(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検者に取り付けられるカフ圧の減少に伴う脈波形を取得する脈波形検出手段を有し、該脈波形におけるノッチの発生時点を最大血圧とし、該脈波形におけるノッチの消失時点を最小血圧として求めることを特徴とする血圧測定装置。
【請求項２】
前記ノッチの発生が、上行脚部位に生じるものであることを特徴とする請求項１記載の血圧測定装置。
【請求項３】
前記脈波形が動脈微少口径変位波形であることを特徴とする請求項１または請求項２記載の血圧測定装置。
【請求項４】
さらに、心拍数と左室駆出時間を求めることを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれか１項に記載の血圧測定装置。
【請求項５】
さらに、平均血圧、脈圧、及びダブルプロダクトを求めることを特徴とする請求項１乃至請求項４のいずれか１項に記載の血圧測定装置。
【請求項６】
運動開始から、負荷条件を一定とした運動終了後の常態復帰まで一定時間ごとの脈波形を取得する脈波形取得手段と、
前記脈波形から、最大血圧、最小血圧、心拍数、左室駆出時間を循環動態因子の基本因子として求めるとともに、平均血圧、脈圧及びダブルプロダクトを前記循環動態因子の複合因子として求める循環動態因子算出手段と、
前記循環動態因子の各々について、安静時の値を０として各測点で囲まれた変化分の時系列積分値を算出する積分値算出手段と、
前記循環動態因子の各々について求めた前記変化分の時系列積分値を用いて心機能を解析する解析手段を有し、
前記循環動態因子算出手段が、前記脈波形におけるノッチの発生時点を前記最大血圧とし、前記脈波形におけるノッチの消失時点を前記最小血圧として求めることを特徴とする心機能解析装置。
【請求項７】
前記脈波形取得手段と前記循環動態因子算出手段が、請求項１乃至請求項５のいずれか１項記載の血圧測定装置である請求項６記載の心機能解析装置。
【請求項８】
前記一定時間が２０秒であることを特徴とする請求項６または請求項７に記載の心機能解析装置。
【請求項９】
前記解析手段が、前記循環動態因子の各々について求めた前記変化分の時系列積分値を主成分分析することにより、心機能を解析することを特徴とする請求項６乃至請求項８のいずれか１項に記載の心機能解析装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は血圧測定装置及び心機能解析装置に関し、特に人体に平常時から一定条件下における運動負荷を与え、常態復帰まで各種循環動態因子の経時推移を測定することで心機能を解析し、評価をするための血圧測定装置及び心機能解析装置に関する。
【０００２】
【発明の背景】
従来より血圧値は循環器系の状態把握をするための指針として有効なもので、その血圧の測定には観血法と非観血法とが存在しているが、比較的手軽に実行し得る非観血法（間接的測定法）が普及している。
【０００３】
この非観血法にも種々の方法があり、大別するとカフ方式と連続的方式とに分かれるが、いずれにしても一般的には最大血圧値と最小血圧値を得ることにより、標準的な基準値と比較し、評価を行なうものとなっている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来の血圧値からの評価は大概的なものであり、心機能を解析するには不十分であり、また、個人差もあることから、前記した評価の精度も確率的に低いものとなってしまうものであった。
【０００５】
【発明の目的】
そこで、本発明は上記した従来の実情、問題点に着目してなされたもので、係る問題点を解消して、個人ベースとしてより精度の高い評価をなし得るものとした、新規な血圧測定装置と心機能解析装置を提供することを目的としている。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
この目的を達成するために、本発明に係る血圧測定装置は、被検者に取り付けられるカフ圧の減少に伴う脈波形を取得する脈波形検出手段を有し、該脈波形におけるノッチの発生時点を最大血圧とし、該脈波形におけるノッチの消失時点を最小血圧として求めることを特徴とする。
また、この目的を達成するために、本発明に係る心機能解析装置は、運動開始から、負荷条件を一定とした運動終了後の常態復帰まで一定時間ごとの脈波形を取得する脈波形取得手段と、脈波形から、最大血圧、最小血圧、心拍数、左室駆出時間を循環動態因子の基本因子として求めるとともに、平均血圧、脈圧及びダブルプロダクトを循環動態因子の複合因子として求める循環動態因子算出手段と、循環動態因子の各々について、安静時の値を０として各測点で囲まれた変化分の時系列積分値を算出する積分値算出手段と、循環動態因子の各々について求めた変化分の時系列積分値を用いて心機能を解析する解析手段を有し、循環動態因子算出手段が、脈波形におけるノッチの発生時点を最大血圧とし、脈波形におけるノッチの消失時点を最小血圧として求めることを特徴としている。
