JP3820719B2 - 生体状態測定装置 - Google Patents

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、生体としての人体の状態を測定するために好適な生体状態測定装置に係り、特に心筋負荷指数の算出に好適な生体状態測定装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
人体の循環器系の状態について診断を行う場合、最も一般的には血圧や心拍数等が用いられている。
しかし、さらに詳しい診断を行うためには、血管の粘性抵抗やコンプライアンスといったいわゆる循環動態パラメータを測定することが必要となる。
【０００３】
ところで、これらの循環動態パラメータをモデル化して表わす場合、動脈系の振る舞いを記述するモデルとして、四要素集中定数モデルが用いられている。
一方、上記循環動態パラメータを測定するには、大動脈起始部と切痕部における圧力波形や血流量を測定する必要がある。すなわち、動脈にカテーテルを挿入して直接測定する方法を採るか、或いは、超音波等で間接的に測定する方法を採ることになる。
【０００４】
上記、脈にカテーテルを挿入して直接測定する方法では侵襲的な測定となるため被験者への負担が大きいとともに、装置も大がかりなものとなるという問題があった。
一方、超音波等で間接的に測定する方法では、血管内の血流を非侵襲的に観測することができ、被験者への負担を低減することはできるが、測定に熟練を要し、測定のための装置もやはり大がかりなものとなるという問題があった。
【０００５】
そこで、本発明者は、橈骨動脈の脈波波形と１回拍出量を測定することにより四要素集中定数モデルのパラメータを近似的に算出する方法を見い出した。そして、この方法を用いることにより、循環動態パラメータの評価を非侵襲的かつ手軽に行うことが可能な脈波解析装置を提案してきた（特開平６−２０５７４７号、発明の名称：脈波解析装置）。
【０００６】
ところで、上記橈骨動脈の脈波波形と１回拍出量を測定することにより四要素集中定数モデルのパラメータを近似的に算出する方法においては、血管のコンプライアンスを動脈系の中枢部と末梢部とに分けて取り扱うモデルを採用していない。したがって、運動時や循環動態動作薬を患者に投与した場合等に、循環動態作動薬を患者に投与した場合に、その効果を中枢部と末梢部に分けて評価することはできなかった。
【０００７】
次に、上述した血圧の測定について簡単に説明する。
従来から一般的に用いられている非観血型の血圧測定装置は、カフ（腕帯）を被験者の上腕部等に装着させ、カフに圧力をかけて被験者の脈波を検出することにより血圧値を測定している。
このように、被験者の末梢部における血圧の測定装置として、例えば、特開平４−２７６２３４号公報が挙げられる。すなわち、図２９に示すように、カフ１１０を被験者の上肢の上腕部に巻回させて取り付けるとともに、バンド１３８を手首１４０に巻回し、脈波センサ１３４を被験者の橈骨動脈部に密着させて、被験者の脈波を検出する。そして、カフ１１０を加圧させた後に、降圧時において周知のオシロメトリック法により最高血圧値や最低血圧値を計測するものである。
【０００８】
ところで、人体の動脈系における中枢側の血圧値と末梢側の血圧値を実測してみると、特に最高血圧値については、中枢側と末梢側の血圧値に差異が見られる。しかも、この差異の程度は、末梢側で観察される脈波の形状によって様々である。
図２２〜図２４に、このような脈波の形状に依存した血圧値の変動の様子を示す。
【０００９】
これらの図には、中枢側である大動脈圧波形及び最高／最低血圧値、並びに、末梢側である橈骨動脈圧波形及び最高／最低血圧値を示してある。
図２２に示す第１のタイプの脈波波形の場合には、点線で示す大動脈圧波形と実線で示す橈骨動脈波形から得られるそれぞれの最高血圧値は、若干橈骨動脈側が高いものの概ね等しいと言って良い。
【００１０】
ところが、図２３に示す第２のタイプの脈波波形の場合には、最高血圧差が１４．９ｍｍＨｇ となって、図２２に示した第１のタイプの脈波波形の場合と比較してかなり大きくなってくる。
さらに、図２４に示す第３のタイプの脈波波形になると、最高血圧差は２６．１ｍｍＨｇといっそう大きくなる上に、第１ないし第２のタイプの脈波波形とは逆に、大動脈圧波形が全体的に橈骨動脈波形を大きく上回るようになる。
【００１１】
ちなみに、これらの図２２〜図２４によれば、橈骨動脈側における最低血圧値は、脈波の形状によらず略同じであることがわかる。
ここで、既述した第１ないし第３のタイプの脈波について簡単に説明しておく。
第１のタイプの脈波波形は、正常な健康人の脈象であって、その波形はゆったりとして緩和であり、リズムが一定であって乱れの少ないことが特徴である。
【００１２】
また、第２のタイプの脈波波形は、急激に立ち上がった後にすぐに下降し、大動脈切痕が深く切れ込むと同時に、その後の弛期峰が通常よりもかなり高いのが特徴である。
また、第３のタイプの脈波波形は、急激に立ち上がり、その後はすぐには下降せず血圧の高い状態が一定時間持続するのが特徴である。
【００１３】
例示したこれらの図から導かれることは、橈骨部や上腕部といった末梢側の血圧値が高くとも大動脈起始部、すなわち中枢側，の血圧値が低い場合がある上、これとは逆に末梢側の血圧値が低くとも中枢側の血圧値が高い場合もある。このような関係は脈波波形の形状によって異なり、しかもこれらの関係が脈波波形の形状に如実に現れることである。
【００１４】
例えば、高血圧治療のために患者に血圧降下剤を投与し、橈骨動脈部の血圧をもとにして薬の効果を見るとする。そうした場合、末梢側で測定した血圧が下がってきても、実際には中枢側の血圧は下がっていないこともあるわけである。
したがって、末梢側の血圧からだけでは、薬効を正しく把握することが困難な場合があると言える。
【００１５】
また、これとは反対に、末梢側の血圧には変化が見られなくとも、大動脈圧波形が変化して中枢側での血圧が下がっていれば、実際には心臓の負担は軽くなっているわけである。このような場合には、無理に末梢側の血圧を下げなくとも、薬の効果は充分現われているわけであるが、これを末梢側の血圧だけから判断することは難しい。
【００１６】
ところで、従来より心筋に対する負荷がどの程度であるのかを推し量るための指標として、心筋負荷指数（Ｗ−Ｐｒｏｄｕｃｔ）が用いられている。
心筋負荷指数ＷＰは、末梢側の血圧をＰperiとし、心拍数をＨＲとすると、以下のように表される。
ＷＰ=Ｐperi×ＨＲ
【００１７】
【発明が解決しようとする課題】
上述したように、末梢側の血圧値が高い場合でも大動脈起始部、すなわち、中枢側の血圧値が低い場合がある。さらに、これとは逆に末梢側の血圧値が低くい場合でも中枢側の血圧値が高い場合もあり、末梢側の血圧値は、必ずしも中枢側の血圧値に連動しているわけではない。
【００１８】
ところで、心筋負荷指数は、本来心臓の負担がどの程度なのかを見るための指標とすべきものであるにもかかわらず、従来から行われているように末梢側で測定した血圧値（収縮期血圧）に基づいて心筋負荷指数を算出すると、心臓の負担を過大評価してしまうこともあるし、逆に過小評価してしまうという不具合があった。
【００１９】
そこで、本発明の第１の目的は、簡易な構成で正確に中枢部血圧を推定することが可能な生体状態測定装置を提供することにある。
【００２０】
また本発明の第２の目的は、実際の心筋負荷に対応するより正確な心筋負荷指数ＷＰを算出することができる生体状態測定装置を提供することにある。
【００２６】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するため、請求項１記載の構成は、生体の末梢部の脈波波形に基づいて前記生体の状態を測定する測定手段と、前記生体の状態をもとに、前記生体の中枢部から末梢部に至る動脈系の循環動態を表わす循環動態パラメータとして、大動脈の粘弾性を含む循環動態パラメータを算出する解析手段と、前記循環動態パラメータに基づいて前記生体の大動脈起始部血圧の推定値を算出する大動脈血圧算出手段と、前記生体の心拍数を検出する心拍数検出手段と、前記大動脈起始部血圧の推定値及び前記検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出する心筋負荷指数算出手段と、前記検出した心拍数の安静時の心拍数である基準心拍数に対する変動率が予め設定した基準心拍数変動率を越えたか否かを判別する判別手段と、を備え、前記心筋負荷指数算出手段は、前記判別に基づいて前記変動率が前記基準心拍数変動率以上の場合に、前記大動脈起始部血圧及び前記検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出することを特徴としている。
請求項２記載の構成は、請求項１記載の構成おいて、前記生体の末梢部血圧を非観血的に検出する末梢部血圧検出手段を有し、前記心筋負荷指数算出手段は、前記判別に基づいて前記変動率が前記基準心拍数変動率未満の場合に前記末梢部血圧及び前記検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出することを特徴としている。
請求項３記載の構成は、生体の末梢部の脈波波形に基づいて前記生体の状態を測定する測定手段と、前記生体の状態をもとに、前記生体の中枢部から末梢部に至る動脈系の循環動態を表わす循環動態パラメータとして、大動脈の粘弾性を含む循環動態パラメータを算出する解析手段と、前記循環動態パラメータに基づいて前記生体の大動脈起始部血圧の推定値を算出する大動脈血圧算出手段と、前記生体の心拍数を検出する心拍数検出手段と、前記大動脈起始部血圧の推定値及び前記検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出する心筋負荷指数算出手段と、を備え、前記心筋負荷指数算出手段は、前記算出した循環動態パラメータの所定のタイミングにおける前記循環動態パラメータである基準循環動態パラメータに対する変動率が予め設定したパラメータ基準変動率以上の場合に、前記大動脈起始部血圧及び前記検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出することを特徴としている。
請求項４記載の構成は、請求項３記載の構成おいて、前記生体の末梢部血圧を非観血的に検出する末梢部血圧検出手段を有し、前記心筋負荷指数算出手段は、前記判別に基づいて前記変動率が前記基準パラメータ変動率未満の場合に前記末梢部血圧及び前記検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出することを特徴としている。
【００２７】
請求項５記載の構成は、請求項１ないし請求項４のいずれかに記載の構成において、前記循環動態パラメータは、前記中枢部での血液粘性による血管抵抗，血液の慣性，前記末梢部での血管抵抗，前記末梢部での血管の粘弾性を含む、ことを特徴としている。
【００２８】
請求項６記載の構成は、請求項１ないし請求項５のいずれかに記載の構成において、前記血圧算出手段は、大動脈弁に対応するダイオードと，前記中枢部での血液粘性による血管抵抗に対応する第１の抵抗と，前記中枢部での血液の慣性に対応するインダクタンスと，前記大動脈の粘弾性に対応する第１の静電容量と，前記末梢部での血管抵抗に対応する第２の抵抗と，前記末梢部での血管の粘弾性に対応する第２の静電容量を有するモデルであって、一対の入力端子間に前記ダイオードと前記第１の静電容量の直列回路が接続され、一対の出力端子間に前記第２の静電容量及び前記第２の抵抗からなる並列回路が挿入され、前記第１の静電容量の両端子間と前記出力端子との間に前記第１の抵抗及び前記インダクタンスからなる直列回路が挿入されてなる五要素集中定数モデルにより前記動脈系の循環動態をモデル化して、前記循環動態パラメータを決定するとともに、前記第１の静電容量の両端子間の電圧波形を前記大動脈圧波形とする、ことを特徴としている。
