(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体の心臓の機能を心機械効率に基づいて監視するための心機能監視装置であって、
前記生体の左心室の収縮開始から、該左心室から血液が駆出するまでの前駆出期間を非観血的に決定する前駆出期間決定手段と、
前記生体の心音に含まれる第１心音の末期から第２心音の発生時までの区間を、該生体の左心室から血液が駆出されている駆出期間として非観血的に決定する駆出期間決定手段と、
予め設定された関係から前記前駆出期間および駆出期間に基づいて、前記生体の心機械効率を算出する心機械効率算出手段と、
前記生体の大動脈圧を推定する大動脈圧推定手段と、
該大動脈圧推定手段により推定された大動脈圧に基づいて、前記生体の収縮末期における大動脈内圧を決定する収縮末期大動脈圧決定手段と、
前記生体の左心室の一拍あたりの拍出量を非観血的に推定する拍出量推定手段と、
予め設定された関係から前記収縮末期大動脈圧決定手段により決定された左心室の収縮末期における大動脈内圧と、前記拍出量推定手段により推定された左心室の一拍あたりの拍出量とに基づいて、大動脈実効エラスタンスを算出する大動脈実効エラスタンス算出手段と、
該大動脈実効エラスタンス算出手段により算出された大動脈実効エラスタンスと前記心機械効率算出手段により算出された心機械効率とに基づいて左心室収縮末期エラスタンスを算出する左心室収縮末期エラスタンス算出手段と
を、含むことを特徴とする心機能監視装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、生体の心臓の機械的な効率である心機械効率や、心臓の拍出機能の程度を示す最大圧容積比を連続的に算出することにより、生体の心臓の機能を評価する心機能監視装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
左心室の収縮末期における弾性腔としての特性すなわち弾性係数を左心室収縮末期（大動脈弁閉鎖時）エラスタンスＥesとして、大動脈の実効的弾性腔としての特性すなわち弾性係数を大動脈実効エラスタンスＥa として定義したとき、この大動脈実効エラスタンスＥa と左心室収縮末期エラスタンスＥesとの比Ｅa ／Ｅesは、左心室と大動脈の結合バランスすなわち左心室の機械的効率を表すため、また、上記左心室収縮末期エラスタンスＥesも単独で左心室の血液圧送能力を表すものであるため、それらＥa ／ＥesやＥesは、心機能の指標の一つとして重要であり、安静時、ストレス時、また心不全時など、心機能状態によって一律に変化し、また心代謝効率（心仕事量／心筋酸素消費量）をも反映することが理論的、実験的に明らかとなってきた。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、最大圧容積比或いは左心室収縮末期圧容積比として知られている上記左心室収縮末期エラスタンスＥesは、左心室の圧力と容積の関係の変化を連続的に検出し、左心室内の容積値を示す容積軸と左心室内の圧力値を示す圧力軸との二次元座標において描かれる圧容積図において、心筋の前負荷あるいは後負荷によって変動する心拍出の圧容積ル−プを求めるとともに、内圧が零であるときの容積である左心室アンストレスト容積Ｖ0 を複数の圧容積ル−プから推定し、収縮末期圧Ｐesを収縮末期容量Ｖesと左心室アンストレスト容積Ｖ0 との差（Ｖes−Ｖ0 ）で除算して求められなければならない。そのため、左心室の内圧と容積を同時に測定しなくてはならないので、観血的にそれら左心室の内圧と容積を求める従来の方式では、切開手術やカテ−テルの挿入などを必要とするので、心機能の監視が非常に困難であった。また、大動脈実効エラスタンスＥa も、上記圧容積図において、心筋の前負荷あるいは後負荷によって変動する心拍出の圧容積ル−プを求め、収縮末期圧Ｐesを拡張末期容量Ｖedと収縮末期容量Ｖesとの差（Ｖed−Ｖes）で除算して求められなければならないため、観血的に左心室の内圧と容積を求める従来の方式では心機能の監視が非常に困難であった。
【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、心機械効率Ｅa ／Ｅes或いは左心室収縮末期エラスタンスＥesを、無侵襲に簡便に連続的に監視することができる心機能監視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、生体の心電図、撓骨動脈圧波形、心音図、肺動脈カテーテルのデータを種々検討を重ねた結果、前記圧容積図において一拍毎に描かれる略矩形の圧容積ル−プを構成する４辺である等容積性拡張線、等圧力性拡張線、等容積性収縮線、等圧力性収縮線のうち、等圧力性収縮線および等圧力性拡張線を容積軸に平行な２辺とし、等容積性収縮線および等容積性拡張線を圧力軸に平行な２辺として完全な矩形に近似したとき、前記大動脈実効エラスタンスＥa と左心室収縮末期エラスタンスＥesとの比すなわち心機械効率Ｅa ／Ｅesは、上記圧容積ル−プの各点における圧容積比Ｅが時間の一次関数Ｅ（ｔ）＝ｋ・ｔであるという前提から、心臓の前駆出時間ＰＥＰと駆出時間ＬＶＥＴとの比ＰＥＰ／ＬＶＥＴで近似できるという事実を見いだした。本発明はかかる知見に基づいて為されたものである。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
