(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体に運動負荷を与えることにより該生体の心臓の血液駆出機能を評価するために、該生体の一部を圧迫するカフを用いて該運動負荷前後の該生体の血圧値をそれぞれ測定する形式の血液駆出機能評価装置であって、
前記カフの末梢側および基幹側に設けられて、該カフの末梢側および基幹側において発生する脈音をそれぞれ検出する末梢側マイクロホンおよび基幹側マイクロホンと、
前記末梢側マイクロホンにより前記カフの末梢側において検出された末梢側脈音の前記基幹側マイクロホンにより前記カフの基幹側において検出された基幹側脈音に対する遅れ時間を決定する遅れ時間決定手段と、
前記末梢側マイクロホンにより検出された末梢側脈音の大きさと前記遅れ時間との積を前記カフの圧迫圧力の変化に伴って逐次演算することにより、該カフの圧力を示す軸に沿って変化する血圧評価曲線を求める血圧評価曲線算出手段と、
該血圧評価曲線算出手段により求められた血圧評価曲線の急激な立ち上がり点および立ち下がり点を検出し、該立ち上がり点および立ち下がり点に対応するカフの圧力を最高血圧値および最低血圧値として決定する血圧値決定手段と、
前記生体の動脈から心拍に同期して発生する圧脈波を検出するために該生体に装着される圧脈波センサと、
前記生体に運動負荷が与えられる前において該圧脈波センサにより検出される圧脈波の形状の収縮期面積に対応する第１指標値を決定する第１指標値決定手段と、
前記生体に運動負荷が与えられた後において前記圧脈波センサにより検出される圧脈波の形状の収縮期面積に対応する第２指標値を決定する第２指標値決定手段と、
前記第１指標値と第２指標値との変化に基づいて前記心臓の血液駆出機能を評価する評価手段と
を、含むことを特徴とする血液駆出機能評価装置。
【請求項２】
前記評価手段は、前記第１指標値と第２指標値との間の変化量或いは変化率が予め設定された判断基準値を超えたか否かに基づいて前記心臓の血液駆出機能を判定するものである請求項１の血液駆出機能評価装置。
【請求項３】
前記評価手段は、前記第２指標値の第１指標値に向かって回復する回復時間或いは回復率に基づいて前記心臓の血液駆出機能を判定するものである請求項１の血液駆出機能評価装置。
【請求項４】
前記圧脈波センサにより検出される圧脈波を、該圧脈波センサが装着された部位と生体の大動脈との間の伝達函数に基づいて該大動脈内の波形に変換する波形変換手段を含むものである請求項１乃至３のいずれかの血液駆出機能評価装置。
【請求項５】
前記生体の血圧値をカフを用いて測定する血圧測定手段と、
該生体に運動負荷が与えられる前および後において、前記圧脈波センサにより検出される圧脈波の大きさと前記血圧測定手段により測定された血圧値とを対応させることにより、該圧脈波と生体の血圧値との間の対応関係を予め決定し、その対応関係を用いて前記圧脈波センサにより検出される圧脈波を較正する圧脈波較正手段と
を、さらに含むものである請求項１の血液駆出機能評価装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】
本発明は、生体の心臓の血液駆出機能を評価するための血液駆出機能評価装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
生体の心臓が備えている血液駆出機能は、生体に付与される運動負荷に応じて増大し、その運動負荷の付与が解消されると安静時の状態に向かって回復する性質がある。たとえば上記心臓の血液駆出量は１拍当たりの拍出量ＳＶ（Ｓｔｒｏｋｅ  Ｖｏｌｕｍｅ  ）×心拍数ＨＲ（Ｈｅａｒｔ  Ｒａｔｅ）により決定されていることから、末梢抵抗がそれほど変化しないという前提では上記拍出量ＳＶを反映する血圧値を運動負荷の付与前後において測定し、その運動負荷の付与前後の変化や運動負荷の付与後の回復状態を見れば、心臓の血液駆出機能や疾患の有無を推定するための参考データとすることができる。
【０００３】
また、動脈から発生する圧脈波の大きさを実際の血圧値により較正して１拍毎の血圧値を運動負荷の付与前後において測定し、その１拍毎の血圧値の運動負荷の付与前後の変化状態を用いたり、或いはその血圧値に較正された圧脈波の駆出期間の面積が前記拍出量ＳＶを反映することを利用してその圧脈波の駆出期間の面積の指標値の変化或いは回復状態を用いて心臓の血液駆出機能や疾患の有無を推定するための参考データとすることが提案されている。
【０００４】
【発明が解決すべき課題】