【００２９】
請求項７記載の構成は、請求項１ないし請求項６のいずれかに記載の構成において、前記生体の状態は前記動脈系の末梢部における脈波であり、前記血圧算出手段は、前記生体の左心室圧に対応する電気信号が前記入力端子間に与えられたときに、前記脈波の波形に対応する電気信号が前記出力端子から得られるように、前記五要素集中定数モデルを構成する各素子の値を決定することを特徴としている。
【００３０】
請求項８記載の構成は、請求項１ないし請求項６のいずれかに記載の構成において、前記生体の状態は前記動脈系の末梢部における脈波であり、前記脈波の波形から該脈波のひずみを算出するひずみ算出手段を有し、前記血圧算出手段は、前記循環動態パラメータと前記脈波のひずみとの相関関係に基づいて前記循環動態パラメータを決定することを特徴としている。
【００３１】
請求項９記載の構成は、請求項１ないし請求項８のいずれかに記載の構成において、前記生体の１回拍出量を検出する１回拍出量検出手段を有し、前記血圧算出手段は、前記大動脈圧波形から得られる１回拍出量の計算値と、前記１回拍出量測定手段で測定された１回拍出量の実測値とが一致するように、前記循環動態パラメータの値を調整することを特徴としている。
【００３２】
請求項１０記載の構成は、請求項１ないし請求項９のいずれかに記載の構成において、前記大動脈圧波形に基づいて前記生体の心臓の仕事量を算出する仕事量算出手段を有することを特徴としている。
【００４４】
【発明の実施の形態】
次に図面を参照して本発明の好適な実施形態について説明する。
第１実施形態
以下、図面を参照して、本発明の第１実施形態について説明する。
【００４５】
［１］ 血圧測定装置の概要構成
図１に第１実施形態による生体状態測定装置としての血圧測定装置の構成ブロック図を示す。
本第１実施形態では、非侵襲的なセンサによって人体から得た情報に基づいて、人体の動脈系の循環動態パラメータを評価し、得られた循環動態パラメータに基づいて中枢部における最高血圧、最低血圧、心筋負荷指数及び心仕事量を算出するが、循環動態パラメータの具体的内容については後述することとする。
【００４６】
脈波検出装置１は、図２に示すように、被験者の手首へ装着された圧力センサＳ２を介して橈骨動脈波形を検出するとともに、被験者の上腕部に装着されたカフ帯Ｓ１を介して被験者の血圧を検出する。
そして、測定した橈骨動脈波形を血圧によって校正し、アナログ電気信号として出力する。このアナログ信号は、Ａ／Ｄ（アナログ／デジタル）変換器３へ入力され、所定のサンプリング周期毎にデジタル信号に変換される。
【００４７】
１回拍出量測定器２は、図２に示すように、カフ帯Ｓ１に接続されており、このカフ帯Ｓ１を介して、心臓から１回の拍で流出される血液の量である１回拍出量を測定し、その測定結果を１回拍出量データとしてデジタル信号で出力する。この種の測定器としては、いわゆる収縮期面積法により測定を行う装置を用いることができる。
【００４８】
マイクロコンピュータ４は、Ａ／Ｄ変換器３から取り込んだ脈波波形を格納するための波形メモリと、作業領域としての一時記憶メモリを内蔵している。
そして、マイクロコンピュータ４は、入力装置であるキーボード５から投入されたコマンドに従って、図６に示すような、各種の処理を行い、これら処理から得られた結果を出力装置６へ出力する。
【００４９】
ここでは、処理の概要についてのみ説明し、それらの処理の詳細に関しては、動作説明の際に詳述することとする。
▲１▼ 脈波の測定データ読込処理（ステップＳ１）
ａ） Ａ／Ｄ変換器３を介して得られる橈骨動脈波形の時系列デジタル信号を内蔵の波形メモリ（図示略）に取り込む。
ｂ） 波形メモリへ取り込んだ橈骨動脈波形を”拍”毎に平均化して、１拍に対応した橈骨動脈波形（以下、平均波形と呼ぶ）を求める。
【００５０】
▲２▼ １回拍出量の測定データ読込処理（ステップＳ２）
１回拍出量データを、マイクロコンピュータ４内蔵の一時記憶メモリへ取り込む
▲３▼ パラメータ算出処理（ステップＳ３）
１拍に対応した橈骨動脈波形を表わす数式を求め、この数式に基づいて動脈系に対応した電気的モデルの各パラメータを算出する。
【００５１】
▲４▼ データ算出処理（ステップＳ４）
得られた循環動態パラメータから、大動脈起始部における脈波波形を求めるとともに、大動脈起始部における最高血圧値，最低血圧値，心筋負荷指数ＷＰ及び心臓の仕事量を算出する。
▲５▼ 出力処理（ステップＳ５）
得られた循環動態パラメータ，最高血圧値，最低血圧値，心筋負荷指数ＷＰ及び心臓の仕事量を出力装置６へ出力する。
【００５２】
［２］ 出力装置の詳細構成
次に、出力装置６の詳細について図１を参照して説明する。
実測血圧表示部６１は、橈骨動脈波形に基づいて実測された最高血圧、最低血圧および平均血圧を表示する。
【００５３】
中枢部推定血圧表示部６２は、後述する処理によって求められた中枢部の平均血圧Ｅ01、最高血圧Ｅm’、最低血圧Ｅoを表示する。
警告表示部６３は、横一列に配列された複数のＬＥＤによって構成されており、これらＬＥＤは、実測された最高血圧と中枢部の最高血圧Ｅm’との差に対応して点灯する。
【００５４】
すなわち、両者の差が±１０mmHg以下であれば、「NORMAL」の緑色のＬＥＤが点灯され、差が±１０mmHgを越えた場合は「CAUTION」の赤色のＬＥＤが点灯される。
【００５５】
パラメータ表示部６４は、マイクロコンピュータ４から静電容量Ｃc、電気抵抗Ｒc、インダクタンスＬ、静電容量Ｃ、電気抵抗Ｒp、左心室加圧時間ｔs、１拍の時間ｔp、１回拍出量ＳＶおよび心仕事量Ｗsが供給されると、これらのパラメータを表示する。なお、これらパラメータの詳細については後述する。
ＣＲＴディスプレイ６７は、橈骨動脈波形、左心室圧波形、大動脈圧波形等、各種の波形を表示する。
【００５６】
プリンタ６５は、プリント指令ボタン６６が押下されると、実測血圧表示部６１、中枢部推定血圧表示部６２、警告表示部６３、パラメータ表示部６４に表示された各種のデータと、ＣＲＴディスプレイ６７に表示された波形とを用紙にプリントアウトする。
【００５７】
心筋負荷指数表示部６８は、後述する処理によって求められた心筋負荷指数ＷＰを表示する。
ここで、警告表示部６３において警告表示を行う意義について説明する。
【００５８】
先に図２２〜図２４について説明したように、推定された大動脈圧波形と橈骨動脈波形の最高血圧差には３つのタイプがある。そして、脈波波形が第１のタイプ（図２２）である被験者は健康人である可能性が高く、第２および第３のタイプの場合は被験者が何らかの疾患を有している場合が多い。
【００５９】
例えば、第２のタイプ（図２３）は血流状態の異常に原因するもので、浮腫，肝腎疾患，呼吸器疾患，胃腸疾患，炎症性疾患などの疾患を有する可能性が高い。また、第３のタイプは、血管壁の緊張度の上昇に原因するもので、肝胆疾患，皮膚疾患，高血圧，疼痛性疾患などを有する可能性が高い。
【００６０】
そこで、本実施形態にあっては、最高血圧差が異常であると考えられる場合に、赤色のＬＥＤを点灯させて警告表示を行うこととしたものである。
なお、上記例にあっては、大動脈圧波形と橈骨動脈波形の最高血圧差に基づいて診断を行ったが、最高血圧差に代えて最低血圧差あるいは平均血圧差を用いてもよい。さらに、最高血圧差、最低血圧差および平均血圧差の全てを用いて診断を行ってもよいことは言うまでもない。
【００６１】
［３］ 五要素集中定数モデルについて
本第１実施形態では、動脈系の電気的モデルとして新たに「五要素集中定数モデル」を採用している。
この五要素集中定数モデルでは、人体の循環系の挙動を決定する要因のうち、特開平６−２０５７４７号（発明の名称：脈波解析装置）が開示する四要素集中定数モデルで採用されてい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），末梢部における血管のコンプライアンス（粘弾性），末梢部における血管抵抗（粘性抵抗）の４つのパラメータに、新たなパラメータとして大動脈コンプライアンスを追加し、これらの５つ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。なお、コンプライアンスとは血管の軟度を表わす量である。
【００６２】
図３（ａ）には、四要素集中定数モデルの回路図を示してあり、また、図３（ｂ）には、五要素集中定数モデルの回路図を示してある。以下、五要素集中定数モデルを構成する各素子と各パラメータの対応関係を示す。
静電容量Ｃc ：大動脈コンプライアンス〔cm5/dyn〕
電気抵抗Ｒc ：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の慣性 〔dyn・s2/cm5〕
静電容量Ｃ ：動脈系末梢部での血管のコンプライアンス〔cm5/dyn〕
電気抵抗Ｒp ：動脈系末梢部での血液粘性による血管抵抗〔dyn・s/cm5〕
【００６３】
ここで、電気回路内の各部を流れる電流ｉ，ｉp，ｉc，ｉsは、各々対応する各部を流れる血 流〔cm3/ｓ〕に相当する。中でも、電流ｉは大動脈血流であり、電流ｉsは左心室から拍出される血流である。また、入力電圧ｅは左心室圧〔dyn/cm2〕に相当し、電圧ｖ1は大動脈起始部の圧力〔dyn/cm2〕に相当する。さらに、静電容量Ｃの端子電圧ｖpは橈骨動脈部での圧力〔dyn/cm2〕に相当するものである。加えて、図３（ｂ）に示すダイオードＤは大動脈弁に相当するものであって、収縮期に相当する期間においてオン（弁が開いた状態）となり、拡張期に相当する期間ではオフ（弁が閉じた状態）となる。
【００６４】
後述するように、本第１実施形態においては、これら５つのパラメータを一度に算出してしまうのではなく、静電容量Ｃcを除くパラメータを前述の文献に開示されている四要素集中定数モデルを用いて算出した後に、静電容量Ｃcを決定するようにしている。そこで、まず、図３（ａ）に示す四要素集中定数モデルの挙動についての理論的説明を行うこととする。
【００６５】
同図（ａ）に示す四要素集中定数モデルにおいては、下記微分方程式が成立する。
ｖ1＝Ｒcｉ＋Ｌ（ｄｉ／ｄｔ）＋ｖp …（1）
ここで、電流ｉは、
ｉ＝ｉc＋ｉp＝Ｃ（ｄｖp／ｄｔ）＋（ｖp／Ｒp） …（2）
と表わすことができるから、式（1）は次式のように変形される。
ｖ1＝ＬＣ（ｄ2ｖp／ｄｔ2）＋｛ＲcＣ＋（Ｌ／Ｒp）｝（ｄｖp／ｄｔ）＋｛１＋（Ｒc／Ｒp）｝ｖp …（3）
【００６６】
周知のように、式（3）によって示される２次の定係数常微分方程式の一般解は、式（3）を満足する特殊解（定常解）と、次式の微分方程式を満足する過渡解の和によって与えられる。
０＝ＬＣ（ｄ2ｖp／ｄｔ2）＋｛ＲcＣ＋（Ｌ／Ｒp）｝（ｄｖp／ｄｔ）＋｛１＋（Ｒc／Ｒp）｝ｖp …（4）
【００６７】
次に、微分方程式（4）の解は次のようにして得られる。まず、微分方程式（4）の解として次式によって表わされる減衰振動波形を仮定する。
ｖp＝ｅｘｐ（ｓｔ） …（5）
式（5）を式（4）に代入すると、式（4）は次のように変形される。
［ＬＣｓ2＋｛ＲcＣ＋（Ｌ／Ｒp）｝ｓ＋｛１＋（Ｒc／Ｒp）｝］ｖp＝０…（6）
【００６８】
式（6）をｓについて解くと、
ｓ＝［−｛ＲcＣ＋（Ｌ／Ｒp）｝±√｛｛ＲcＣ＋（Ｌ／Ｒp）｝2−４ＬＣ｛１＋（Ｒc／Ｒp）｝｝］／２ＬＣ …（7）
となる。
式（7）において、
｛ＲcＣ＋（Ｌ／Ｒp）｝2＜４ＬＣ｛１＋（Ｒc／Ｒp）｝ …（8）
である場合には、第２項の根号√の中が負となり、ｓは以下のようになる。