すなわち、本発明の要旨とするところは、生体の心臓の機能を心機械効率に基づいて監視するための心機能監視装置であって、（ａ）前記生体の左心室の収縮開始から、その左心室から血液が駆出するまでの前駆出期間を非観血的に決定する前駆出期間決定手段と、（ｂ）前記生体の心音に含まれる第１心音の末期から第２心音の発生時までの区間を、その生体の左心室から血液が駆出されている駆出期間として非観血的に決定する駆出期間決定手段と、（ｃ）予め設定された関係から前記前駆出期間および駆出期間に基づいて、前記生体の心機械効率を算出する心機械効率算出手段と、（ｄ）前記生体の大動脈圧を推定する大動脈圧推定手段と、（ｅ）その大動脈圧推定手段により推定された大動脈圧に基づいて、前記生体の収縮末期における大動脈内圧を決定する収縮末期大動脈圧決定手段と、（ｆ）前記生体の左心室の一拍あたりの拍出量を非観血的に推定する拍出量推定手段と、（ｇ）予め設定された関係から前記収縮末期大動脈圧決定手段により決定された左心室の収縮末期における大動脈内圧と、前記拍出量推定手段により推定された左心室の一拍あたりの拍出量とに基づいて、大動脈実効エラスタンスを算出する大動脈実効エラスタンス算出手段と、（ｈ）その大動脈実効エラスタンス算出手段により算出された大動脈実効エラスタンスと前記心機械効率算出手段により算出された心機械効率とに基づいて左心室収縮末期エラスタンスを算出する左心室収縮末期エラスタンス算出手段とを、含むことにある。
【０００７】
【発明の効果】
このようにすれば、心機械効率算出手段において、予め設定された関係から、非観血的に求められた前駆出期間および駆出期間に基づいて大動脈実効エラスタンスＥa と左心室収縮末期エラスタンスＥesとの比である心機能に対応する心機械効率Ｅa ／Ｅesが無侵襲で簡便に測定できる。また、左心室収縮末期エラスタンス算出手段により、大動脈実効エラスタンス算出手段により算出された大動脈実効エラスタンスＥａと前記心機械効率算出手段により算出された心機械効率Ｅａ/Ｅｅｓとに基づいて左心室収縮末期エラスタンスＥｅｓが算出されるので、心機能に対応する左心室収縮末期エラスタンスＥｅｓを無侵襲で簡単に測定できる。さらに、第１心音の末期から第２心音の発生時までの区間を駆出期間ＬＶＥＴとして直接的に決定されるので、駆出期間ＬＶＥＴが無侵襲で正確に算出される。
【０００８】
【発明の他の態様】
ここで、好適には、前記予め設定された関係は数式１に示されたものである。
【０００９】
【数１】
Ｅa ／Ｅes＝ＰＥＰ／ＬＶＥＴ
【００１０】
この数式１は、前記圧容積図において一拍毎に描かれる圧容積ル−プを容積軸に平行な２辺である収縮期等圧力線および拡張期等圧力線と圧力軸に平行な２辺である収縮期等容積線および拡張期等容積線とから成る矩形に近似したとき、前記大動脈実効エラスタンスＥa と左心室収縮末期エラスタンスＥesとの比すなわち心機械効率Ｅa ／Ｅesを、心臓の前駆出時間ＰＥＰと駆出時間ＬＶＥＴとの比ＰＥＰ／ＬＶＥＴで近似できるという事実から求められるものである。
【００１２】
また、好適には、前記心機能監視装置は、前記生体に接触される電極を通してその生体の心電誘導波形を検出する心電誘導装置と、前記生体に装着されてその生体から発生する心音を検出する心音検出装置とを備えたものであり、上記心音検出装置は、前記生体の食道などの体腔内において心臓の近傍に配置され、その生体の心臓からから発生する第１心音I および第２心音IIを検出するものである。
【００１３】
また、好適には、前記前駆出期間決定手段は、前記心電誘導装置から得られた心電誘導波形のＱ波から上記第心１音末期までの時間を心臓の収縮が開始されてから血液が実際に吐出されるまでの前駆出時間ＰＥＰとして算出するものである。このようにすれば、非侵襲で前駆出期間ＰＥＰが正確に測定される利点がある。
【００１５】
また、好適には、前記心機能監視装置は、心機械効率算出手段により逐次算出された前駆出期間ＰＥＰと駆出期間ＬＶＥＴとの比ＰＥＰ／ＬＶＥＴすなわち心機械効率Ｅa ／Ｅes、および／または左心室収縮末期エラスタンス算出手段により算出された左心室収縮末期エラスタンスＥesを、表示器において所定の時間軸に沿って逐次表示する表示制御手段をさらに含むものである。このようにすれば、表示制御手段により心機械効率Ｅa ／Ｅesや左心室収縮末期エラスタンスＥesが表示器に逐次トレンド表示されるので、たとえば手術中に患者の心機能が低下しつつある場合などにおいて、その心機械効率Ｅa ／Ｅesあるいは左心室収縮末期エラスタンスＥesのトレンドより心機能の変化傾向を知ることができるので、異常状態に達する前に心機能の異常を予知することが可能となる利点がある。
【００１６】
また、好適には、前記拍出量推定手段は、前記大動脈圧推定手段により推定された大動脈圧の波形に基づいて拍出量ＳＶを算出するものである。このようにすれば、生体情報を検出するための検出装置を増設することなく拍出量ＳＶが得られる利点がある。
【００１７】
また、好適には、前記収縮末期大動脈圧決定手段は、前記推定大動脈圧から求められる平均血圧ＭＡＰ、または前記心電誘導波形のＴ波の終点あるいは前記第２心音IIの開始点が検出された時点の大動脈圧に対応する前記推定大動脈圧を収縮末期大動脈圧Ｐesとして決定するものである。このようにすれば、非侵襲で収縮末期大動脈圧Ｐesが正確に決定される利点がある。
【００１８】
【発明の好適な実施の形態】