しかしながら、上記のように、生体に運動負荷を与えることにより生体の心臓の血液駆出機能を評価するために、その生体の一部を圧迫するカフを用いて運動負荷前後の上記生体の血圧値をそれぞれ測定する形式の血液駆出機能評価装置においては、特に運動負荷付与後の血圧測定を正確に行うことが比較的困難であった。すなわち、生体の運動負荷が付与された直後では、安静時に比較して生体の呼吸が乱れている場合が多く、その呼吸による体動がノイズとして血圧測定に影響をすることが避けられなかったのである。このため、心臓の血液駆出機能の評価精度が充分に得られないという欠点があった。この心臓の血液駆出機能の評価の目的の一つには、たとえば無痛性心筋虚血（Ｓｉｌｅｎｔ  Ｍｙｏｃａｒｄｉｎａｌ  Ｉｓｃｈｅｍｉａ  ）と称されるものの診断があり、このような疾患は無自覚であることから、精度の高い評価を可能とすることが望まれる。
【０００５】
本発明は、以上の事情を背景として為されたものであり、その目的とするところは、心臓の血液駆出機能を正確に評価できる血液駆出機能評価装置を提供することにある。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するための本発明の要旨とするところは、生体に運動負荷を与えることにより生体の心臓の血液駆出機能を評価するために、その生体の一部を圧迫するカフを用いて運動負荷付与前後の生体の血圧値をそれぞれ測定する形式の血液駆出機能評価装置であって、(a) 前記カフの末梢側および基幹側に設けられて、そのカフの末梢側および基幹側において発生する脈音をそれぞれ検出する末梢側マイクロホンおよび基幹側マイクロホンと、(b) 前記末梢側マイクロホンにより前記カフの末梢側において検出された末梢側脈音の前記基幹側マイクロホンにより前記カフの基幹側において検出された基幹側脈音に対する遅れ時間を決定する遅れ時間決定手段と、(c) 前記末梢側マイクロホンにより検出された末梢側脈音の大きさと前記遅れ時間との積を前記カフの圧力の変化に伴って逐次演算することにより、そのカフの圧力を示す軸に沿って変化する血圧評価曲線を求める血圧評価曲線算出手段と、(d) その血圧評価曲線算出手段により求められた血圧評価曲線の急激な立ち上がり点および立ち下がり点を検出し、その立ち上がり点および立ち下がり点に対応するカフの圧力を最高血圧値および最低血圧値として決定する血圧値決定手段と、(e) 前記生体の動脈から心拍に同期して発生する圧脈波を検出するために上記生体に装着される圧脈波センサと、(f) 前記生体に運動負荷が与えられる前において上記圧脈波センサにより検出される圧脈波の形状の収縮期面積に対応する第１指標値を決定する第１指標値決定手段と、(g) 前記生体に運動負荷が与えられた後において前記圧脈波センサにより検出される圧脈波の形状の収縮期面積に対応する第２指標値を決定する第２指標値決定手段と、(h) 前記第１指標値と第２指標値との変化に基づいて前記心臓の血液駆出機能を評価する評価手段とを、含むことにある。
【０００７】
【作用】
このようにすれば、遅れ時間決定手段により、末梢側マイクロホンにより前記カフの末梢側において検出された末梢側脈音の前記基幹側マイクロホンにより前記カフの基幹側において検出された基幹側脈音に対する遅れ時間が決定されると、血圧評価曲線算出手段によって、末梢側マイクロホンにより検出された末梢側脈音の大きさと前記遅れ時間との積を前記カフの圧力の変化に伴って逐次演算することにより、そのカフの圧力を示す軸に沿って変化する血圧評価曲線が求められる。そして、血圧値決定手段において、血圧評価曲線の急激な立ち上がり点および立ち下がり点が検出され、その立ち上がり点および立ち下がり点に対応するカフの圧力が最高血圧値および最低血圧値としてそれぞれ決定される。
【０００８】
【発明の効果】
血圧評価曲線では、末梢側脈音の大きさと前記遅れ時間とが乗算されることによってその急激な立ち上がり点および立ち下がり点が強調されることから、体動などに起因するノイズの影響が大幅に除去されるので、従来のコロトコフ音方式やオシロメトリック方式による血圧決定に比較して高い測定精度を得ることができる。したがって、運動負荷を与えることにより生体の心臓の血液駆出機能を評価するためにその運動負荷の付与前後の血圧値を測定する形式の血液駆出機能評価装置では、その生体の血液駆出機能を正確に評価できるようになる。また、無痛性心筋虚血の診断精度も高められる。また、運動負荷付与前後の各脈波形状のうちの収縮期面積に対応する第１指標値および第２指標値の変化に基づいて心臓の駆出機能が評価されることから、一層正確に血液駆出機能を評価できる。また、その血液駆出機能の正確な評価によって、無痛性心筋虚血の診断が可能となる。
【００１１】
【発明の他の態様】
好適には、前記評価手段は、前記第１指標値と第２指標値との間の変化量或いは変化率が予め設定された判断基準値を超えたか否かに基づいて前記心臓の血液駆出機能を判定するものである。このようにすれば、第１指標値と第２指標値との間の変化量或いは変化率が判断基準値を超えたか否かを判定するだけでよいので、複雑な判定アルゴリズムが不要となる利点がある。
【００１２】
また、好適には、前記評価手段は、前記第２指標値の第１指標値に向かって回復する回復時間或いは回復率に基づいて前記心臓の血液駆出機能を判定するものである。このようにすれば、前記第２指標値の第１指標値に向かって回復する回復状態に基づいて評価されるので、血液駆出機能の評価が一層正確となる。