【００６９】
ここで、減衰率をα，角周波数をωとしており、

である。そして、
Ａ1＝ＬＣ …（12）
Ａ2＝（Ｌ＋ＲcＲpＣ）／Ｒp …（13）
Ａ3＝（Ｒc＋Ｒp）／Ｒp …（14）
とおくと、式（10），式（11）は以下のように表わすことができる。
α＝（Ａ2／２Ａ1） …（15）
ω＝√｛（Ａ3／Ａ1）−α2｝ …（16）
【００７０】
このようにしてｓの値が確定し、微分方程式（4）を満足する解が得られる。
以上の知見に基づくことで、四要素集中定数モデルの応答波形に含まれる減衰振動成分を近似する式として、式（5）を用いることができる。
次に、大動脈起始部における圧力波形のモデリングを行う。一般に、大動脈起始部の圧力波形は図４の太線の如き波形であって、同図における時間ｔp は波形の１拍分の時間，時間ｔsは左心室の加圧時間である。四要素集中定数モデルでは、この圧力波形を図５に示す三角波で近似することにする。図５において近似波形の振幅と時間がＥo，Ｅm，ｔp，ｔp1で表わされるとすると、任意の時間ｔにおける大動脈圧ｖ1は以下の式で表わされる。ここで、Ｅoは最低血圧（拡張期血圧）、Ｅmは脈圧，（Ｅo＋Ｅm）は最高血圧（収縮期血圧），ｔpは１拍の時間、ｔp1は大動脈圧の立ち上がりから圧力が最低血圧値になるまでの時間である。
０≦ｔ＜ｔp1の区間：
ｖ1＝Ｅo＋Ｅm｛１−（ｔ／ｔp1）｝ …（17）
ｔp1≦ｔ＜ｔpの区間：
ｖ1＝Ｅo …（18）
【００７１】
そして、式（17），式（18）によって表わされる電圧ｖ1を図３（ａ）の等価回路へ入力した時の応答波形ｖp（即ち橈骨動脈波）は以下のようになる。
０≦ｔ＜ｔp1の区間：

ｔp1≦ｔ＜ｔpの区間：

【００７２】
ここで、Ｅminは、脈波検出装置１が測定する橈骨動脈波形における最低の血圧値（後述する 図１１を参照）である。
式（19）における右辺第３項および式（20）における右辺第２項が既述した式（5）の減衰振動成分であって、これらの項におけるαおよびωは式（15），式（16）により与えられている。なお、Ｂ，ｔb，Ｄm1，Ｄm2は後述する手順にしたがって算出される定数値である。
【００７３】
次に、式（19），式（20）の各定数のうち、既に確定したα，ω以外のものについて検討する。まず、式（17），式（19）を微分方程式（3）に代入すると、次式が得られる。

【００７４】
式（21）が成立するためには、以下の条件が必要となる。

【００７５】
なお、式（24）および（25）はαおよびωを拘束するものであるが、既に式（15），式（16）により得られたα，ωはこれらの式を満足する。
一方、式（18），式（20）を微分方程式（3）に代入すると、次式が得られる。

【００７６】
式（26）が成立するためには式（24），式（25）が成立することに加えて、次式が成立することが必要である。
Ｅo＝｛１＋（Ｒc／Ｒp）｝Ｅmin＝Ａ3Ｅmin …（27）
次に、微分方程式（3）が成立するための条件式（22）〜（25），式（27）に基づいて、式（19），式（20）の各定数を算定する。
【００７７】
まず、Ｅminは式（27）より次式のように得られる。
Ｅmin＝（ＥO／Ａ3） …（28）
また、式（23）よりＢは、
Ｂ＝（ｔbＥm）／（ｔp1Ａ3） …（29）
となる。また、式（22）に式（29）を代入して、ｔbについて解くと、
ｔb＝（ｔp1Ａ3＋Ａ2）／（Ａ3） …（30）となる。
【００７８】
さらに、残りの定数Ｄm1，Ｄm2，θ1，θ2は、橈骨動脈波形ｖpがｔ＝０，ｔp1，ｔpにおいて連続性を維持し得るような値、すなわち、下記に示す条件▲１▼〜▲４▼を満足する値が選ばれる。
▲１▼ 式（19）のｖp（ｔp1）と式（20）のｖp（ｔp1）とが一致すること
▲２▼ 式（20）のｖp（ｔp）と式（19）のｖp（０）とが一致すること
▲３▼ 式（19）および式（20）におけるｔ＝ｔp1の微分係数が一致すること
▲４▼ 式（19）のｔ＝０での微分係数と、式（20）のｔ＝ｔpでの微分係数が一致すること
【００７９】
すなわち、Ｄm1およびθ1は、
Ｄm1＝√（Ｄ112＋Ｄ122）／ω …（31）
θ1＝ｔａｎ-1（Ｄ11／Ｄ12） …（32）
なる値が選ばれる。ただし、
Ｄ11＝（ｖO1−Ｂ−Ｅmin）ω …（33）
Ｄ12＝（ｖO1−Ｂ−Ｅmin）α＋（Ｂ／ｔp）＋（ｉO1／Ｃ） …（34）
であり、ｖO1とｉO1はｔ＝０におけるｖpとｉcの初期値である。
【００８０】
また、Ｄm2およびθ2は、
Ｄm2＝√（Ｄ212＋Ｄ222）／ω …（35）
θ2＝ｔａｎ-1（Ｄ21／Ｄ22） …（36）
なる値が選ばれる。ただし、
Ｄ21＝（ｖO2−Ｅmin）・ω …（37）
Ｄ22＝（ｖO2−Ｅmin）・α＋（ｉO2／Ｃ） …（38）
であり、ｖO2とｉO2はｔ＝ｔp1でのｖpとｉcの初期値である。
【００８１】
このようにして、式（19），式（20）の各定数が得られた。
さて、式（16）の角周波数ωから逆算することにより、血管抵抗ＲCは、
Ｒc＝［Ｌ−２Ｒp√｛ＬＣ（１−ω2ＬＣ）｝］／ＣＲp …（39）
となる。ここで、Ｒcが実数でかつ正となる条件は、
｛４Ｒp2Ｃ｝／｛１＋（２ωＲpＣ）2｝≦Ｌ≦（１／ω2Ｃ） …（40）
である。
【００８２】
一般に、Ｒpは１０3［dyn・s/cm5］程度，Ｃは１０-4［cm5/dyn］程度であり、ωは脈波に重 畳している振動成分の角周波数であるから１０（rad/s）以上であるとみてよい。このため、式（40）の下限はほぼ１／（ω2Ｃ）と見なせる。そこで、簡略化のため、Ｌを近似的に、
Ｌ＝１／（ω2Ｃ） …（41）
とおくと、Ｒcは、
Ｒc＝Ｌ／（ＣＲp） …（42）
となる。
【００８３】
また、式（41），式（42）の関係より式（15）の減衰定数αは、
α＝１／（ＣＲp） …（43）
となる。
式（41）〜式（43）の関係を用いて、α，ω，Ｌによって四要素集中定数モデルの残りのパラメータを表わすと、
Ｒc＝αＬ …（44）
Ｒp＝（ω2Ｌ／α） …（45）
Ｃ＝１／（ω2Ｌ） …（46）
となる。これらの式（44）〜式（46）より、パラメータはα，ω，Ｌが得られることにより確定することが明らかである。
【００８４】
ここで、後述するようにα，ω，Ｂ，ｔbは橈骨動脈波の実測波形から得られ、Ｌは１回拍出量ＳＶに基づいて算出できる。以下に１回拍出量ＳＶに基づくＬの算出手順について説明する。
まず、大動脈起始部の圧力波の平均値Ｅ01は次式により与えられる。
Ｅ01＝｛Ｅoｔp＋（ｔp1Ｅm／２）｝／ｔp …（47）
一方、Ｒc，Ｒp，α，ω，Ｌの間には次式が成立する。
Ｒc＋Ｒp＝αＬ＋（ω2Ｌ／α）＝（α2＋ω2）Ｌ／α …（48）
【００８５】
そして、四要素集中定数モデルを流れる平均電流，すなわち平均値Ｅ01，を（Ｒc＋Ｒp）によって除算したものは、拍動により動脈を流れる血流の平均値（ＳＶ／ｔp）に相当するから、次式が成立する。