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機能監視装置８の構成を説明するブロック線図である。
【００１９】
図１において、１０はゴム製袋を布製帯状袋内に有するカフであって、たとえば患者の上腕部１２に巻回された状態で装着される。カフ１０には、圧力センサ１４、排気制御弁１６、および空気ポンプ１８が配管２０を介してそれぞれ接続されている。排気制御弁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。
【００２０】
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ており、圧力信号ＳＰに含まれる定常的な圧力を表すカフ圧信号ＳＫを弁別してそのカフ圧信号ＳＫをＡ／Ｄ変換器２６を介して演算制御装置２８へ供給する。脈波弁別回路２４はバンドパスフィルタを備えており、圧力信号ＳＰの振動成分である脈波信号ＳＭ1 を弁別してその脈波信号ＳＭ1 をＡ／Ｄ変換器３０を介して演算制御装置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、上記脈波弁別回路２４はカフ脈波検出手段として機能している。
【００２１】
上記演算制御装置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図示しない駆動回路を介して排気制御弁１６および空気ポンプ１８を制御する。カフ１０を用いた血圧測定に際しては、たとえばカフ１０内の圧力を所定の目標圧力まで急速昇圧させた後に３mmHg/sec程度の速度で徐速降圧させ、その徐速降圧過程で逐次採取される脈波信号ＳＭ1 が表す脈波の変化に基づいてオシロメトリック法により最高血圧値および最低血圧値などの血圧値（基準血圧値）を決定し、その決定した血圧値を表示器３２に表示させる。
【００２２】
圧脈波検出プローブ３４は、容器状を成すセンサハウジング３６を収容する図示しない外ケースと、このセンサハウジング３６を撓骨動脈５６の幅方向に移動させるためにそのセンサハウジング３６に螺合され、図示しないモータによって回転駆動されるねじ軸４１とを備えている。上記外ケースには装着バンドが取りつけられており、上記容器状を成すセンサハウジング３６の開口端が人体の体表面３８に対向する状態でその装着バンドによりカフ１０が巻回されていない側たとえば左側の手首に着脱可能に取り付けられるようになっている。
【００２３】
上記センサハウジング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センサハウジング３６の開口端からの突出し可能に設けられており、これらセンサハウジング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を経て圧力空気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は圧力室４８内の圧力に応じた押圧力で前記体表面３８に押圧される。なお、本実施例では、圧脈波センサ４６の押圧力は圧力室４８内の圧力（単位：mmHg）で示される。
【００２４】
上記センサハウジング３６およびダイヤフラム４４は、圧脈波センサ４６を撓骨動脈５６に向かって押圧する押圧装置５８を構成しており、上記ねじ軸４１および図示しないモータは、圧脈波センサ４６が押圧される押圧位置をその撓骨動脈５６の幅方向に移動させて変更する押圧位置変更装置すなわち幅方向移動装置を構成している。
【００２５】
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から成る平坦な押圧面５４に多数の半導体感圧素子（図示せず）が撓骨動脈５６の幅方向すなわちねじ軸４１と平行な圧脈波センサ４６の移動方向に０．２mm程度の一定の間隔で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を介して演算制御装置２８へ供給する。
【００２６】
演算制御装置２８のＣＰＵ２９は、ＲＯＭ３１に予め記憶されたプログラムに従ってＲＡＭ３３の記憶機能を利用しつつ入力処理を実行し、空気ポンプ５０および調圧弁５２へ図示しない駆動回路を介して駆動信号を出力して圧力室４８内の圧力を調節する。演算制御装置２８は、たとえば連続血圧監視に際しては、圧力室４８内の徐速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の血管壁の一部を略平坦とするための圧脈波センサ４６の最適押圧力ＰHDPOを決定し、その最適押圧力ＰHDPOを維持するように調圧弁５２を制御する。
【００２７】
また、演算制御装置２８は、カフ１０を用いて測定された最高血圧値ＢＰSYS および最低血圧値ＢＰDIA と、上記最適押圧力ＰHDPOが維持された状態で圧脈波センサ４６の半導体感圧素子のうちの撓骨動脈５６の真上に位置する中心位置圧力検出素子（アクティブエレメント）により検出された圧脈波の最高値ＰMmaxおよび最低値ＰMminとに基づいて、測定された血圧値ＢＰと圧脈波の大きさＰM （絶対値）との間の対応関係を求め、この対応関係から、圧脈波センサ４６により逐次検出される圧脈波の大きさＰM （mmHg）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 （推定血圧値すなわち監視血圧値）を逐次決定し、表示器３２においてその決定した最高血圧値ＭＢＰSYS および最低血圧値ＭＢＰDIA を１拍毎に数値表示させ、推定血圧値ＭＢＰを示す推定動脈圧波形ＢＰ(t) を連続的に出力する。