【００１３】
また、好適には、前記圧脈波センサにより検出される圧脈波を、その圧脈波センサが装着された部位と生体の大動脈との間の脈波信号の伝達函数に基づいてその大動脈内の波形に変換する波形変換手段がさらに含まれる。このようにすれば、大動脈内の波形を用いて第１指標値および第２指標値が一層正確に決定されることから、血液駆出機能の評価精度が高められる利点がある。
【００１４】
また、好適には、前記生体の血圧値をカフを用いて測定する血圧測定手段と、その生体に運動負荷が与えられる前および後において、前記圧脈波センサにより検出される圧脈波の大きさと前記血圧測定手段により測定された血圧値とを対応させることにより、その圧脈波と生体の血圧値との間の対応関係を予め決定し、その対応関係を用いて前記圧脈波センサにより検出される圧脈波を較正する圧脈波較正手段とがさらに含まれる。このようにすれば、生体に運動負荷が与えられる前および後において圧脈波が生体の血圧値を表す波形に較正されるので、第１指標値および第２指標値の運動負荷前後に発生する相対差が解消され、血液駆出機能の評価精度が一層高められる利点がある。
【００１５】
【実施例】
以下、本発明の一実施例を図面に基づいて詳細に説明する。図１は、本発明が適用された血液駆出機能評価装置８の構成を説明する図である。
【００１６】
図１において、血液駆出機能評価装置８は、ゴム製袋を布製帯状袋内に有してたとえば患者の上腕部１２に巻回されるカフ１０と、このカフ１０に配管２０を介してそれぞれ接続された圧力センサ１４、切換弁１６、および空気ポンプ１８とを備えている。この切換弁１６は、カフ１０内への圧力の供給を許容する急速昇圧状態、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。
【００１７】
上記カフ１０の基幹側および末梢側には、カフ１０の基幹側動脈から発生する基幹側脈音およびカフ１０の末梢側動脈から発生する末梢側脈音をそれぞれ検出する基幹側マイクロホン１０ａおよび末梢側マイクロホン１０ｂが設けられており、それら基幹側マイクロホン１０ａおよび末梢側マイクロホン１０ｂから出力される脈音信号ＳＳａおよびＳＳｂは脈音弁別回路２２に供給され、さらにＡ／Ｄ変換器２６を介して電子制御装置２８へ供給される。脈音弁別回路２２は脈音を構成する周波数成分を通過させるバンドパスフィルタを備えている。
【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を出力するものであり、その圧力信号ＳＰは静圧弁別回路２４に供給される。静圧弁別回路２４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Ｐｋ  を表すカフ圧信号ＳＫが弁別され、そのカフ圧信号ＳＫがＡ／Ｄ変換器３０を介して電子制御装置２８へ供給される。
【００１９】
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。
【００２０】
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。
【００２１】
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。
【００２２】
また、前記電子制御装置２８のＣＰＵ２９は、ＲＯＭ３１に予め記憶されたプログラムに従って、空気ポンプ５０および調圧弁５２へ駆動信号を出力し、圧力室４８内の圧力すなわち圧脈波センサ４６の皮膚に対する押圧力を調節する。これにより、連続圧脈波測定に際しては、圧力室４８内の圧力変化過程で逐次得られる圧脈波に基づいて橈骨動脈５６の管壁の一部が平坦となるまで押圧するための圧脈波センサ４６の最適押圧力ＰＨＤＰ  が決定され、圧脈波センサ４６の最適押圧力ＰＨＤＰ  を維持するように調圧弁５２が制御される。
【００２３】
図２は、上記血液駆出機能評価装置８における電子制御装置２８の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図である。図において、血圧測定手段６０は、たとえばカフ１０の圧迫圧力を生体の最高血圧値よりも高く設定された圧力値まで昇圧させた後、そのカフ１０の圧迫圧力を２乃至３ｍｍＨｇ／ｓｅｃ程度の緩やかな速度で変化させる過程においてカフ１０に設けられた末梢側マイクロホン１０ｂおよび基幹側マイクロホン１０ａによりそれぞれ検出される末梢側脈音および基幹側脈音を検出し、それら末梢側脈音および基幹側脈音の発生時間差すなわち末梢側脈音の基幹側脈音に対する遅れ時間ＤＴと末梢側脈音の大きさ（すなわち振幅値）ＭＡとに基づいて演算される血圧評価曲線Ｌから最高血圧値ＰＢＰＳＹＳ  および最低血圧値ＰＢＰＤＩＡ  を測定する。
【００２４】