【００８６】
このようにして得られた式（49）をＬについて解くことにより、１回拍出量ＳＶからＬを求めるための式が次の通りに得られる。
Ｌ＝ α・｛Ｅoｔp＋（ｔp1Ｅm／２）｝／｛（α2＋ω2）ＳＶ｝ …（50）
なお、血流量を測定することにより式（49）中の平均電流（１／ｔp）｛Ｅoｔp＋（ｔp1Ｅm／２）｝に相当する値を求め、この結果に基づいてインダクタンスＬを算出してもよい。血流量を測定する装置としては、インピーダンス法によるもの，ドップラー法によるもの等が知られている。また、ドップラー法による血流量測定装置には、超音波を利用したもの，レーザを利用したもの等がある。
【００８７】
［４］ 循環動態パラメータの算出方法の原理説明
次に、五要素集中定数モデルに基づいた循環動態パラメータの算出方法の原理的な説明をおこなう。先に触れたように、循環動態パラメータの中のＲc，Ｒp，Ｃ，Ｌが、四要素集中定数モデルを用いて決定されるので、これらのパラメータをもとに静電容量Ｃcの値を決定する。そのために、図３（ｂ）における電流ｉ，電流ｉs，電圧ｖ1，電圧ｖp等を求める必要がある。
【００８８】
まず、左心室圧波形ｅを図４に示すような正弦波で近似する。すなわち、
ωs＝π／ｔs
とおいて、左心室圧波形ｅを次式で表わす。
ｅ＝Ｅm’ ｓｉｎωsｔ …（51）
ここで、Ｅm’は最高血圧であって、図５で言えば（Ｅm＋Ｅo）に相当する。以下、図４に示すように、時間ｔがｔ1≦ｔ＜ｔ2の収縮期とｔ2≦ｔ＜（ｔp＋ｔ1）の拡張期に場合分けして説明することとする。ここで、時刻ｔ1，時刻ｔ2は左心室圧波形と大動脈圧波形との交点における時刻である。
【００８９】
［４．１］ 収縮期
この場合、ｖ1＝ｅが成立するとともに、電圧ｖ1と電流ｉについてはそれぞれ式（1）と式（2）が成立する。したがって、式（1）〜式（3）と式（12）〜式（14），式（51）から、次に示す微分方程式が成立する。
Ａ1（ｄ2ｖp／ｄｔ2）＋Ａ2（ｄｖp／ｄｔ）＋Ａ3ｖp＝Ｅm’ｓｉｎωsｔ…（52）
【００９０】
そこでまず、四要素集中定数モデルと同様にして、この微分方程式の定常解ｖpstを求める。そのために、定常解ｖpstを次式のように仮定する。
ｖpst＝Ｅ1ｃｏｓωsｔ＋Ｅ2ｓｉｎωsｔ …（53）
式（53）を式（52）のｖpに代入して係数を比較することにより、次の２式が得られる。
（Ａ3・ωs2Ａ1）Ｅ1＋ωsＡ2Ｅ2＝０ …（54）
−ωsＡ2Ｅ1＋（Ａ3−ωs2Ａ1）Ｅ2＝Ｅm’ …（55）
【００９１】
これらの式を解くことにより、
Ｅ1＝（−ωsＡ2Ｅm’）／｛（ωsＡ2）2＋（Ａ3−ωs2Ａ1）2｝ …（56）
Ｅ2＝｛（Ａ3−ωs2Ａ1）Ｅm’｝／｛（ωsＡ2）2＋（Ａ3−ωs2Ａ1）2｝…（57）
が得られる。
【００９２】
次に、式（52）の微分方程式の過渡解ｖptrを求める。そのために、
ｖptr＝ｅｘｐ（λｔ）
とおいて、次式のｖpへ代入する。
Ａ1（ｄ2ｖp／ｄｔ2）＋Ａ2（ｄｖp／ｄｔ）＋Ａ3ｖp＝０ …（58）
これにより、次式が得られる。
Ａ1λ2＋Ａ2λ＋Ａ3＝０ …（59）
【００９３】
そこで、この式をλについて解くと次式が得られる。

【００９４】
ここで、｛Ａ2／（２Ａ1）｝2＜（Ａ3／Ａ1）とする（振動モード）と、次式が得られる。

【００９５】
このとき、
β1＝Ａ2／（２Ａ1） …（62）
ω1＝√（Ａ3／Ａ1−β12 …（63）
である。
【００９６】
ここで、さらに過渡解ｖptrを次式のように置く。
ｖptr＝（ａ1ｃｏｓω1ｔ＋ｊａ2ｓｉｎω1ｔ）ｅｘｐ（−β1ｔ）…（64）
すると、電圧ｖpは定常解と過渡解との和で表わされることから、式（53）と式（64）によって次式で与えられる。
ｖp＝（Ｅ1ｃｏｓωsｔ＋Ｅ2ｓｉｎωsｔ）＋（ａ1ｃｏｓω1ｔ＋ｊａ2ｓｉｎω1ｔ）ｅｘｐ（−β1ｔ）…（65）
【００９７】
また、電流ｉは、式（65）を式（2）へ代入することによって、次式のように得られる。

【００９８】
次に、ｔ＝ｔ1のときのｖp，ｉを各々ｖ02，ｉ0として次式の如く仮定する。
ｉ0＝Ｊ0＋（ａ1Ｊ1＋ｊａ2Ｊ2）ｅｘｐ（−β1ｔ1） …（68）
ｖ02＝Ｐ0＋（ａ1Ｐ1＋ｊａ2Ｐ2）ｅｘｐ（−β1ｔ1） …（69）
すると、式（65）〜式（69）より以下の式が成立する。
Ｊ0＝（Ｅ1／Ｒp＋ωsＣＥ2）ｃｏｓωsｔ1＋−ωsＣＥ1＋Ｅ2／Ｒp）・ｓｉｎωsｔ1 …（70）
Ｊ1＝｛（１−β1ＣＲp）／Ｒp｝ｃｏｓω1ｔ1−ω1Ｃｓｉｎω1ｔ1…（71）
Ｊ2＝ω1Ｃｃｏｓω1ｔ1＋｛（１−β1ＣＲp）／Ｒp｝ｓｉｎω1ｔ1…（72）
Ｐ0＝Ｅ1ｃｏｓωsｔ1＋Ｅ2ｓｉｎωsｔ1 …（73）
Ｐ1＝ｃｏｓω1ｔ1 …（74）
Ｐ2＝ｓｉｎω1ｔ1 …（75）
【００９９】
また、式（68）〜式（69）をａ1，ａ2について解くと、次のようになる。

【０１００】
さらに、式（71）〜式（75）から次式の関係が成立することがわかる。
Ｊ2Ｐ1−Ｊ1Ｐ2＝ω1Ｃ …（78）したがって、式（64）に式（76）〜式（77）を代入し、その際に式（78）を用いると、過渡解ｖptrとして次式が得られる。

【０１０１】
ここで、
Ｂ1tr＝ｖ02−Ｐ0 …（81）
ｔ’ ＝ｔ−ｔ1 …（82）
Ｂ2tr＝−｛（１−β1ＣＲp）（ｖ02−Ｐ0）−Ｒp（ｉ0−Ｊ0）｝／（ω1ＣＲp） …（83）
とおくと、
ｖptr＝（Ｂ1trｃｏｓω1ｔ’＋Ｂ2trｓｉｎω1ｔ’） ｅｘｐ（−β1ｔ’）…（84）
が得られる。
【０１０２】
結局、式（65）は次式のようになる。

【０１０３】
次に、前述した式（67）において
Ｄ1st＝（Ｅ1／Ｒp）＋ωsＣＥ2 …（86）
Ｄ2st＝−ωsＣＥ1＋（Ｅ2／Ｒp） …（87）
Ｄ1tr＝｛（１−β1ＣＲp）／Ｒp｝Ｂ1tr＋ω1ＣＢ2tr …（88）
Ｄ2tr＝−ω1ＣＢ1tr＋｛（１−β1ＣＲp）／Ｒp｝Ｂ2tr …（89）
とする。
【０１０４】
すると、電流ｉとしては、

が得られる。
【０１０５】
また、電流ｉsは、
ｉs＝Ｃc（ｄｖ1／ｄｔ）＋ｉ＝ωsＣcＥm’ｃｏｓωsｔ＋ｉ …（91）
として得られる。
【０１０６】
［４．２］ 拡張期
拡張期においては、ダイオードＤがオフとなって、左心室圧ｅがダイオードＤのカソード側の回路へ印加されなくなり、静電容量ＣCを流れる電流は、電流ｉと大きさが等しく、逆方向の電流となる。したがって、電圧ｖ1は上述した式（1）で表わされるとともに、電流ｉ，電流ｉcはそれぞれ以下の式で表わされる。
ｉ＝−Ｃc（ｄｖ1／ｄｔ） …（92）
ｉc＝Ｃ（ｄｖp／ｄｔ） …（93）
【０１０７】
したがって、電圧ｖpは、

となる。
【０１０８】
また、ｉ−ｉc＝ｉp＝ｖp／Ｒp であるから、
ｉ＝ｖp／Ｒp＋Ｃ（ｄｖp／ｄｔ） …（95）
となる。
【０１０９】
次に、式（1）に式（95）を代入して、得られた式の両辺を時間ｔで微分すると次式が得られ る。

【０１１０】
また、式（92）と式（95）から次式が導かれる。
ｄｖ1／ｄｔ＝−｛ｖp／Ｒp＋Ｃ（ｄｖp／ｄｔ）｝／Ｃc …（97）
そして、式（96）と式（97）から次式が得られる。

【０１１１】
したがって、この式を変形すると次式が得られる。
（ｄ3ｖp／ｄｔ3）＋Ａ1’（ｄ2ｖp／ｄｔ2）＋Ａ2’（ｄｖp／ｄt）＋Ａ3’ｖp＝０ …（99）
ここで、
Ａ1’＝（Ｌ＋ＣＲcＲp）／（ＬＣＲp） …（100）
Ａ2’＝（ＣcＲc＋ＣcＲp＋ＣＲp）／（ＬＣcＣＲp） …（101）
Ａ3’＝１／（ＬＣcＣＲp） …（102）
【０１１２】
次に、ｖp＝ｅｘｐ（λｔ）とおいて、これを式（99）へ代入すると次式が得られる。
（λ3＋Ａ1’λ2＋Ａ2’λ＋Ａ3’）ｅｘｐ（λｔ）＝０ …（103）
さらに、以下のような定義をおこなう。
ｐ＝（Ａ1’2／９）−（Ａ2’／３） …（104）
ｑ＝−Ａ1’3／２７＋（Ａ1’Ａ2’）／６−Ａ3’／２ …（105）
ｕ＝｛ｑ＋√（ｑ2−ｐ3）｝1/3 …（106）
ｖ＝｛ｑ−√（ｑ2−ｐ3）｝1/3 …（107）
α’＝−（ｕ＋ｖ）＋Ａ1’／３ …（108）
β2＝（ｕ＋ｖ）／２＋Ａ1’／３ …（109）
ω2＝（ｕ−ｖ）√（３）／２ …（110）
λ1＝−α’ …（111）
λ2＝−β2＋ｊω2 …（112）
λ3＝−β2−ｊω2 …（113）
なお、（ｑ2−ｐ3）＞０であれば振動モードである。
【０１１３】
そして、電圧ｖpをさらに次式のように仮定する。