【００２８】
上記対応関係は、たとえば図２に示すものであり、数式２により表される。この数式２において、Ａは傾きを示す定数、Ｂは切片を示す定数である。
【００２９】
【数２】
ＭＢＰ＝Ａ・ＰM ＋Ｂ
【００３０】
また、図１において、心音検出装置として機能する心音マイクロホン６２は、生体の心臓の近傍に配設されてその心臓から発生する心音を検出し、その心音を表す心音信号ＳＳを出力する。この心音マイクロホン６２は、生体の体表面に装着されてもよいが、心臓により近接させて心音を一層明瞭に検出するために生体の食道等の体腔内に配置されればさらによい。上記心音マイクロホン６２から出力された心音信号ＳＳは、図示しない増幅器、ノイズ除去のための帯域フィルタ６４、Ａ／Ｄ変換器６６を介して、演算制御装置２８へ供給される。上記心音には、図５に示すように、僧帽弁の閉鎖および大動脈弁の開放に対応する第１心音I 、大動脈弁の閉鎖に対応する第２心音IIなどが含まれている。
【００３１】
心電誘導装置６８は、生体の表皮上においてその生体の心臓を挟むように位置する部位に貼着される複数の電極７０を備え、その生体の表皮に誘導される心電誘導波形すなわちＥＣＧ波形を検出し、その心電誘導波形を表す心電誘導信号ＳＥを上記演算制御装置２８へ出力する。上記心電誘導波形の１周期内には、たとえば図５に示すように、良く知られたＰ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、Ｔ波が順次含まれている。
【００３２】
前記演算制御装置２８は、さらに上記心電誘導信号ＳＥ、心音信号ＳＳ、および動脈圧波を処理して、心機械効率Ｅa ／Ｅes、大動脈実効エラスタンスＥa 、左心室収縮末期エラスタンスＥesを算出し、ハードディスク、半導体メモリカード、磁気テープなどの図示しない記憶装置に逐次記憶させるとともに、前記表示器３２或いは図示しないプリンタにおいて、上記心機械効率Ｅa ／Ｅesや左心室収縮末期エラスタンスＥesをトレンド表示させる。
【００３３】
図３は、上記演算制御装置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３において、血圧測定に際して、カフ圧制御手段７４により変化させられるカフ１０の圧迫圧力が圧力センサ１４により検出される。血圧測定手段７６は、カフ１０による圧迫圧力を２〜３mmHg/sec程度の速度で徐々に変化させる過程で得られた脈拍同期信号、たとえば脈波振幅或いはコロトコフ音の変化に基づきオシロメトリック法或いはコロトコフ音法に従って生体の最高血圧値ＢＰSYS 、平均血圧値ＢＰMEAN、および最低血圧値ＢＰDIA （基準血圧値）を測定する。
【００３４】
関係決定手段７８は、圧脈波センサ４６の押圧面５４に配列された複数の圧力検出素子のうち撓骨動脈５６の真上に位置する中心位置圧力検出素子（アクティブエレメント）により検出される圧脈波の大きさＰM と血圧値測定手段７０により測定された血圧値ＢＰとの間の対応関係をたとえば図２に示すように予め決定する。
【００３５】
推定血圧値決定手段すなわち動脈圧波形推定手段８０は、その図２の対応関係から、圧脈波センサ４６の押圧面５４に配列された複数の圧力検出素子のうち、たとえば上記アクティブエレメントにより検出される圧脈波の大きさに基づいて生体の推定血圧値ＭＢＰを連続的に決定し、たとえば図４に示すような推定動脈圧波形ＢＰ(t) を出力する。この推定動脈圧波形ＢＰ(t) は、上腕動脈圧波形を示すものであるが、大動脈圧波形に対応している。従って、動脈圧波形推定手段８０は大動脈圧推定手段として機能し、推定動脈圧波形ＢＰ(t) は推定大動脈圧を意味する。なお、この上腕動脈圧波形と大動脈圧波形との間に測定に問題となるような差がある場合には、予め求められた伝達関数を用いて上腕動脈圧波形から大動脈圧波形が算出されてもよい。
【００３６】
時間差算出手段８２は、心音マイクロホン６２により得られた第１心音I の終わりと圧脈波センサ４６により得られる圧脈波の立ち上がり点との時間差ＴＤを算出する。第１心音I の終わりは、心臓の左心室から大動脈へ血液の駆出が開始される時に検出されるので、この時間差ＴＤは、大動脈圧が圧脈波センサ４６が装着されている撓骨動脈５６に伝播する伝播時間を意味している。
【００３７】
前駆出期間決定手段８４は、生体の左心室の心筋の収縮開始から、左心室から血液が駆出するまでの前駆出期間ＰＥＰを非観血的に決定する。例えば、心電誘導波形のＱ波の発生時点から第１心音I の終端時点までの時間を、基準クロックパルスを計数することなどにより計測し、前駆出期間ＰＥＰ（秒）を１拍毎に決定する。或いは、心電誘導波形のＱ波の発生時点から動脈圧波形推定手段８０により推定された大動脈圧波形の立ち上がり点までの時間から、時間差算出手段８２により算出された時間差ＴＤを差し引くことによって算出されてもよい。この前駆出期間ＰＥＰは、図５のタイムチャートに示すように、心臓の収縮開始時点から左心室から血液が実際に圧送開始（大動脈弁が開放）されるまでの時間である。
【００３８】