たとえば上記血圧測定手段６０は、末梢側マイクロホン１０ｂによりカフ１０の末梢側において検出された末梢側脈音の、基幹側マイクロホン１０ａによりカフ１０の基幹側において検出された基幹側脈音に対する遅れ時間ＤＴを、決定する遅れ時間決定手段６１と、末梢側マイクロホン１０ｂにより検出された末梢側脈音の大きさＭＡと上記遅れ時間ＤＴとの積を徐速変化期間のカフ１０の圧力Ｐｋ  の変化に伴って逐次演算することにより、カフ１０の圧力Ｐｋ  を示す軸に沿って変化する血圧評価曲線Ｌを求める血圧評価曲線算出手段６２と、その血圧評価曲線算出手段６２により求められた血圧評価曲線Ｌの急激な立ち上がり点および立ち下がり点を検出し、それらの立ち上がり点および立ち下がり点に対応するカフの圧力ＰｋＳＹＳおよびＰｋＤＩＡを最高血圧値ＰＢＰＳＹＳ  および最低血圧値ＰＢＰＤＩＡ  として決定する血圧値決定手段６３とから構成されている。図３は、上記末梢側脈音の大きさＭＡ、遅れ時間ＤＴ、血圧評価曲線Ｌをそれぞれ示している。
【００２５】
圧脈波センサ４６は、患者のカフ１０が装着される部位たとえば上腕よりも動脈下流側の部位たとえば手首に押圧されることによりその手首の撓骨動脈から発生する圧脈波を検出する。圧脈波較正手段６４は、たとえば圧脈波センサ４６により検出される圧脈波の上ピーク値ＰＨｐｋ  と血圧測定手段６０により測定された最高血圧値ＰＢＰＳＹＳ  との間、圧脈波センサ４６により検出される圧脈波の面積の重心値と血圧測定手段６０により測定された平均血圧値ＰＢＰＭＥＡＮとの間、圧脈波センサ４６により検出される圧脈波の下ピーク値ＰＬｐｋ  と血圧測定手段６０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、その対応関係を用いて圧脈波センサ４６により検出される圧脈波を較正する。これにより、較正後の圧脈波は動脈内の血圧波形を示すことになる。上記対応関係は、たとえば図４に示すものであり、ＰＢＰ＝Ａ・ＰＭ  ＋Ｂ式により表される。但し、Ａは傾きを示す定数、Ｂは切片を示す定数である。
【００２６】
上記圧脈波センサ４６と圧脈波較正手段６４との間には、好適には、その圧脈波センサ４６が装着された部位と生体の大動脈との間の脈波信号の伝達函数ＴＦに基づいて、その圧脈波センサ４６により検出される圧脈波を大動脈内の波形に変換する波形変換手段６６が設けられる。大動脈内の波形に変換された圧脈波には、その立ち上がり点、上ピーク点、大動脈弁閉鎖に関連して発生する切痕（Ｄｉｃｒｏｔｉｃ  Ｎｏｔｃｈ）ＤＮなどが一層明確に表れる。
【００２７】
運動負荷装置６８にはよく知られたトレッドミルが用いられるが、エルゴメータなどの他の装置が用いられてもよい。この運動負荷装置６８に設定される運動強度および運動時間は、被検者の安全を確保できる範囲で運動負荷が大きくなるように、被検者の年齢、体力、体調などに応じて決定される。
【００２８】
第１指標値決定手段７０は、運動負荷装置６８によって生体に運動負荷が与えられる前において圧脈波センサ４６により検出される圧脈波の形状の収縮期面積に対応する第１指標値ＥＶ１  を決定する。この第１指標値ＥＶ１  は、上記圧脈波の形状の各特徴値を図５に示すように定義すると、切痕ＤＮの圧力値Ｐｄｎと上ピーク点の圧力値（最高血圧値）ＰＨｐｋ  との比Ｐｄｎ／ＰＨｐｋ  、切痕ＤＮの圧力値Ｐｄｎと下ピーク点の圧力値（最低血圧値）ＰＬｐｋ  との比Ｐｄｎ／ＰＬｐｋ  、切痕ＤＮの圧力値Ｐｄｎと脈圧ＰＰ（＝ＰＨｐｋ  −ＰＬｐｋ  ）との比Ｐｄｎ／ＰＰ、脈圧ＰＰと下ピーク点の圧力値ＰＬｐｋ  との比ＰＰ／ＰＬｐｋ  などの第１グループから選択されてもよいし、心電波形のＱ波から圧脈波の立ち上がり点までの時間間隔ＰＥＰ（前駆出期間：Ｐｒｅ−ｅｊｅｃｔｉｏｎ  ｐｅｒｉｏｄ  ）と圧脈波の立ち上がり点から切痕ＤＮまでの駆出期間ＥＴ（＝ＬＶＥＴ：Ｌｅｆｔ  Ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ  Ｅｊｅｃｔｉｏｎ  Ｔｉｍｅ）との比ＰＥＰ／ＥＴ、圧脈波の立ち上がり点から上ピーク点までの時間間隔Ｔｐｋと駆出期間ＥＴとの比Ｔｐｋ／ＥＴ、圧脈波の立ち上がりの傾斜の最大値（ｄＰ／ｄｔ）  ｍａｘ  などの第２グループから選択されてもよい。
【００２９】
図５の斜線に示す圧脈波の収縮期面積は心臓の拍出量ＳＶ（Ｓｔｒｏｋｅ  Ｖｏｌｕｍｅ  ）に比例すると考えられることから、下ピーク点の圧力値ＰＬｐｋ  に対して切痕ＤＮの圧力値Ｐｄｎがどの程度高いかという指標を用いて上記収縮期面積を示すために前記第１グループの指標値ＥＶが設定される。また、駆出期間ＥＴが小さい程上ピーク点の圧力値ＰＨｐｋ  が上昇しないと考えられることから、その駆出期間ＥＴがどの程度長いかという指標を用いて上記収縮期面積を示すために前記第２グループの指標値ＥＶが設定される。いずれにしても、上記第１グループおよび第２グループの指標値は、圧脈波の形状の収縮期面積に対応するものであり、心臓の実際の拍出量ＳＶを間接的に表すものである。