【０１１４】
すると、式（95）へ式（114）を代入することにより、電流ｉは次式のように変形される。

【０１１５】
ここで、
ｇ0＝（１−α’ＣＲp）／Ｒp …（116）
ｇ1＝（１−β2ＣＲp）／Ｒp …（117）
ｇ2＝（ω2ＣＲp）／Ｒp …（118）
【０１１６】
したがって、電圧ｖ1は式（115）から次式のようになる。

【０１１７】
ここで、
ｆ0＝ｇ0／（α’Ｃc） …（120）
ｆ1＝（β2ｇ1−ω2ｇ2）／｛（β22＋ω22）Ｃc｝ …（121）
ｆ2＝（ω2ｇ1＋β2ｇ2）／｛（β22＋ω22）Ｃc｝ …（122）
次に、計算の簡略化を図るために、以後の説明においては、図４に示す時刻ｔ2をｔ＝０とおくことにする。そして、ｔ＝０における電圧ｖ1，電圧ｖp，電流ｉを各々ｖ01，ｖ02，ｉ0とすると、これらは式（119），式（114），式（115）のｔをｔ＝０とおくことで以下のように得られる。
ｖ01＝ｆ0ｂ1＋（ｆ1＋ｊｆ2）ｂ2＋（ｆ1−ｊｆ2）ｂ3 …（123）
ｖ02＝ｂ1＋ｂ2＋ｂ3 …（124）
ｉ0＝ｇ0ｂ1＋（ｇ1＋ｊｇ2）ｂ2＋（ｇ1−ｊｇ2）ｂ3 …（125）
【０１１８】
次に、式（114）における第２項と第３項を変形することで、電圧ｖp は次式のようになる。

【０１１９】
ここで、

であって、
ｋ1＝ｖ01−ｆ0ｖ02 …（130）
ｋ2＝ｉ0−ｇ0ｖ02 …（131）
ｋ3＝ｇ1−ｇ0 …（132）
ｋ4＝ｆ1−ｆ0 …（133）
である。
【０１２０】
次いで、式（126）のｖp を式（2）へ代入することにより、電流ｉは以下のようになる。

ここで、
Ｄ0＝｛（１−α’ＣＲp）／Ｒp｝Ｂ0 …（135）
Ｄ1＝｛（１−β2ＣＲp）／Ｒp｝Ｂ1＋ω2ＣＢ2 …（136）
Ｄ2＝−ω2ＣＢ1＋｛（１−β2ＣＲp）／Ｒp｝Ｂ2 …（137）
【０１２１】
したがって、式（134）から電圧ｖ1は、

となる。ここで、
Ｈ0＝Ｄ0／（α’Ｃc） …（139）
Ｈ1＝（β2Ｄ1＋ω2Ｄ2）／｛（β22＋ω22）Ｃc｝ …（140）
Ｈ2＝（−ω2Ｄ1＋β2Ｄ2）／｛（β22＋ω22）Ｃc｝ …（141）
【０１２２】
上述したように、以上の説明では時刻ｔ2をｔ＝０としていた。そこで、時間スケールを合わせるために、ｔ→（ｔ−ｔ2）の置き換えを行う。これにより、電圧ｖ1，電圧ｖp，電流ｉは各々式（138），式（126），式（134）から以下のように求められる。

【０１２３】
ここで、
Ｈm＝√（Ｈ12＋Ｈ22） …（145）
φ21＝ｔａｎ-1（Ｈ1／Ｈ2） …（146）
Ｂm＝√（Ｂ12＋Ｂ22） …（147）
φ22＝ｔａｎ-1（Ｂ1／Ｂ2） …（148）
Ｄm＝√（Ｄ12＋Ｄ22） …（149）
φ23＝ｔａｎ-1（Ｄ1／Ｄ2） …（150）
【０１２４】
ちなみに、拡張期における電流ｉsは「０」である。
次いで、１回拍出量ＳＶの理論値を求める。１回拍出量ＳＶは、収縮期における電流ｉsの面積で与えられることから、式（91）で示す電流ｉsを時刻ｔ1〜時刻ｔ2について積分することによって得られる。すなわち、