駆出期間決定手段８６は、生体の左心室から血液が駆出されている駆出期間ＬＶＥＴを非観血的に決定する。例えば、第１心音I の終端時点から第２心音IIの開始点までの時間を基準クロックパルスを係数することなどにより計測し、駆出期間ＬＶＥＴ（秒）を決定する。或いは、心電誘導波形のＱ波の発生時点から第２心音IIの開始点までの時間を計測することにより、心臓の収縮期間すなわち前駆出期間ＰＥＰと駆出期間ＬＶＥＴとの合計値（ＰＥＰ＋ＬＶＥＴ）を算出し、その合計値（ＰＥＰ＋ＬＶＥＴ）から前駆出期間決定手段８４により求められた前駆出期間ＰＥＰを差し引くことにより駆出期間ＬＶＥＴ（秒）を１拍毎に算出してもよい。また或いは、前記推定動脈圧波形ＢＰ(t) の立ち上がり点から大動脈弁閉鎖を示すノッチまでの時間（図４のｔ2 からｔ4 ）を計測することにより駆出期間ＬＶＥＴ（秒）を算出してもよい。
【００３９】
心機械効率算出手段８８は、前記数式１に示す予め設定された関係から、前駆出期間決定手段８４により１拍毎に求められた前駆出期間ＰＥＰおよび駆出期間決定手段８６により１拍毎に求められた駆出期間ＬＶＥＴに基づいて、大動脈実効エラスタンスＥa と左心室収縮末期エラスタンスＥesとの比すなわち心機械効率Ｅa ／Ｅesを算出し、１拍毎に出力するか、或いは５拍程度の予め設定された区間内の移動平均値として出力する。なお、上記心機械効率算出手段８８は、数式３に示す予め設定された関係から上記前駆出期間ＰＥＰ、およびその前駆出期間ＰＥＰと駆出期間ＬＶＥＴとの合計値（ＰＥＰ＋ＬＶＥＴ）に基づいてＥi ／Ｅesを算出し、そのＥi ／Ｅesと心機械効率Ｅa ／Ｅesとの間の予め求められた関係から心機械効率Ｅa ／Ｅesを算出してもよい。
【００４０】
【数３】
Ｅi ／Ｅes＝ＰＥＰ／（ＰＥＰ＋ＬＶＥＴ）
【００４１】
ここで、生体の心臓の左心室内の容積Ｖと圧力Ｐとの関係は、たとえば図６に示すような圧力軸と容積軸との二次元座標の圧力容積図に示される。心臓の１サイクル毎に描かれる図６の圧力容積ループは、等容積性拡張線Ｌ1 、等圧力性拡張線Ｌ2 、等容積性収縮線Ｌ3 、等圧力性収縮線Ｌ4 から成る４辺によって略矩形となっているので、それら４辺のうち、等圧力性収縮線Ｌ4 および等圧力性拡張線Ｌ2 を容積軸に平行な２辺とし、等容積性収縮線Ｌ3 および等容積性拡張線Ｌ1 を圧力軸に平行な２辺とすることにより、図７に示す完全な矩形の圧力容積ループに近似することができる。図７において、IV点は収縮末期すなわち等容積拡張開始点、Ｉ点は等圧拡張開始点、II点は拡張末期すなわち等容積収縮開始点、III 点は等圧収縮開始点、Ｐesは左心室内の収縮末期圧、Ｖedは左心室内の拡張末期容量、Ｖesは左心室内の収縮末期容量、Ｖo は内圧が略零であるときの左心室内の容積である左心室アンストレスト容積であり、それら左心室内の拡張末期容量Ｖedと左心室内の収縮末期容量Ｖesとの差（Ｖed−Ｖes）は１拍当たりの拍出量（スロトークボリューム）ＳＶに対応している。この左心室アンストレスト容積Ｖo は、図８に示すように、各圧力容積ループの収縮末期圧Ｐes（IV点）と容積との関係を示す線すなわち収縮末期圧−容積関係線Ｌesと容積軸との交点である。
【００４２】
たとえば、矩形に近似された圧力容積ループを示す図７において、左心室収縮末期エラスタンスＥesは、上記収縮末期圧−容積関係線Ｌesの傾きすなわち左心室収縮末期圧容積比であり、心臓の基礎収縮力に対応する大きさを示すものであって、心機能を示すひとつの指標となる。ここで、図７において、左心室アンストレスト容積Ｖo と左心室収縮末期容量Ｖesとの間の幾何的距離をａ、左心室収縮末期容量Ｖesと左心室内拡張末期容量Ｖedとの間の幾何的距離をｂ、等容積性収縮線Ｌ3 および等容積性拡張線Ｌ1 の幾何的長さをｃとすると、上記収縮末期圧−容積関係線Ｌesの傾きＥesはｃ／ａにより表される。また、容積軸上の左心室アンストレスト容積Ｖo と等圧収縮開始点III とを結ぶ線Ｌi の傾きＥi はｃ／（ａ＋ｂ）により表され、容積軸上の拡張末期容積Ｖedと等容積拡張開始点IVとを結ぶ線Ｌa の傾きすなわち大動脈実効エラスタンスＥa はｃ／ｂにより表される。従って、Ｅa ／Ｅesはａ／ｂ、Ｅi ／Ｅesはａ／（ａ＋ｂ）となる。
【００４３】
一方、図９に示すように、上記左心室弾性（エラスタンス）Ｅは、等容積性収縮期間Ｔi の経過後にはＥi となり、全収縮期間Ｔes（＝Ｔi ＋Ｔe ）の経過後にはＥesとなるような、左心室の収縮時間ｔの一次関数Ｅ（ｔ）＝ｋ・ｔであると仮定すると、Ｅi ／Ｅes＝Ｔi ／Ｔesが成立する。また、上記等容積性収縮期間Ｔi は前駆出期間ＰＥＰに対応し、また、上記全収縮期間Ｔesは前駆出期間ＰＥＰと駆出期間ＬＶＥＴとの加算値（ＰＥＰ＋ＬＶＥＴ）に対応するので、前記の近似式数式１および数式３が導かれるのである。
【００４４】
図３の収縮末期大動脈圧決定手段９０は、前記動脈圧波形推定手段８０から出力された推定動脈圧波形ＢＰ(t) 、時間差算出手段８２により得られた時間差ＴＤおよび心音マイクロホン６２により検出された心音とに基づいて、左心室の収縮末期における大動脈の圧力である収縮末期大動脈圧Ｐesを決定する。たとえば、第２心音IIの開始音は大動脈弁の閉鎖すなわち左心室の収縮の終了時に発生し、その時点における大動脈圧は時間差ＴＤ後に撓骨動脈に伝播するので、第２心音IIの終端を判定し、その判定時点から時間差ＴＤだけ経過した時点における推定動脈圧波形ＢＰ(t) の大きさすなわち血圧値を収縮末期大動脈圧Ｐesとして決定する。
【００４５】