【０００７】
【作用】
上記した構成としたことによって、平常時から一定の運動負荷を経て常態復帰までのデータを取ることができ、このデータから心機能を解析することが可能となる。そして、その結果として得られる評価も精度が高いものとなるもので、加えて、このデータの信頼性に基づいて、血圧剤を投与した場合の薬効も確認することができることとなる。
【０００８】
【発明の実施の形態】
次に、本発明の実施の形態を図面を参照して説明する。図１は本発明を実施した血圧測定装置のブロック図、図２は安静時における脈波形図であり、Ａは実波形、Ｂはフィルターを通した波形、図３は運動時の脈波形図でＡは実波形、Ｂはフィルターを通した波形、図４は各因子のインテグラルバリュー％として示す図、図５は健常群と疾患群を座標として分布した図、図６は因子負荷量から立体座標により区切った象限により分布した図である。
【０００９】
これらの図にあって１はパーソナルコンピュータ（パソコン）を示している。このパソコン１には対象者の上腕部に巻回締着されるカフ帯２が電気的に接続される。このカフ帯２には校正用血圧計３も作動させる自動開放弁４が接続されている。
【００１０】
前記したパソコン１からは前記した自動開放弁４を駆動させるため、ポンプコントロールとして加圧基準電圧が印加され、その加圧基準電圧はＤ／Ａコンバータ５によって交流として加圧制御回路６へ入力される。なお、この加圧制御回路６からはパソコン１に対して加圧ステータスが送られるものとなっている。
【００１１】
また、前記した加圧制御回路６は加圧ポンプ７を駆動させて前記した自動開放弁４を作動させることとなる。なお、図中８は校正用の手動開放弁である。
【００１２】
さらに、自動開放弁４には圧力センサ９が付設されており、この圧力センサ９からの信号は電圧変換器１０を通してＡ／Ｄコンバータ１１により直流変換されてパソコン１に入力される。
【００１３】
一方、図中１２は脈波形トランスジューサーであり、この脈波形トランスジューサー１２で変換された波形はアンプ１３により増幅される。なお、このアンプ１３では利得（ＧＡＩＮ）調整１３ａがなされるものとなっている。
【００１４】
そして、このアンプ１３で増幅された信号波はＬＥＤ表示１４されながらレベル電圧調整回路１５を通り、前記したＡ／Ｄコンバータ１１へ送られる。また、アンプ１３からの信号波はレベル電圧調整回路１５と並列配備されたフィルター１６を通り、波形調整されてＡ／Ｄコンバータ１１へ送られるもので、このＡ／Ｄコンバータ１１からパソコン１にデータ信号として入力される。なお、図中１７はパソコン１のスタートストップ回路である。
【００１５】
こうしてＡ／Ｄコンバータ１１から入力されたデータは波形処理され、ファイル処理され、必要に応じて画面表示やプリントアウト等のための出力ファイル１８へ送られる。
【００１６】
上記した装置を用いての対象者の血圧測定は次のように行なわれる。即ち、対象者は上腕に前記したカフ帯２を装着した状態で、アップライトなトレッドミルによる歩行運動を行ないながら、その脈波形を一定時間間隔でチェックしていく。
【００１７】
この運動負荷条件は日本人の体型、特に下肢の長さ、体格、体力を考慮し、健常人でも心拍数、最大血圧値が略５０％増加し、疾患者でも事故がなく、老齢者、運動不足の人、膝関節に多少の障害があっても実施可能等とすることから計出され、速度は３Ｋｍ／ｈ、勾配１４％、時間は４分間とし、運動開始から負荷前の常態復帰まで２０秒ごとに測定するものとしている。
【００１８】
また、本発明による血圧測定方法の原理は、カフ帯２が巻かれる上腕の動脈微少口径変位波形がカフ圧減少に伴って上行脚部位に鋭いノッチが出現し、さらに減圧すると、ノッチが消失することに着目して、超音波変位計で計測した結果、ノッチの発生が上腕動脈の閉塞から開口しはじめ、即ち最大血圧に、ノッチの消失が同動脈の完全開放、即ち最小血圧に一致することによるもので、直接圧やコロトコフ音とも一致することによる。
【００１９】
さらに、本発明にあっては脈波形をとることで各循環動態因子、即ち、心拍数（ＨＲ）、最大血圧（maxＢＰ）、最小血圧（minＢＰ）、左室駆出時間（ＥＴ）の４つを基本として算出する。つまり、最大血圧、最小血圧はノッチの観測により、心拍数は記録した動脈圧波形の間隔から、左室駆出時間は最小血圧直後の圧波形の上行脚起点と下行脚切痕の時間差に紙送り速度を加味して算出する。