【０１２５】
［５］脈波解析装置の動作
次に、本実施形態による脈波解析装置の動作を図６ないし図１２を参照して説明する。
図６〜図１０に、第１実施形態における脈波解析装置の動作を示すフローチャートを示す。
【０１２６】
また、図１１に、上述した平均化処理により得られる平均波形の波形図を示す。
さらに図１２に、後述するパラメータ算出処理により得られる橈骨動脈波形と、平均化処理により得られた平均波形とを対比した波形図を示す。
以下、これらの図を参照して動作説明を行うこととする。
【０１２７】
▲１▼ 脈波の測定データ読込処理（ステップＳ１）
（ａ） 脈波読取処理
循環動態パラメータの評価を行うに際して、被験者の診断を担当する診断者は、図２に示すようにカフ帯Ｓ１及び圧力センサＳ２を被験者に装着させ、測定開始のコマンドをキーボード５から入力する。マイクロコンピュータ４はこのコマンドに応答して、脈波の測定指示を脈波検出装置１へ送出する。
この結果、脈波検出装置１が橈骨動脈波を検出して、この橈骨動脈波を表わす時系列デジタル信号をＡ／Ｄ変換器３が出力する。マイクロコンピュータ４は、このデジタル信号を一定時間（約１分間）にわたって内蔵の波形メモリへ取り込む。このようにして、波形メモリには複数拍分の橈骨動脈波形が取り込まれる。
【０１２８】
（ｂ） 平均化処理
次に、マイクロコンピュータ４は、複数拍分の橈骨動脈波形を１拍毎ごとに重ね合わせ、上記の一定時間における１拍当たりの平均波形を求める。そして、この平均波形を橈骨動脈波形の代表波形として内蔵メモリへ格納する。このようにして作成された平均波形の代表波形Ｗ１を、図１１に例示する。
【０１２９】
▲２▼ １回拍出量データ取込処理（ステップＳ２）
次いで、マイクロコンピュータ４は１回拍出量測定器２へ１回拍出量の測定指示を送る。この結果、１回拍出量測定器２が被験者の１回拍出量を測定し、その測定結果がマイクロコンピュータ４によって内蔵の一時記憶メモリへ取り込まれる。
【０１３０】
▲３▼ パラメータ算出処理（ステップＳ３）
つぎに、四要素集中定数モデルに基づいて、五要素集中定数モデルを構成する５つの循環動態パラメータのうち、静電容量Ｃcを除く４つの循環動態パラメータの決定を行う。
【０１３１】
マイクロコンピュータ４は、図７〜図８に示すパラメータ算出処理ルーチンを実行する。その際、当該ルーチンの実行に伴って、図９に示すα，ω算出処理ルーチンが実行され（ステップＳ１０９、Ｓ１１７）る。また、当該α，ω算出処理ルーチンの実行に伴って、図１０に示すω算出ルーチンが実行される（ステップＳ２０３）。
【０１３２】
以下、これらのルーチンの処理内容について説明する。
まず、マイクロコンピュータ４は、図１１に示すごとき橈骨動脈の平均波形について、血圧が最大となる第１ポイントＰ１に対応する時間ｔ1’と血圧値ｙ1，第１ポイントの後に血圧が一旦落込む第２ポイントに対応する時間ｔ2’と血圧値ｙ2，２番目のピーク点である第３ポイントＰ３に対応する時間ｔ3’と血圧値ｙ3，１拍分の時間ｔp，最低血圧値Ｅmin（上述した式（3）と式（4）の第１項に相当する）を求める（ステップＳ１０１）。
【０１３３】
なお、脈波が”なだらか”であって第２ポイントＰ２や第３ポイントＰ３を区別するのが困難であれば、第２ポイントと第３ポイントの時間を各々ｔ2’＝２ｔ1’、ｔ3’＝３ｔ1’と想定する。
次に、処理を簡略化するために、図１３に示すＡ点の血圧値ｙ0を用いて血圧値ｙ1〜ｙ3の正規化処理を行い（ステップＳ１０２，Ｓ１０３）、Ｂ点の値を（ｙ0／２）−０．１に初期設定する（ステップＳ１０４）。
【０１３４】
次いで、以下の手順に従ってＢ，ｔb，α，ωの最適値を決定する。
（ａ） まず、Ｂを
「（ｙ0／２）〜ｙ0」
の範囲で変化させ、同時に、ｔbを
「（ｔp／２）〜ｔp」
の範囲で変化させる。その際、Ｂとｔbは何れも＋０．１間隔で変化させるようにする。そして、Ｂ及びｔbの各々について、
｜ｖp（ｔ1’）−ｙ1｜，
｜ｖp（ｔ2’）−ｙ2｜，
｜ｖp（ｔ3’）−ｙ3｜
が最小となるα，ωを求める。
【０１３５】
（ｂ） （ａ）において求めたＢ，ｔb，α，ωの中で
｜ｖp（ｔ1’）−ｙ1｜，
｜ｖp（ｔ2’）−ｙ2｜，
｜ｖp（ｔ3’）−ｙ3｜
が最小となるＢ，ｔb，α，ωを求める。
【０１３６】
（ｃ） （ｂ）において求めたＢ，ｔbを基準にして、Ｂについては
Ｂ±０．０５，
ｔbについては
ｔb±０．０５
の範囲で、上記の（ａ），（ｂ）の処理を再実行する。
【０１３７】
（ｄ） 上記（ａ）〜（ｃ）の処理の際、αは３〜１０の範囲を０．１間隔で変化させ、各αについて最適なωを算出する。
またωは、各αにおいて、
ｄｖp（ｔ2’）／ｄｔ＝０
となる点について二分法を用いて求める（図１０のフローチャートを参照）。
【０１３８】
なお、上記の各処理におけるｖpの値の演算に際して、式（33）の初期値ｖo1は零とする。
以上のような処理によって、Ｂ，ｔb，α，ωが最終的に決定される。
【０１３９】
（ｅ） ｔp1，Ｅm，Ｅoを式（28）〜式（30），式（44）〜式（46）に基づいて算出する（ステップＳ１２３、Ｓ１２４）。
（ｆ） 式（50）を用いて、測定した１回拍出量ＳＶをもとにＬの値を算出し（ステップＳ１２５）、残りのパラメータＲc，Ｒp，Ｃを式（44）〜式（46）から求める（ステップＳ１２６）。
【０１４０】
次に、五要素集中定数モデルに基づいて、最後の循環動態パラメータである静電容量Ｃcを決定する。
その際、１回拍出量ＳＶの計算値と実測値が一致するように静電容量Ｃcを決定する方法と、計算脈波の最低血圧と実測脈波の最低血圧とが一致するように静電容量Ｃcを決定する方法とが考えられる。そこで、各々の方法について場合を分けて説明する。
【０１４１】
▲３▼−１ １回拍出量ＳＶの計算値と実測値とが一致するように静電容量Ｃc（大動脈コンプライアンス）を決定する方法
最初に、１回拍出量ＳＶの計算値と実測値とが一致するように静電容量Ｃcを決定するための具体的な方法について説明する。
まず初めに、静電容量Ｃcの値を、四要素集中定数モデルにより算出した静電容量Ｃをもとに、次式のように推定する。また、その他の循環動態パラメータ，すなわちＲc，Ｒp，Ｃ，Ｌの値は、四要素集中定数モデルで得られたものを用いる。
Ｃc＝１０・Ｃ …（153）
次いで、これらの循環動態パラメータを用いて、１回拍出量ＳＶの計算値を式（152）によって算出する。
【０１４２】
その際、左心室加圧時間ｔsは、四要素集中定数モデルによって得られた１拍の時間ｔpから、次式によって推定することとする。
ｔs＝（１．５２−１．０７９ｔp）ｔp …（154）
この関係式は、心エコーで左心室の収縮時間を測定した結果から得られた実験式であって、図１４に示すように、相関係数としては−０．８８２が得られている。また、最高血圧Ｅm’については、四要素集中定数モデルにより得られた値を用いる（式（22），式（28）を参照）。
【０１４３】
また、時刻ｔ1，時刻ｔ2に関しては、左心室内圧＝大動脈圧の関係から求めることができる。さらに、前述したようにｖ02とｉ0はｔ＝ｔ1におけるｖp，ｉの値であるから、式（85），式（90）に存在するｔへｔ1を代入することで、ｖ02とｉ0を得ることができる。
次に、上記のようにして求めた１回拍出量ＳＶ計算値が、１回拍出量測定器２から取り込んだ測定値と一致するように静電容量Ｃcの値を決定する。すなわち、静電容量Ｃcの値を式（153）で求めた初期値から所定の範囲内で変化させてゆく。そして、１回拍出量の測定値と、各静電容量Ｃcの値から計算された計算値とを比較して、測定値の整数部分と計算値の整数部分が一致するかどうかを調べる。もし整数部分に一致が見られれば、測定値と計算値とが一致したものと見なし、静電容量Ｃcが決定されてパラメータ算出処理が終了する。
【０１４４】
一方、静電容量Ｃcの値を調整しただけでは１回拍出量の測定値と計算値に一致が見られない場合には、調整した静電容量Ｃcの値の中で、１回拍出量の測定値と計算値との差分が最小であった静電容量Ｃcの値を最終的な値とする。次いで、最高血圧Ｅm’の値を±３ｍｍＨｇの範囲内で１ｍｍＨｇ毎に変化させて、上記と同様に１回拍出量の測定値と計算値との一致の有無を調べる。もし、一致が見られる最高血圧Ｅm’が存在すれば、その値を最終的な最高血圧Ｅm’として、パラメータ算出処理を終える。
【０１４５】
他方、最高血圧Ｅm’の値を調整しても、まだ１回拍出量の測定値と計算値に一致が見られない場合には、さらに抵抗Ｒpの値を調整する。そこで、調整した最高血圧値Ｅm’の値の中で、１回拍出量の測定値と計算値との差分が最小であった最高血圧値Ｅm’の値を最終的な値とする。次いで、抵抗Ｒpを例えば１０［dyn・s/cm5］刻みで増減させて、１回拍出量の測定値と計算値との差分が最も小さい値を最終的な抵抗Ｒpの値に決定する。
【０１４６】
以上説明した過程を実現するフローチャートの一例を図３１に示す。なお、プログラム中で所定の範囲内で変動されるパラメータに対しては、元々のパラメータ名に対して下添字の「ｖ」を付けた。
【０１４７】
▲３▼−２ 計算脈波の最低血圧と実測脈波の最低血圧とが一致するように静電容量Ｃcを決定する方法
次に、計算脈波の最低血圧と実測脈波の最低血圧とが一致するように静電容量Ｃcを決定する方法について説明する。
この場合において、従来は、収縮期時間ＱＴを初期値として用いて静電容量Ｃcを決定していた。
【０１４８】
この初期値として用いる収縮期時間ＱＴの算出方法としては、従来は、被験者の心電図より収縮期時間ＱＴを予め求めたり、心電図あるいは脈波波形より得た心拍数ＨＲから収縮期時間ＱＴを求める回帰式を用いて算出したりしていた。
そして、この予め得られた収縮期時間ＱＴに対して、左心室加圧時間ｔsvを「ＱＴ＋０．１〔sec〕」〜「ＱＴ＋０．２〔sec〕」の範囲で「０．０１〔sec〕」間隔で変化させ、同時に最高血圧Ｅmv’を「Ｅo＋Ｅm−２０〔ｍｍＨｇ〕」〜「Ｅo＋Ｅm＋２０〔ｍｍＨｇ〕」の範囲で「１ｍｍＨｇ」間隔で変化させる、すなわち、これら左心室加圧時間ｔsvおよび最高血圧Ｅmv’の各々に対して、４５１通りの組合せが想定され、これら各組合せにおいて、計算脈波の最低血圧と実測脈波の最低血圧とが一致するような静電容量Ｃcが計算する構成としていた。
【０１４９】
しかしながら、上記従来の心電図から収縮期時間ＱＴを求める方法においては、予め心電図を採取する必要があり、装置構成が大型化、複雑化してしまうという問題点があった。
また、心拍数ＨＲから回帰式を用いて収縮時間ＱＴを求める方法においては、正確な回帰式を求めることが困難であるという問題点があった。
【０１５０】
図３３に、一般的な脈波波形を示す。
ところで、脈波波形は、心臓の収縮・拡張によって生じる血液流の脈動を末梢部で測定したものであるから、その波形形状には、心臓の動きが反映されている。図中のＥＥＤ（Estimated Ejection Duration）は概略駆出期間と呼ばれ、１回の心拍中に心臓から血液が流れ出る時間、ひいては、収縮期時間ＱＴに対応している。
【０１５１】
そこで、本実施形態においては、この収縮期時間ＱＴに代えて、概略駆出時間ＥＥＤ（Estimated Ejection Duration）を用い、この概略駆出時間ＥＥＤに対して、左心室加圧時間ｔsvを「ＥＥＤ＋０．１〔sec〕」〜「ＥＥＤ＋０．２〔sec〕」の範囲で「０．０１〔sec〕」間隔で変化させ、同時に最高血圧Ｅmv’を「Ｅo＋Ｅm−２０〔ｍｍＨｇ〕」〜「Ｅo＋Ｅm＋２０〔ｍｍＨｇ〕」の範囲で「１ｍｍＨｇ」間隔で変化させる。
【０１５２】
すなわち、これら左心室加圧時間ｔsvおよび最高血圧Ｅmv’の各々に対して、４５１通りの組合せが想定されることになる。これら各組合せにおいて、計算脈波の最低血圧と実測脈波の最低血圧とが一致するような静電容量Ｃcが計算される。
この結果、各被験者自身の末梢部における圧脈波波形によるＥＥＤを用いて循環動態をパラメータを求めることができるため、心電計が不要となるなど装置構成を簡略化でき、被験者の循環動態を反映したより正確な循環動態パラメータを算出することができるのである。
【０１５３】
次に、各組合せにおける計算脈波のサンプリング値をＰ1（ｔ）とし、実測脈波のサンプリング値をＰ2（ｔ）としたとき、各組合せにおける波形平均誤差εは下式により求まる。そして、波形平均誤差εが最も小さい場合における静電容量Ｃc（大動脈コンプライアンス）が採用される。以上説明した過程を実現するフローチャートの一例を図３２に示す。
ε＝Σt=0tp（｜Ｐ2（ｔ）−Ｐ2（ｔ）｜）／（Ｎ） …（155）
【０１５４】
以上のようにして、１回拍出量の測定値と計算値が一致する循環動態パラメータが全て決定されたことになる。
ここで、３２歳の男性を被験者とした場合について橈骨動脈波形から算出した循環動態パラメータ等の値を以下に示す。
静電容量Ｃc ＝ ０．００１２１３〔cm5/dyn〕
電気抵抗Ｒc ＝ ９８．７６８〔dyn・s/cm5〕
インダクタンスＬ ＝ １５．９３０〔dyn・s2/cm5〕
静電容量Ｃ ＝ ０．０００１２４１〔cm5/dyn〕
電気抵抗Ｒp ＝ １３００．０５８〔dyn・s/cm5〕
左心室加圧時間ｔs ＝ ０．４９６〔s〕
１拍の時間ｔp ＝ ０．８９６〔s〕
１回拍出量ＳＶ ＝ ８３．６〔cc/拍〕
最高血圧Ｅm’ ＝ １１７．４４〔mmHg〕
また、図１２に示す通り、算出したパラメータから求めた橈骨動脈の計算波形と実測波形とは良く一致していることがわかる。
【０１５５】
▲５▼ データ算出処理（ステップＳ４）
さらに、循環動態パラメータＬ，Ｃ，Ｃc，Ｒc，Ｒpの値等をもとにして、大動脈圧波形が求められる。すなわち、収縮期にあっては式（51）を用い、拡張期にあっては式（142）を用いることにより、電圧ｖ1の波形を１拍分（すなわち、時刻０〜時刻ｔp或いは時刻ｔ1〜時刻（ｔ1＋ｔp））だけ計算する。
【０１５６】
そして、次に、得られた大動脈起始部の波形の時刻ｔ1における値をこれらの式から算出して、その算出結果を最低血圧値Ｅoとする。
次に先に求めた最高血圧値Ｅm‘に心拍数HR（＝６０／ｔp）を乗じることにより、心筋負荷指数ＷＰを算出する。