【００３０】
第２指標値決定手段７２は、運動負荷装置６８によって前記生体に運動負荷が与えられた後において圧脈波センサ４６により検出される脈波の形状の収縮期面積に対応する第２指標値ＥＶ２  を決定する。この第２指標値ＥＶ２  は前記第１指標値ＥＶ１  と同じ種類のものであって、前記第１グループまたは第２グループ内から選択される。
【００３１】
評価手段７４は、第１指標値決定手段７０により決定された第１指標値ＥＶ１  と第２指標値決定手段７２により決定された第２指標値ＥＶ２  との変化に基づいて心臓の血液駆出機能を評価する。たとえば、評価手段７４は、上記第１指標値ＥＶ１  と第２指標値ＥＶ２  との間の変化量ΔＥＶ（＝ＥＶ１  −ＥＶ２  ）或いは変化率ＥＶ１  ／ＥＶ２  が予め設定された判断基準値を超えたか否かに基づいて心臓の血液駆出機能を判定する。或いは、評価手段７４は、運動負荷付与終了後において第２指標値ＥＶ２  の第１指標値ＥＶ１  に向かって回復する回復時間ＴＲ或いは単位時間当たりの回復率ΔＥＶ２  に基づいて心臓の血液駆出機能を判定する。
【００３２】
表示手段７６は、第２指標値決定手段７２により決定された第２指標値ＥＶ２  を第１指標値決定手段７０により決定された第１指標値ＥＶ１  と対比させて表示器３２に表示させる。図６乃至図８はその表示例である。図６では、第１指標値ＥＶ１  を１００％とした場合の第２指標値ＥＶ２  の割合（％）が円グラフ状に表示されている。ここでは、第２指標値ＥＶ２  は１００％として示される第１指標値ＥＶ１  と対比させられている。図７では、第２指標値ＥＶ２  の第１指標値ＥＶ１  に対する割合ＥＶ２  ／ＥＶ１  （％）が運動負荷付与終了後の時間経過に伴う変化としてトレンド表示されている。ここでは、上記割合ＥＶ２  ／ＥＶ１  （％）は１００％として表示されるＥＶ２  ／ＥＶ１  （ＥＶ１  ＝ＥＶ２  ）と対比させられる。図８では、最高血圧値ＰＳＹＳ  、心電波形のＳ波およびＴ波の振幅、心拍数ＨＲ、圧脈波の指標値ＥＶの絶対値が４本の各軸にそれぞれ表示されるとともに、各軸の表示点が直線によって接続されている。図８の実線は運動負荷付与前の値を示し、破線は運動負荷付与後の値を示している。ここでは、運動負荷付与後の指標値ＥＶ２  は運動負荷付与前の指標値ＥＶ１  に対比して表示される。上記図６乃至図８はいずれも、血液駆出機能が低下した場合を示している。
【００３３】
図９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９のステップＳＡ１（以下、ステップを省略する。）では、血液駆出機能評価装置８の起動操作が図示しない操作釦により行われたか否かが判断される。このＳＡ１の判断が否定されるうちは待機させられるが、肯定されると前記血圧測定手段６０に対応するＳＡ２においてカフ１０による血圧測定ルーチンが実行される。図１０のＡ時点はこの状態を示している。
【００３４】
図１１は、上記血圧測定ルーチンを詳しく説明する図である。図において、ＳＡ２−１において空気ポンプ１８が起動させられると同時に切換弁１６が急速昇圧側へ切り換えられてカフ１０が急速に昇圧させられた後、ＳＡ２−２においてカフ１０の圧力Ｐｋ  が予め設定された昇圧目標値Ｐ１  に到達したか否かが判断される。この昇圧目標値Ｐ１  は、生体の最高血圧値よりも充分に高い値（たとえば１８０ｍｍＨｇ）に予め設定されたものである。このＳＡ２−２の判断が否定された場合はＳＡ２−１以下が繰り返し実行されることによりカフ１０の昇圧が続行されるが、肯定された場合は、ＳＡ２−３において空気ポンプ１８が停止させられると同時に切換弁１６が徐速降圧側へ切り換えられることにより、カフ１０の圧迫圧力が２乃至３ｍｍＨｇ／ｓｅｃ程度の速度で緩やかに降下させられる。
【００３５】
次いで、ＳＡ２−４では、脈音が入力されたか否かが判断される。このＳＡ２−４の判断が否定された場合は上記ＳＡ２−３以下が繰り返し実行されるが、肯定された場合は、ＳＡ２−５乃至ＳＡ２−７の血圧値決定アルゴリズムが実行される。すなわち、前記遅れ時間決定手段６１に対応するＳＡ２−５では、末梢側マイクロホン１０ｂによりカフ１０の末梢側において検出された末梢側脈音の、基幹側マイクロホン１０ａによりカフ１０の基幹側において検出された基幹側脈音に対する遅れ時間ＤＴ、すなわち脈音信号ＳＳａおよびＳＳｂの発生時間差を求めることにより算出される。
【００３６】
次いで、前記血圧評価曲線算出手段６２に対応するＳＡ２−６では、末梢側マイクロホン１０ｂにより検出された末梢側脈音の大きさＭＡと上記遅れ時間ＤＴとの積である血圧評価値Ｌ（Ｐｋ  ）が求められる。これにより、カフ１０の徐速変化期間のカフ１０の圧力Ｐｋ  の変化に伴って血圧評価値Ｌ（Ｐｋ  ）が逐次演算されることにより、その血圧評価値Ｌ（Ｐｋ  ）の連なりによって構成され且つカフ１０の圧力Ｐｋ  を示す横軸に沿って変化する血圧評価曲線Ｌが順次求められるのである。