拍出量推定手段９２は、生体の左心室の一拍あたりの拍出量ＳＶ（stroke volume ）を、たとえばワーナーアンドガードナー（Warnner & Gardner ）の式として知られている次式４から、動脈圧波形推定手段８０から出力された図４に示す推定動脈圧波形ＢＰ(t) に基づいて推定する。図４に示す推定動脈圧波形ＢＰ(t) において、前駆出時間開始時点ｔ1 は推定動脈圧波形ＢＰ(t) の下ピーク時点ｔ2 よりもたとえば８０ｍ秒程度の所定時間早い時点であり、駆出期間終了時点ｔ4 は推定動脈圧波形ＢＰ(t) の上ピーク時点ｔ3 よりも８０ｍ秒程度の所定時間遅い時点である。なお、数式４のＫは補正定数であり、たとえば希釈法（サーモダイリューション法）により直接的に求められた値で予め校正される。
【００４６】
【数４】
0003829220.tif 000002
【００４７】
大動脈実効エラスタンス算出手段９４は、たとえば数式５に示す予め設定された関係から、上記収縮末期大動脈圧決定手段９０により決定された左心室の収縮末期における大動脈の圧力である収縮末期大動脈圧Ｐesと、上記拍出量推定手段９２により推定された左心室の一拍あたりの拍出量ＳＶとに基づいて大動脈実効エラスタンスＥa を算出する。この大動脈実効エラスタンスＥa は、図７の容積軸上の拡張末期容積Ｖedと等容積拡張開始点IVとを結ぶ線Ｌa の傾きであって、圧力容積ループの容積軸方向の幅寸法は左心室の一拍あたりの拍出量ＳＶに相当するから、上記数式５は図７から導かれる。
【００４８】
【数５】
Ｅa ＝Ｐes／ＳＶ
【００４９】
左心室収縮末期エラスタンス算出手段９６は、上記大動脈実効エラスタンス算出手段９４により算出された大動脈実効エラスタンスＥa と前記心機械効率算出手段８８により算出された心機械効率Ｅa ／Ｅesとに基づいて左心室収縮末期エラスタンスＥesを算出する。すなわち、大動脈実効エラスタンスＥa を心機械効率Ｅa ／Ｅesで除算することにより左心室収縮末期エラスタンスＥesを算出する。
【００５０】
表示制御手段９８は、前記心機械効率算出手段８８により逐次算出された前駆出期間ＰＥＰと駆出期間ＬＶＥＴとの比ＰＥＰ／ＬＶＥＴすなわち心機械効率Ｅa ／Ｅes、および左心室収縮末期エラスタンス算出手段９６により逐次算出された左心室収縮末期エラスタンスＥesを、たとえば図１０に示すように、共通の時間軸に沿ったトレンドグラフ形式で表示器３２に表示させる。
【００５１】
図１１は、前記演算制御装置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１１のステップ（以下、ステップを省略する）ＳＡ１では、心電信号ＳＥにより表される心電誘導波形のＱ波が発生したか否かが判断される。このＳＡ１の判断が否定された場合には本ルーチンが終了させられて繰り返される。しかし、上記ＳＡ１の判断が肯定された場合には、ＳＡ２において、第１心音I の終端が発生したか否かが心音信号ＳＳに基づいて判断される。このＳＡ２の判断が否定された場合には繰り返しＳＡ２の判断が実行されるが、肯定された場合には、ＳＡ３において、上記Ｑ波の発生時から第１心音I の終端までの前駆出期間ＰＥＰが算出される。本実施例では、上記ＳＡ１乃至ＳＡ３が前駆出期間決定手段８４に対応している。
【００５２】
続くＳＡ４では、第２心音IIが発生したか否かが心音信号ＳＳに基づいて判断される。第２心音IIは、左心室内の圧力が大動脈圧以下になり、大動脈圧弁が閉鎖する時に発生する。従って、第２心音IIの開始は左心室の収縮の終了すなわち収縮末期を意味する。このＳＡ４の判断が否定された場合には繰り返しＳＡ４の判断が実行されるが、肯定された場合には、ＳＡ５において、ＳＡ２において検出された第１心音I の終端点からＳＡ４において検出された第２心音IIの始まりまでの時間が、左心室から血液が駆出される駆出期間ＬＶＥＴとして決定される。本実施例では、上記ＳＡ２、ＳＡ４およびＳＡ５が駆出期間決定手段８６に対応している。
【００５３】
次いで、前記心機械効率算出手段８８に対応するＳＡ６では、数式１に示す予め設定された関係から上記前駆出期間ＰＥＰおよび駆出期間ＬＶＥＴに基づいて心機械効率Ｅa ／Ｅesが算出され、その数値が表示器３２において表示されるとともに、その心機械効率Ｅa ／Ｅesの時間的変化を示すトレンドグラフが図１０に示すように表示器３２において表示される。
【００５４】
続いて、前記大動脈実効エラスタンス算出手段９４に対応するＳＡ７において、たとえば前記数式５示す予め設定された関係から、左心室収縮末期大動脈圧Ｐesと一拍あたりの拍出量ＳＶとに基づいて大動脈実効エラスタンスＥa が算出される。これら収縮末期大動脈圧Ｐesおよび拍出量ＳＶは、たとえば図１２に示すような比較的短い周期で繰り返し実行されるルーチンにより逐次算出され、更新されている。
【００５５】
図１２において、ＳＢ１では、カフ１０によるキャリブレーション周期であるか否かが判断される。このＳＢ１の判断が否定された場合はＳＢ４の動脈圧波形推定が実行されるが、肯定された場合には、前記血圧測定手段７６に対応するＳＢ２においてカフ１０を用いた血圧測定がオシロメトリック法或いはコロトコフ音法により実行され、前記関係決定手段７８に対応するＳＢ３では、圧脈波センサ４６により検出される圧脈波の大きさとカフ１０を用いて測定された血圧値との関係を示す図２の対応関係が決定される。次いで、動脈圧波形推定手段８０に対応するＳＢ４において、上記対応関係を用いて圧脈波センサ４６により検出される圧波形が、図４に示すような血圧値の絶対値を表す推定動脈圧波形ＢＰ(t) に変換されてから出力される。