【０１５７】
▲６▼ データ出力処理（ステップＳ５）
次にマイクロコンピュータ４は、パラメータ算出処理により得られた循環動態パラメータＬ，Ｃ，Ｃc，Ｒc，Ｒpを出力装置６へ出力し、出力装置上に表示する。
また、得られた計算波形を出力装置６へ出力して大動脈圧波形の表示を行う。さらに最高血圧値Ｅm’、心筋負荷指数ＷＰを最低血圧値Ｅoと一緒に出力装置６へ送出して、これらの値を出力装置６上に表示させる。
【０１５８】
［６］ 第１実施形態のまとめ
ところで、従来の血圧測定装置では、橈骨動脈部，上腕部等の末梢側において血圧を測定しており、心臓の負担を間接的に測定する手法であると言える。ところが、心臓の負担の変化が末梢側の血圧に反映されているとは限らないのであって、心臓の負担を末梢側で見るということは、必ずしも的確なものとは言えない。
【０１５９】
このようなことから、本第１実施形態では、とりわけ中枢部の血圧波形が心臓の負担を見る上で重要であることに着目し、大動脈起始部（動脈系の中枢部）の血圧波形を末梢側で測定した脈波波形から推定して求めるようにしている。そして、推定された大動脈圧波形から、大動脈起始部における最高血圧値，最低血圧値並びに心筋負荷指数ＷＰを算出すれば、これらの値が心臓の負担を直接的に表わす指標となりうる。
【０１６０】
このように、本実施形態によれば、各種の循環動態パラメータとともに、中枢側の最高血圧，最低血圧，心筋負荷指数、大動脈圧波形を診断者や被験者に対して示すことができる。
【０１６１】
なお、式（51）は左心室圧波形そのものを示すことから、中枢部における圧波形として、上述した大動脈圧波形の代わりに左心室圧波形を出力装置６へ表示させるようにしても良い。
【０１６２】
第２実施形態
上記第１実施形態では、橈骨動脈波形と１回拍出量から循環動態パラメータの各値を算出することとした。しかるに、上述したように、１回拍出量の検出を行うには、被験者がカフ帯Ｓ１を装着する必要があるため、被験者にとって煩わしいものと言える。
【０１６３】
そこで、本第２実施形態では、橈骨動脈波形の形状によって大動脈圧が変化するという現象に着眼して、波形の形状をひずみ率で代表させて中枢側の血圧値等を推定するものである。すなわち、本実施形態では、橈骨動脈波形から得られるひずみ率ｄをもとにして循環動態パラメータを導出する。
【０１６４】
まず、マイクロコンピュータ４は、第１実施形態と同様にして、▲１▼脈波読み取り処理と▲２▼平均化処理を実施して、橈骨動脈波形の１拍分の平均波形を求める。次に、この平均波形に対して周知のＦＦＴ（高速フーリエ変換）処理を施すことによって、脈波のフーリエ解析を行う。そして、解析の結果として得られた周波数スペクトルから、基本波の振幅Ａ1，第２高調波の振幅Ａ2，第３高調波の振幅Ａ3，…，第ｎ高調波の振幅Ａnを求める。なお、ｎ（ｎは自然数）の値は、高調波の振幅の大きさを考慮して適宜決定するものとする。そして、これらの振幅値をもとにして、次式で定義されるひずみ率ｄを算出する。
ひずみ率ｄ＝（Ａ22＋Ａ32＋…＋Ａn2）1/2／Ａ1 …（156）
【０１６５】
次いで、得られたひずみ率ｄから循環動態パラメータを推定する。推定にあたっては、橈骨動脈波形のひずみ率と循環動態パラメータの各値の間に相当程度の相関関係があるという知見に基づいて行う。すなわち、予め多数の被験者についてひずみ率ｄと循環動態パラメータとを測定して、ひずみ率と各循環動態パラメータの間の関係式を導出しておく。ここで、ひずみ率ｄと循環動態パラメータＲC，Ｒp，Ｌ，Ｃの測定結果との相関関係の一例を、図２５〜図２８に示しておく。なお、大動脈コンプライアンスＣCに関しては図示していないが、他の四つのパラメータと同様に相関係数と関係式を求めることができる。
【０１６６】
そして、上記の式（156）で算出したひずみ率ｄと図２５〜図２８に各々図示した関係式に基づいて、循環動態パラメータＲc，Ｒp，Ｌ，Ｃ，Ｃcを計算する。
次いで、第１実施形態における▲５▼および▲６▼の出力処理と同様にして、算出した循環動態パラメータから、大動脈圧波形の１拍分の波形を求めるとともに、大動脈起始部における最低血圧値Ｅo、最高血圧値Ｅm‘及び心筋負荷指数ＷＰを算出して、これらを出力装置６上へ表示させる。
【０１６７】
第３実施形態
本第３実施形態は、大動脈起始部における最高血圧値、最低血圧値あるいは心筋負荷指数ＷＰに加え、上記のようにして求めた大動脈起始部の血圧波形から、心臓の仕事量（以下、心仕事量と呼ぶ）を算出して、これを表示させるものである。
【０１６８】
この心仕事量は、心臓の負担を表わす１指標であって、１回拍出量と大動脈圧との積で定義され、１分あたりの心拍出量を仕事量に換算したものである。
ここで、１回拍出量は、１回の拍動で心臓から送り出される血流量で定義され、心臓から出る血流波形の面積に相当するものである。この１回拍出量は、大動脈圧波形の収縮期の面積と相関があり、大動脈圧波形に対して収縮期面積法を適用することで１回拍出量を求めることができる。
【０１６９】
すなわち、まず、心臓の収縮期に対応する部分の脈波波形の面積Ｓを算出する。これを図２９の脈波波形で説明すると、脈波の立ち上がりの部分から窪み（ノッチ）に至る領域の面積，即ち同図でハッチングを付した部分が、面積Ｓに相当する。次いで、所定の定数をＫとすると、１回拍出量ＳＶを次式によって算出することができる。
１回拍出量ＳＶ［ｍｌ］＝面積Ｓ［ｍｍＨｇ・ｓ］×定数Ｋ
【０１７０】
一方、心拍出量は、心臓から１分間に送り出される血流量で定義される。したがって、心拍出量は１回拍出量を１分間に換算することで得られる。すなわち、心拍出量は、１回拍出量と心拍数の積によって求められる。
本実施形態では、第１実施形態又は第２実施形態の▲５▼の出力処理において、マイクロコンピュータ４が、算出された左心室圧波形をもとに心仕事量を算出して出力装置６へ表示する。その他の処理は、第１実施形態或いは第２実施形態と同じであり、その説明は省略する。
【０１７１】
ここで、マイクロコンピュータ４は、以下に示す手順によって心仕事量Ｗsを算出する。
まず、ｗsをｅ・ｉsで定義すると、これは式（51），式（90），式（91）から次式のように算出される。

【０１７２】
ここで、式（157）における第１項，第２項，第３項をそれぞれｗ1，ｗ2，ｗ3とすると、各々は以下の式のように変形される。

【０１７３】
次に、式（82）より

とおき、
ωsｔ−ω1ｔ’＝（ωs−ω1）ｔ＋ω1ｔ1＝ωbｔ＋Φ …（165）
とおく。
【０１７４】
すなわち、
ωa＝ωs＋ω1 …（166）
ωb＝ωs−ω1 …（167）
Φ ＝ω1ｔ1 …（168）
である。
【０１７５】
すると、式（163）は次式のようになる。