【００３７】
そして、前記血圧値決定手段６３に対応するＳＡ２−７では、血圧評価曲線Ｌの急激な立ち上がり点および立ち下がり点が検出され、それらの立ち上がり点および立ち下がり点に対応するカフの圧力ＰｋＳＹＳおよびＰｋＤＩＡが最高血圧値ＰＢＰＳＹＳ  および最低血圧値ＰＢＰＤＩＡ  として決定される。
【００３８】
続くＳＡ２−８では、血圧値の測定が完了したか否かが判断される。カフ１０の徐速降圧途中であって上記血圧評価曲線Ｌが未だ充分に形成されていない状態などでは血圧値が決定され得ないので、このＳＡ２−８の判断が否定され、前記ＳＡ２−３以下が繰り返し実行される。しかし、上記のステップが繰り返し実行されるうち、最高血圧値ＰＢＰＳＹＳ  および最低血圧値ＰＢＰＤＩＡ  が決定されると、上記ＳＡ２−８の判断が肯定されるので、ＳＡ２−９において、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と同時に、上記最高血圧値ＰＢＰＳＹＳ  および最低血圧値ＰＢＰＤＩＡ  がＲＡＭ３３内の所定の記憶場所に記憶されるとともに脈搏数などと共に表示器３２に表示される。図１０のＢ時点はこの状態を示している。
【００３９】
図９へ戻って、前記圧脈波較正手段６４に対応するＳＡ３では、圧脈波センサ４６からの圧脈波の大きさ（絶対値すなわち圧脈波信号ＳＭ２  の大きさ）と上記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ＰＢＫＳＹＳ  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４に示す圧脈波の大きさＰＭ  と血圧値との間の対応関係が決定される。このため、これ以後において読み込まれる圧脈波信号ＳＭ２  は上記対応関係により較正され、動脈内の血圧値を示す波形とされる。
【００４０】
上記のようにして圧脈波血圧対応関係が決定されると、続くＳＡ４において、運動負荷の付与に先立って所定数の複数の圧脈波が順次読み込まれる。そして、前記波形変換手段６６に対応するＳＡ５において、上記ＳＡ４により順次読み込まれた圧脈波に対して波形変換処理が施されることにより大動脈内の波形に復元される。たとえば、この波形変換処理では、大動脈から圧脈波センサ４６が装着された部位へ伝播する圧脈波の伝達函数ＴＦで圧脈波信号ＳＭ２  を除することにより、その圧脈波信号ＳＭ２  が大動脈内の波形に変換される。上記伝達函数ＴＦは、たとえば大動脈内に挿入されるカテーテルと上記圧脈波センサ４６とを用いて予め実験的に求められる。
【００４１】
次いで、前記第１指標値決定手段７０に対応するＳＡ６では、運動負荷が付与される前の圧脈波の形状の収縮期面積に対応する前記第１指標値ＥＶ１  が決定される。続くＳＡ７では、運動負荷装置６８によって生体に対する運動負荷の付与が終了したか否かが、その運動負荷装置６８からの出力信号などに基づいて判断される。このＳＡ７の判断が否定された場合は、ＳＡ８において運動負荷装置６８による運動負荷の付与作動の許可を出力する。これにより、運動負荷装置６８は、医療従事者による起動動作に応答して、予め設定された運動強度および運動時間に基づいて生体に運動負荷を付与する。図１０のＣ時点はこの状態を示している。
【００４２】
以上のステップが繰り返し実行されるうち、運動負荷装置６８による運動負荷の付与作動が終了すると、上記ＳＡ７の判断が肯定されるので、ＳＡ９において第２指標値ＥＶ２  が決定されたか否かが判断される。当初はこのＳＡ９の判断が否定されるので、前記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１０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、運動負荷が付与された後の圧脈波が読み込まれ且つ波形変換されるとともに、前記第２指標値決定手段７２に対応するＳＡ６において運動負荷が付与された後の圧脈波の形状の収縮期面積に対応する第２指標値ＥＶ２  が第１指標値ＥＶ１  と同様にして決定される。
【００４３】
上記のようにして、運動負荷の付与が終了し且つ第２指標値ＥＶ２  が決定されると、続くＳＡ７およびＳＡ９の判断が肯定される。第１０図のＦ時点はこの状態を示している。これにより、前記評価手段７４に対応するＳＡ１０において、上記第１指標値ＥＶ１  および第２指標値ＥＶ２  の相対的な変化に基づいて心臓の血液駆出機能が評価される。たとえば、ＳＡ１０において、運動負荷前の所定数の圧脈波の平均値として算出された第１指標値ＥＶ１  と運動負荷後の所定数の圧脈波の平均値として算出された第２指標値ＥＶ２  との間の変化量ΔＥＶ（＝ＥＶ１  −ＥＶ２  ）或いは変化率ＥＶ１  ／ＥＶ２  が予め設定された判断基準値を超えた場合には正常と判定するが超えない場合には心臓の血液駆出機能低下を判定する。或いは、ＳＡ１０において、運動負荷付与終了後において第２指標値ＥＶ２  が第１指標値ＥＶ１  に向かって回復する回復時間ＴＲが予め設定された判断基準値より短い場合、或いは単位時間当たりの回復率（傾斜値）ΔＥＶ２  が予め設定された判断基準値を超えた場合には正常と判定するが、反対の場合には心臓の血液駆出機能低下と判定する。心臓の血液駆出機能が正常である場合には、運動負荷が与えられると圧脈波の形状の収縮期面積が増大する一方、運動負荷の付与が終了すると速やかに運動負荷の付与前の状態に向かって回復するからである。