【００５６】
続くＳＢ５では、第１心音I の終端が発生したか否かが心音信号ＳＳに基づいて判断される。このＳＢ５の判断が否定された場合にはＳＢ４以下が繰り返されるが、肯定された場合には、続くＳＢ６において、圧脈波センサ４６から得られる圧脈波信号ＳＭ2 に基づいて、推定動脈圧波形ＢＰ(t) の立ち上がり点が検出されたか否かが判断される。このＳＢ６の判断が否定された場合にはＳＢ４以下が繰り返される。
【００５７】
しかし、上記ＳＢ６の判断が肯定された場合には、続く時間差算出手段８２に対応するＳＢ７において、ＳＢ５において検出された第１心音I の終端点からＳＢ６において検出された圧脈波の立ち上がり点までの時間差ＴＤを算出する。この時間差ＴＤは、心臓の左心室から駆出された血液が圧脈波センサ４６が装着されている撓骨動脈５６まで伝播するのに必要な伝播時間を表している。
【００５８】
続くＳＢ８では、第２心音IIが発生したか否かが心音信号ＳＳに基づいて判断される。このＳＢ８の判断が否定された場合は本ルーチンが終了させられるが、肯定された場合は、前記収縮末期大動脈圧決定手段９０に対応するＳＢ９において、上記第２心音II発生時から、ＳＢ７において算出された時間差ＴＤだけ後の時間における推定動脈圧波形ＢＰ(t) の大きさすなわち血圧値を収縮末期大動脈圧Ｐesとして決定する。次いで、ＳＢ１０において、１脈波分すなわち１周期分の推定動脈圧波形ＢＰ(t) が発生したか否かが判断される。このＳＢ１０の判断が否定された場合は本ルーチンが終了させられるが、肯定された場合は、前記拍出量推定手段９２に対応するＳＢ１１において、前記数式４に示す予め設定された関係から実際の推定動脈圧波形ＢＰ(t) に基づいて、左心室の一拍あたりの拍出量ＳＶが算出される。
【００５９】
図１１に戻って、前記左心室収縮末期エラスタンス算出手段９６に対応するＳＡ８において、前記ＳＡ６において求められた心機械効率Ｅa ／Ｅesと前記ＳＡ７において求められた大動脈実効エラスタンスＥa とに基づいて、左心室収縮末期エラスタンスＥesが算出され、その値が表示器３２において表示されるとともに、その値の変化を示すトレンドグラフが図１０に示すように表示器３２において表示される。なお、上記ＳＡ６およびＳＡ８は、心機械効率Ｅa ／Ｅes、および左心室収縮末期エラスタンスＥesを、表示器３２において所定の時間軸に沿って逐次表示する表示制御手段９８に対応している。
【００６０】
上述のように、本実施例によれば、図７に示すように、一拍毎に描かれる圧容積ル−プを容積軸に平行な２辺である収縮期等圧力線および拡張期等圧力線と圧力軸に平行な２辺である収縮期等容積線および拡張期等容積線とから成る矩形に近似したとき、前記大動脈実効エラスタンスＥa と左心室収縮末期エラスタンスＥesとの比すなわち心機械効率Ｅa ／Ｅesを、心臓の前駆出時間ＰＥＰと駆出時間ＬＶＥＴとの比ＰＥＰ／ＬＶＥＴで近似できるという事実から、心機械効率算出手段８８（ＳＡ６）により、数式１に示す予め設定された関係から前駆出期間決定手段８４（ＳＡ３）により１拍毎に求められた前駆出期間ＰＥＰおよび駆出期間決定手段８６（ＳＡ５）により１拍毎に求められた駆出期間ＬＶＥＴに基づいて心機械効率Ｅa ／Ｅesが算出されるので、心機能を非侵襲で簡便に監視できる。
【００６１】
また、本実施例によれば、左心室収縮末期エラスタンス算出手段９６（ＳＡ８）により、大動脈実効エラスタンス算出手段９４（ＳＡ７）により算出された大動脈実効エラスタンスＥa と前記心機械効率算出手段８８（ＳＡ６）により算出された心機械効率Ｅa ／Ｅesとに基づいて左心室収縮末期エラスタンスＥesが算出されるので、心機能に対応する左心室収縮末期エラスタンスＥesを非侵襲で簡便に測定できる。
【００６２】
また、本実施例によれば、前記心音マイクロホン６２は、前記生体の食道などの体腔内において心臓の近傍に配置され、その生体の心臓からから発生する第１心音I および第２心音IIを検出するものであり、前記前駆出期間決定手段８４（ＳＡ３）は、心電誘導装置６８から得られた心電誘導波形のＱ波から上記第１心音I 末期までの時間を上記前駆出期間ＰＥＰとしてを算出するものであるので、非侵襲で前駆出時間ＰＥＰが正確に測定される利点がある。
【００６３】
また、本実施例によれば、前記駆出期間決定手段８６（ＳＡ５）は、心音検出装置６８から得られた第１心音I の末期から第２心音IIの発生時までの区間を駆出期間ＬＶＥＴを直接的に算出するものであるか、或いは、心電誘導装置６８から得られた心電誘導波形のＱ波から前記第２心音IIまでの区間（ＰＥＰ＋ＬＶＥＴ）から上記前駆出時間ＰＥＰを差し引くことにより駆出期間ＬＶＥＴを算出するものであるか、また或いは、前記推定動脈圧波形ＢＰ(t) の立ち上がり点から大動脈弁閉鎖を示すノッチまでの時間から求められるので、駆出期間ＬＶＥＴを非侵襲で正確に算出できる利点がある。
【００６４】
また、本実施例において、前記心機能監視装置８は、心機械効率算出手段８８（ＳＡ６）により逐次算出された前駆出期間ＰＥＰと駆出期間ＬＶＥＴとの比ＰＥＰ／ＬＶＥＴすなわち心機械効率Ｅa ／Ｅes、および左心室収縮末期エラスタンス算出手段９６（ＳＡ８）により算出された左心室収縮末期エラスタンスＥesを、表示器３２において所定の時間軸に沿って逐次表示する表示制御手段９８を備えているので、たとえば手術中に患者の心機能が低下しつつある場合などにおいて、その心機械効率Ｅa ／Ｅesおよび左心室収縮末期エラスタンスＥesのトレンドより心機能の変化傾向を正確に知ることができるので、異常値に達する前に心機能の異常を予知することができる利点がある。