【００２０】
そして、前記したノッチＮは図２、図３として示す安静時、運動時の波形図のように、前記したフィルター１６を通過させても、その波形に表出するもので、このフィルター１６に波形信号を通過させることで目的とする要素が更に明確に把握でき、処理も容易なものとできる。
【００２１】
各循環動態因子は前記した４つの基本に加え、平均血圧（meanＢＰ）、脈圧（ｐｕｌｓｅ  ｐｒｅｓｓｕｒｅ）、ダブルプロダクト（maxＢＰ×ＨＲ）を加えた複合因子７項目の時系列変化分積分値（Ｉｎｔｅｇｒａｌ  Ｖａｌｕｅ％）である。各基本因子は安静起立時に測定し、運動開始から常態復帰まで、２０秒ごとに測定するのは前述したとおりである。
【００２２】
積分値は安静時を含めた２０秒ごとの測定点で基本因子４種及び複合因子３種を測定あるいは算出し、安静時の値を０として各測点で囲まれた変化分の時系列積分値をパソコン１によって自動計算する。
【００２３】
基本因子は対象によって各々絶対値は異なるが、運動負荷及び負荷後常態復帰までの変化分で算出すると、安静時の値の如何を問わず個体推移及び他の症例との比較が可能となるものであり、従って各因子の表示は図４として示すようにインテグラルバリュー％となる。
【００２４】
このインテグラルバリュー％７成分の健常群、疾患群の量的変化特性は主成分分析によると、第１主成分での寄与率は５９．４４％であり、ダブルプロダクトから順に最大血圧、平均血圧、脈圧、最小血圧、心拍数、左室駆出時間が因子解釈の大きな情報をもつことが判明しており、第１主成分が疾患を判別する因子と解釈できる。また、第２主成分の寄与率は１９．０９％で累積寄与率は７８．５％を超える高値となって健常群に対する疾患群の特性が十分に示唆されることとなる。
【００２５】
図５は健常群を○印、疾患群を×印として、因子負荷量から個体得点を求めて、第１主成分を横軸とし、第２主成分を縦軸とした直交座標に個体をプロットしてその分布をみたものである。健常群は第１主成分で左側、即ち−３〜−７の間、疾患群は右側−３〜＋８に分布している。しかし、第２主成分については健常群は−２〜＋２、疾患群が−３〜＋３に分布しバラつきは小さい。
【００２６】
この分布の結果として、健常群と疾患群とを区別する判別的中率は第１主成分からみて９６．６％の高値となる。
【００２７】
さらには、因子負荷量から個体得点を第１主成分をＸ軸、第２主成分をＹ軸、第３主成分をＺ軸とした三次元（立体）領域での座標点を（−２．８，０，０）を原点として求めると８個の象限（空間）に区切ることができ、この８個の象限のどこに健常群と疾患群の分布性を見ると、図６に示すようにこの両群は完全に分離し得た。
【００２８】
【発明の効果】
本発明に係る血圧測定装置と心機能解析装置は上述のように構成される。これによると、基本因子の測定は約１５回以上となり、この基本因子と時間をコンピュータで自動処理する。健常群では各因子とも低く、心筋酸素消費量も少ないが、疾患群ではこの心筋酸素消費量も多く外部的効率が明らかに低いことが判明している。そして、本発明は直接圧やコロトコフ音との誤差もほとんどなく、運動負荷時の血圧値をデータとして採ることによって、心機能の評価の精度は極めて高いものとなっている。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を実施した血圧測定装置のブロック図である。
【図２】安静時における脈波形図である。
【図３】運動時における脈波形図である。
【図４】各因子をインテグラルバリュー％として示す図である。
【図５】健常群と疾患群を第１主成分と第２主成分を軸とした座標部分図である。
【図６】健常群と疾患群を第１主成分、第２主成分、第３主成分を軸とした立体座標で区切られる象限により分布した図である。
【符号の説明】
１  パーソナルコンピュータ
２  カフ帯
３  校正用血圧計
４  自動開放弁
５  Ｄ／Ａコンバータ
６  加圧制御回路
７  加圧ポンプ
８  手動開放弁
９  圧力センサ
１０  電圧変換器
１１  Ａ／Ｄコンバータ
１２  脈波形トランスジューサー
１３  アンプ
１４  ＬＥＤ表示
１５  レベル電圧調整回路
１６  フィルター
１７  スタートストップ回路
１８  出力ファイル
Ｎ  ノッチ
【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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