ１  （＝ＬＦａｂｐ１／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  （＝ＬＦａｂｐ２／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ＬＦａｂｐ２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ＬＦａｂｐ１／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ＬＦａｂｐ２或いは指標値ＤＶ２  の血圧変動低周波信号ＬＦａｂｐ１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。
【００３２】
このＳＡ２では、血圧測定のためにカフ１０が最高血圧値よりも充分に高い値（たとえば１８０ｍｍＨｇ）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ＰＢＰＤＩＡ  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。
【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。
【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７４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ＨＦｒｒ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ＬＦａｂｐ  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  （＝ＬＦａｂｐ  ／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ＳＡ２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、ＳＡ３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  −ＤＶ２  ）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ＳＡ１１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ＬＦａｂｐ  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。
【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。
【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ＨＦｒｒ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。
【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ＬＦａｂｐ  ／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６４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。
【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。
【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。
【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。
【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  Ｅｊｅｃｔｉｏｎ  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  ／ＨＦｒｒ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７２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。
【図面の簡単な説明】
【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。
【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。
【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。
【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。
【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ＬＦａｂｐ  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ＤＶ１  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。
【図８】図７の制御作動を説明するタイムチャートである。
【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。
【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。
【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。
【符合の説明】
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
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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