【００４４】
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６乃至図８に例示する表示、すなわち運動負荷後の第２指標値ＥＶ２  を運動負荷前の第１指標値ＥＶ１  と対比させることにより、第２指標値ＥＶ２  の第１指標値ＥＶ１  に対する変化を容易に把握できるようにする表示が表示器３２に行われる。
【００４５】
上述のように、本実施例によれば、遅れ時間決定手段６１に対応するＳＡ２−５により、末梢側マイクロホン１０ｂによりカフ１０の末梢側において検出された末梢側脈音の、基幹側マイクロホン１０ａによりカフ１０の基幹側において検出された基幹側脈音に対する遅れ時間ＤＴが決定されると、血圧評価曲線算出手段６２に対応するＳＡ２−６によって、末梢側マイクロホン１０ｂにより検出された末梢側脈音の大きさＭＡと上記遅れ時間ＤＴとの積をカフ１０の圧力の変化に伴って逐次演算することにより、そのカフ１０の圧力Ｐｋ  を示す軸に沿って変化する血圧評価曲線Ｌが求められる。そして、前記血圧値決定手段６３に対応するＳＡ２−７において、血圧評価曲線Ｌの急激な立ち上がり点および立ち下がり点が検出され、その立ち上がり点および立ち下がり点に対応するカフの圧力ＰｋＳＹＳおよびＰｋＤＩＡが最高血圧値ＰＢＰＳＹＳ  および最低血圧値ＰＢＰＤＩＡ  としてそれぞれ決定される。上記血圧評価曲線Ｌでは、末梢側脈音の大きさＭＡと前記遅れ時間ＤＴとが乗算されることによってその急激な立ち上がり点および立ち下がり点が強調されることから、体動などに起因するノイズの影響が大幅に除去されるので、従来のコロトコフ音方式やオシロメトリック方式による血圧決定に比較して高い測定精度を得ることができる。したがって、運動負荷を与えることにより生体の心臓の血液駆出機能を評価するためにその運動負荷の付与前後の血圧値を測定する形式の血液駆出機能評価装置では、その生体の血液駆出機能を正確に評価できるようになる。また、無痛性心筋虚血の診断精度も高められる。
【００４６】
また、本実施例によれば、第１指標値決定手段７０に対応するＳＡ６により、前記生体に運動負荷が与えられる前において圧脈波センサ４６により検出される脈波の形状の収縮期面積に対応する第１指標値ＥＶ１  が決定され、第２指標値決定手段７２に対応するＳＡ６により、前記生体に運動負荷が与えられた後において圧脈波センサ４６により検出される脈波の形状の収縮期面積に対応する第２指標値ＥＶ２  が決定される。そして、表示手段７６に対応するＳＡ１１により、第２指標値ＥＶ２  が第１指標値ＥＶ１  と対比させられた状態で表示される。したがって、その第２指標値ＥＶ２  の第１指標値ＥＶ１  に対する変化すなわち変化量、変化率、或いは回復曲線などに基づいて心臓の駆出機能が容易に評価され得る。また、その血液駆出機能の正確な評価によって、無痛性心筋虚血の診断が可能となる。
【００４７】
また、本実施例によれば、評価手段７４に対応するＳＡ１０により、第１指標値ＥＶ１  と第２指標値ＥＶ２  との変化に基づいて前記心臓の血液駆出機能が評価されるので、熟練を要することなく正確に血液駆出機能を評価できる。また、その血液駆出機能の正確な評価によって、無痛性心筋虚血の診断が可能となる。
【００４８】
また、本実施例によれば、評価手段７４に対応するＳＡ１０は、前記第１指標値ＥＶ１  と第２指標値ＥＶ２  との間の変化量或いは変化率が予め設定された判断基準値を超えたか否かに基づいて前記心臓の血液駆出機能を判定するものであるので、複雑な判定アルゴリズムが不要となる利点がある。
【００４９】
また、本実施例によれば、評価手段７４に対応するＳＡ１０は、前記第２指標値ＥＶ２  の第１指標値ＥＶ１  に向かって回復する回復時間或いは回復率に基づいて前記心臓の血液駆出機能を判定するものであるので、血液駆出機能の評価が一層正確となる。
【００５０】
また、本実施例によれば、圧脈波センサ４６により検出される圧脈波を、その圧脈波センサ４６が装着された部位と生体の大動脈との間の脈波信号の伝達函数ＴＦに基づいてその大動脈内の波形に変換する波形変換手段６６がさらに含まれているので、大動脈内の波形を用いて第１指標値ＥＶ１  および第２指標値ＥＶ２  が一層正確に決定されることから、血液駆出機能の評価精度が高められる利点がある。
【００５１】