【００６５】
また、本実施例において、前記拍出量推定手段９２（ＳＢ１１）は、動脈圧波形推定手段８０（ＳＢ４）により推定さた推定動脈圧波形ＢＰ(t) に基づいて拍出量ＳＶを算出するものであるので、インピーダンス測定用電極やインピーダンス測定回路、超音波映像発生装置など、拍出量ＳＶを検出するための検出装置を増設することなく拍出量ＳＶが得られる利点がある。
【００６６】
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。
【００６７】
たとえば、前述の実施例の心機能監視装置８では、心機械効率Ｅa ／Ｅesおよび左心室収縮末期エラスタンスＥesが算出されて表示されるように構成されていたが、それら心機械効率Ｅa ／Ｅesおよび左心室収縮末期エラスタンスＥesの一方のみが算出され或いは表示されるものであっても差し支えない。
【００６８】
また、前述の収縮末期大動脈圧決定手段９０において、収縮末期大動脈圧Ｐesは、第２心音IIの開始時点から時間差ＴＤだけ経過した時点における推定動脈圧波形ＢＰ（ｔ）の大きさとして決定されていたが、収縮末期大動脈圧Ｐesは経験則により平均血圧値（平均動脈圧）ＭＡＰで近似できるため、推定動脈圧波形ＢＰ（ｔ）から得られる血圧瞬時値の１周期Ｔ当たりの平均値すなわち平均血圧値ＭＡＰを収縮末期大動脈圧Ｐesとして決定してもよい。なお、この平均血圧値ＭＡＰは、ΣＢＰ（ｔ）／Ｔとして表されるものであるから、１周期Ｔ当たりの推定動脈圧波形ＢＰ（ｔ）の重心点の圧力値としても表現され得る。
【００６９】
また、前述の拍出量推定手段９２は、数式４から推定動脈圧波形ＢＰ(t) に基づいて１拍当たりの拍出量ＳＶを算出するものであったが、クビセク（Kubicek ）法として知られる予め設定された関係から、頸部と腰部とに装着された電極を用いて検出されるインピーダンスカーディオグラフに基づいて算出されてもよいし、予め設定された関係から超音波を用いて得られる心臓画像の幅寸法に基づいて算出されても差し支えない。なお、１分当たりの心拍出量ＣＯが求められる場合には、その心拍出量ＣＯを心拍数ＨＲで除算することにより上記１拍当たりの拍出量ＳＶが得られる。
【００７０】
なお、上述したのはあくまでも本発明の一実施例であり、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】本発明の一実施例の心機能監視装置の構成の要部を説明するブロック図である。
【図２】図１の心機能監視装置において圧脈波センサにより検出された圧脈波から動脈圧波形を推定するために用いられる対応関係を示すである。
【図３】図１の心機能監視装置の演算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４】図３の動脈圧波形推定手段により推定された動脈圧波形の例を示す図である。
【図５】図３の前駆出期間決定手段および駆出期間決定手段により決定される前駆出期間ＰＥＰおよび駆出期間ＬＶＥＴと、大動脈圧波形、心電誘導波形、および心音との関係を説明するタイムチャートである。
【図６】生体の左心室内の容積と圧力との関係の例を１拍のループで示す図である。
【図７】図６のような圧容積ループを矩形に近似した図、およびその図と左心室収縮末期エラスタンスＥes、大動脈実効エラスタンスＥa などとの関係を説明する図である。
【図８】種々の圧容積ループと収縮末期圧−容積関係線Ｌesとの関係を説明する図である。
【図９】左心室収縮時間と左心室エラスタンスとの関係を説明する図である。
【図１０】図１の心機能監視装置において、心機械効率Ｅa ／Ｅesおよび左心室収縮末期エラスタンスＥesが表示器に表示されるトレンドグラフの例を示す図である。
【図１１】図１の心機能監視装置の演算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って、メインルーチンを示す図である。
【図１２】図１の心機能監視装置の演算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って、推定動脈圧波形、収縮末期大動脈圧、拍出量算出ルーチンを示す図である。
【符号の説明】
６２：心音マイクロホン（心音検出装置）
６８：心電誘導装置
８０：動脈圧波形推定手段
８４：前駆出期間決定手段
８６：駆出期間決定手段
８８：心機械効率算出手段
９０：収縮末期大動脈圧決定手段
９２：拍出量推定手段
９４：大動脈実効エラスタンス算出手段
９６：左心室収縮末期エラスタンス算出手段
【図１】
0003829220.tif 000003
【図２】
0003829220.tif 000004
【図３】
0003829220.tif 000005
【図４】
0003829220.tif 000006
【図５】
0003829220.tif 000007
【図６】
0003829220.tif 000008
【図７】
0003829220.tif 000009
【図８】
0003829220.tif 000010
【図９】
0003829220.tif 000011
【図１０】
0003829220.tif 000012
【図１１】
0003829220.tif 000013
【図１２】
0003829220.tif 000014