また、本実施例によれば、生体の血圧値をカフ１０を用いて測定する血圧測定手段６０と、その生体に運動負荷が与えられる前および後において、前記圧脈波センサ４６により検出される圧脈波の大きさと血圧測定手段６０により測定された血圧値とを対応させることにより、圧脈波ＰＭ  と生体の血圧値との間の対応関係を図に示すように予め決定し、その対応関係を用いて圧脈波センサ４６により検出される圧脈波を較正する圧脈波較正手段６４とがさらに含まれることから、生体に運動負荷が与えられる前および後において圧脈波が生体の血圧値を表す波形に較正されるので、第１指標値ＥＶ１  および第２指標値ＥＶ２  の運動負荷前後に発生する相対差が解消され、血液駆出機能の評価精度が一層高められる利点がある。
【００５２】
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。
【００５３】
たとえば、前述の図９のＳＡ２における血圧測定ルーチンでは、カフ１０の圧力が降下させられる徐速降圧期間において図１１のＳＡ２−５乃至ＳＡ２−７の血圧測定アルゴリズムが実行されていたが、カフ１０の徐速昇圧期間においてその血圧測定アルゴリズムが実行されるようにされても差支えない。
【００５４】
また、前述の実施例では、撓骨動脈５６内の圧脈波から大動脈内の圧脈波に変換するための波形変換手段６６が設けられていたが、必ずしも設けられていなくてもよい。
【００５５】
また、前述の実施例では、評価手段７４および表示手段７６が共に備えられていたが、いずれか一方が設けられていれば、本発明の目的が達成され得る。
【００５６】
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。
【００５７】
また、前述の実施例では、指標値ＥＶは前記第１グループ或いは第２グループから選択された１種類が用いられていたが、複数種類の指標値ＥＶが同時に用いられ、それら複数種類の指標値ＥＶに基づく判定に基づいて綜合的に判定をするようにしてもよい。
【００５８】
また、前述の実施例の血液駆出機能評価装置８では、たとえば、指標値ＥＶとして、心電波形のＱ波から圧脈波の立ち上がり点までの時間間隔ＰＥＰ（前駆出期間：Ｐｒｅ−ｅｊｅｃｔｉｏｎ  ｐｅｒｉｏｄ  ）と圧脈波の立ち上がり点から切痕ＤＮまでの駆出期間ＥＴ（＝ＬＶＥＴ：Ｌｅｆｔ  Ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ  Ｅｊｅｃｔｉｏｎ  Ｔｉｍｅ）との比ＰＥＰ／ＥＴが用いられる場合や、心筋虚血判定の補助的な情報として心電波形のＲ波の大きさ、ＳＴレベルを用いる場合などには、心電波形を検出するための心電波形検出装置が必要に応じて設けられる。
【００５９】
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血液駆出機能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血圧測定アルゴリズムにおいて算出される遅れ時間ＤＴおよび血圧評価曲線Ｌを説明する図である。
【図４】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５】図１の実施例において用いられる圧脈波の波形の特徴値を説明する図である。
【図６】図１の実施例の表示器において第１指標値に対比して第２指標値が表示される例を示す図である。
【図７】図１の実施例の表示器において第１指標値に対比して第２指標値が表示される例を示す図である。
【図８】図１の実施例の表示器において第１指標値に対比して第２指標値が表示される例を示す図である。
【図９】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１０】図９の制御作動を説明するタイムチャートである。
【図１１】図９の血圧測定ルーチンを詳しく説明するフローチャートである。
【符合の説明】
４６：圧脈波センサ
６０：血圧測定手段
６１：遅れ時間決定手段
６２：血圧評価曲線算出手段
６３：血圧値決定手段
６４：圧脈波較正手段
６６：波形変換手段
７０：第１指標値決定手段
７２：第２指標値決定手段
７４：評価手段
７６：表示手段
【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】
0003595593.tif 000007
【図７】
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【図８】
0003595593.tif 000009
【図９】
0003595593.tif 000010
【図１０】
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【図１１】
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