【０１７６】
次に、Ｗ1，Ｗ2，Ｗ3をそれぞれ以下のように定義し、式（161），式（162），式（169）から以下の式を導出する。

【０１７７】
仕事量Ｗsは、上記のＷ1，Ｗ2，Ｗ3の総和を”分”あたりに換算して得られることから、最終的に次式で表わされる。
Ｗs＝（Ｗ1＋Ｗ2＋Ｗ3）×１０-7×６０／ｔp〔Ｊ／分〕 …（176）
大動脈起始部における最高血圧値，最低血圧値及び心筋負荷指数ＷＰに加えて、以上説明したような心仕事量を表示する意味は次のようなものである。
【０１７８】
大動脈圧波形をもとに上述した心仕事量を求めることで、心臓の負担を表わす指標として、大動脈起始部の最高血圧値，最低血値値あるいは心筋負荷指数ＷＰとは別の有用な指標を提供することも可能となる。
ここで、心仕事量を算出することによる意義について以下に例を挙げて説明することとする。
【０１７９】
いま、患者へ降圧剤を投与して高血圧の治療を行う場合を考えてみる。通常、薬が効いているのであれば、橈骨動脈部で測定される最高血圧値，最低血圧値に変化が現れて薬の効果を確認することができる。
ところが、最高血圧値，最低血圧値に変化が見られない場合であっても、実際には薬が効いていて、心臓の負荷自体は軽くなっていることがある。
これは、降圧剤の役割としては動脈系のどこかで心臓の負荷を小さくしていれば良く、必ずしも橈骨動脈部における血圧が下がっている必要はないからである。
【０１８０】
このように、橈骨動脈部等の動脈系の末梢部における血圧値に顕著な変化が見られない場合であっても、大動脈起始部の血圧波形から求めた心仕事量を算出することで、真の心臓の負担を知ることが可能となるのである。
ところで、このような心臓の負担の変化は、大動脈起始部の血圧波形を子細に検討することで見い出せるのではあるが、心仕事量を算出することによって微妙な波形の変化を定量的に表現できるようになるのである。
【０１８１】
したがって、最高血圧値や最低血圧値ばかりでなく、心筋負荷指数ＷＰ及び心仕事量を求めてこれを表示することによって、降圧剤療法の評価をいっそうきめ細かく行うことが可能となるのである。
図２２〜図２４に上述した第１ないし第３のタイプの各脈波形状について心仕事量を算出した結果を示す。
【０１８２】
第４実施形態
以上の第１ないし第３実施形態においては、心筋負荷指数ＷＰを算出するに際しては、常に大動脈起始部血圧及び検出した心拍数に基づいていたが、本第４実施形態は末梢部血圧と大動脈起始部血圧との差を無視することが可能な心拍数範囲では、大動脈起始部血圧に代えて末梢部血圧を用い、末梢部血圧と大動脈起始部血圧との差を無視することができない心拍数範囲では、大動脈起始部血圧を用いることにより、全体として演算処理の軽減を図るための実施形態である。
【０１８３】
一般に心拍数が増加すると、大動脈起始部血圧と末梢部血圧との差は大きくなることが知られている。
そこで本第４実施形態においては、心拍数の変動範囲が所定の基準心拍数変動範囲内である場合には、末梢部血圧（最高血圧）及び検出した心拍数を用いて心筋負荷指数ＷＰを求め、心拍数の変動範囲が基準心拍数変動範囲以上となった場合には、大動脈起始部血圧（最高血圧）及び検出した心拍数を用いて心筋負荷指数を求めることとした。
【０１８４】
より具体的には、安静時におけるヒトの心拍数（もちろん、個人差を有する）である基準心拍数に対する心拍数変動は、±１０［％］程度である。
従って、例えば、実際の心拍数変動が安静時の基準心拍数に対して±１０［％］未満であるならば、末梢部血圧と大動脈起始部血圧との差を無視することが可能であると判断して末梢部血圧Ｐperi及び心拍数ＨＲに基づいて次式により心筋負荷指数ＷＰを算出する。
ＷＰ＝Ｐperi×ＨＲ
一方、実際の心拍数変動が安静時の基準心拍数に対して、測定誤差マージンを考慮した±１５［％］以上となった場合には、末梢部血圧と大動脈起始部血圧との差を無視することができないと判断して、大動脈起始部血圧Ｐcent及び心拍数ＨＲに基づいて次式により心筋負荷指数ＷＰを算出することとなる。
ＷＰ＝Ｐcent×ＨＲ
これにより本第４実施形態によれば、実際の心拍数変動が安静時の基準心拍数に対して所定範囲未満であれば、末梢部血圧を用いて心筋負荷指数ＷＰを算出することとなるので、常に大動脈起始部血圧を用いて心筋負荷指数を算出する場合と比較して、処理を簡略化し、処理速度の向上を図ることが可能となる。
【０１８５】
また、実際の心拍数変動が安静時の基準心拍数に対して所定範囲以上であれば、循環動態パラメータに基づいて算出した大動脈起始部血圧を用いて心筋負荷指数ＷＰを算出することとなるので、末梢部血圧を用いて心筋負荷指数ＷＰを算出する場合と比較してより正確な心筋負荷指数を算出することが可能となる。
このように本第４実施形態によれば、全体として処理を簡略化することができるにも拘わらず、常に正確な心筋負荷指数ＷＰを算出することが可能となる。
【０１８６】
第５実施形態
上記第１実施形態ないし第３実施形態においては、所定のタイミングで常時、大動脈起始部血圧及び検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数ＷＰを算出する構成としていたが、大動脈起始部血圧があまり変化したとは考えられない場合には、必ずしも心筋負荷指数ＷＰを継続的に算出する必要はないと考えられる。
【０１８７】
そこで、本第５実施形態は、大動脈起始部血圧が大きく変化したと考えられる場合にのみ新たに心筋負荷指数ＷＰを算出し、大動脈起始部血圧があまり変化したとは考えられない場合には、心筋負荷指数ＷＰの算出を行わずに前回求めた心筋負荷指数ＷＰを保持、表示することにより演算処理量を低減するための実施形態である。
【０１８８】
ところで、大動脈起始部血圧を算出するためには、それに先だって循環動態パラメータの算出が必要である。
この場合において、今回求めた循環動態パラメータの前回（あるいは複数回前）に求めた循環動態パラメータに対する変化（変化率）が小さい場合には、今回求めた循環動態パラメータにより得られるであろう大動脈起始部血圧の前回に求めた循環動態パラメータにより得られるであろう大動脈起始部血圧に対す変化（変化率）も小さいと考えられる。
【０１８９】
そこで、本第５実施形態においては、今回求めた循環動態パラメータと前回求めた循環動態パラメータとを比較し、各循環動態パラメータの変化率が予め定めた基準変化率未満である場合には、大動脈起始部血圧の算出、ひいては、心筋負荷指数ＷＰの算出を行わずに前回（あるいは複数回前）に求めた心筋負荷指数を保持し、表示を継続する。
【０１９０】
また、今回求めた循環動態パラメータと前回求めた循環動態パラメータとを比較し、各循環動態パラメータの変化率が予め定めた基準変化率以上である場合には、今回求めた循環動態パラメータに基づいて大動脈起始部血圧の算出並びに心筋負荷指数ＷＰの算出を行うものである。
【０１９１】
より具体的には、今回もとめた循環動態パラメータと前回（あるいは複数回前）に求めた循環動態パラメータとを比較し、各循環動態パラメータの変化率が±５［％］以上である場合には大動脈起始部血圧の算出及びこの算出した大動脈起始部血圧に基づく心筋負荷指数ＷＰの算出を行う。
【０１９２】
一方、各循環動態パラメータの変化率が±５［％］未満の場合には、大動脈起始部血圧の算出及び心筋負荷指数ＷＰの算出を行わず、前回（あるいは複数回前）に求めた心筋負荷指数を保持し、表示を継続する。
この結果、本第５実施形態によれば、不必要な演算を行う必要がなくなり、演算処理量を低減し、処理を簡略化して、全体的な処理速度の向上を図ることが可能となる。
【０１９３】
実施形態の変形例
本発明は上述した実施形態に限定されるものではなく、例えば以下のように種々の変形が可能である。例えば、１回拍出量ＳＶの測定を行うことなく循環動態パラメータを求める形態も考えられる。
すなわち、この実施形態によれば、循環動態パラメータのうちのインダクタンスＬは固定値とすることとして、被験者から測定した橈骨動脈脈波の波形のみに基づいて、その他の循環動態パラ メータの値を算出するようにする。このようにすれば、図１の構成において必要とされた１回拍出量測定器２を、図１５に示す如く省略することが可能となる。したがって、この実施形態における測定の態様は、図１６に示されるように、図２で必要とされたカフ帯Ｓ１が不要となっている。
【０１９４】
ところで、このようにインダクタンスＬの値を固定してしまうと、実測した１回拍出量を用いた方法に比して、得られる循環動態パラメータの精度が低下する。そこでこの点を補うため、図１７に示すように、測定により得られた橈骨動脈波形（測定波形）Ｗ１と計算により得られた橈骨動脈波形（計算波形）Ｗ２とを重ねて出力装置６に表示させる。そして、まず、インダクタンスＬの値を上記の固定値に設定して計算波形Ｗ２を求め、この波形を出力装置６に表示させて測定波形Ｗ１との波形の一致の程度を見る。次に、診断者が、上記の固定値とは異なる適当な値をインダクタンスＬとして決めて、再度、計算波形Ｗ２を求めて測定波形Ｗ１との一致の程度を出力装置６上で見る。そして、以後は、診断者が上記と同様にインダクタンスＬの値を幾つか適当に決めて、それぞれのインダクタンスＬの値について計算波形Ｗ２を求め、出力装置６上で計算波形Ｗ２の各々と測定波形Ｗ１とを比較する。そして、これらの計算波形Ｗ２の中で測定波形Ｗ１と最も良く一致する波形を一つ選んで、その時のインダクタンスＬの値を最適値として決定する。
【０１９５】
なお、大動脈起始部の圧波形のモデルとしては、上述した三角波の代わりに台形波を使用することが考えられる。このようにすると、三角波で近似する場合に比べて実際の圧波形により近い波形となるため、さらに正確な循環動態パラメータを算出することができる。
【０１９６】
また、脈波や１回拍出量の測定箇所は、図２や図１６に示す場所に限られるものではなく、被験者の体の如何なる部位であっても良い。すなわち、上述した実施形態では、被験者の上腕部にカフ帯Ｓ１を装着させた測定態様としたが、被験者の利便を考えるとカフ帯を使用しない形態が好ましいと言える。
【０１９７】
その一例として、手首において橈骨動脈波形と１回拍出量の双方を測定する形態が考えられる。この種の構成例としては、図１８に示すように、血圧測定用のセンサおよび１回拍出量測定用のセンサからなるセンサ１２を腕時計１１のベルト１３に装着するとともに、脈波解析装置のうちセンサ１２以外の構成部分１０を腕時計１１の本体部分に内蔵させた構成が考えられる。そして、図に示すように、センサ１２が取り付け具１４によってベルト１３へ摺動自在に取り付けられており、被験者が腕時計１１を手首にはめることで、センサ１２が適度な圧力で橈骨動脈部へ押し当てられるようになっている。
【０１９８】
また、指において脈波と１回拍出量とを測定する形態も考えられるのであって、この形態による装置の構成例を図１９に示す。同図に示すように、血圧測定用のセンサおよび１回拍出量測定用のセンサからなるセンサ２２を指（この図の例では人差し指）の根元に取り付けるとともに、脈波解析装置のうちセンサ２２以外の構成部分１０を腕時計２１に内蔵させてリード線２３，２３を介してセンサ２２へ接続してある。
【０１９９】
さらに、これら２つの測定形態を組み合わせることによって、手首において１回拍出量を測定するとともに指において脈波を測定する形態，指において１回拍出量を測定するとともに手首において橈骨動脈波を測定する形態を実現することが可能となる。
【０２００】
そして、これらの如くカフ帯なしの構成とすることで被験者が腕をまくらずに済み、測定にあたって被験者の負担が軽減される。
他方、カフ帯だけを用いた形態として図２０に示す構成が考えられる。同図に示すように、血圧測定用のセンサおよび１回拍出量測定用のセンサからなるセンサ３２と、脈波解析装置のうちセンサ３２以外の構成部分１０とを、カフ帯によって被験者の上腕部へ固定させており、図２と比較しても簡易な構成となっていることがわかる。
【０２０１】
また、上記の実施形態においては、循環動態パラメータを算出するにあたって脈波を用いることとしたが、これに限定されるものではなく、その他の生体の状態を用いることが可能なことは言うまでもない。
以上の実施形態においては、算出した循環動態パラメータに基づく大動脈起始部血圧及び検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出する構成としていたが、生体の末梢部血圧あるいは生体の末梢部の脈波波形に基づいて、生体の大動脈起始部血圧の推定値を算出すれば、算出方法の如何を問わず、同様に大動脈起始部血圧の推定値及び検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出することが可能である。
【０２０２】
例えば、循環動態パラメータに基づいて算出した大動脈起始部血圧に代えて、生体の末梢部の脈波波形からＧＴＦ（Genelal Transfer Function）等の予め求めた所定の伝達関数に基づいて生体の大動脈起始部血圧の推定値を算出し、この算出した大動脈起始部血圧の推定値及び検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出するように構成することも可能である。
この場合において、所定の伝達関数としては、万人に適用可能な一般的な伝達関数に限らず、特定の生体に固有の補正を加えた伝達関数を用いることも可能である。
【０２０３】
実施形態の効果
本実施形態によれば、算出した循環動態パラメータに基づく大動脈起始部血圧の推定値及び検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出するので、末梢部血圧を用いて心筋負荷指数を算出する場合と比較して、より広範な条件下で、最適な心筋負荷指数を算出することが可能となる。
【０２０４】
また、心拍数の変動率が基準心拍数変動率以上の場合に、大動脈起始部血圧及び検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出するので、常に大動脈起始部血圧及び検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出する構成と比較して、より処理を簡略化することができ、処理の高速化を図ることができる。
【０２０５】
さらに心拍数の変動率が基準心拍数変動率未満の場合に末梢部血圧及び検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出する構成によれば、正確な心筋負荷指数を得られるにも拘わらず、処理を簡略化することが可能となる。
さらにまた、算出した循環動態パラメータの基準循環動態パラメータに対する変動率が予め設定したパラメータ基準変動率以上の場合に、大動脈起始部血圧及び検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出する構成によれば、心筋負荷指数があまり変化しない状態においては、不必要に演算処理を行うことがないので、処理の簡略化を図ることができる。
【０２０６】
また、循環動態パラメータの変動率が基準パラメータ変動率未満の場合に末梢部血圧及び検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出する構成によれば、正確な心筋負荷指数を得られるにも拘わらず、処理を簡略化することが可能となる。
さらに生体の末梢部血圧あるいは生体の末梢部の脈波波形に基づいて、生体の大動脈起始部血圧の推定値を算出し、生体の心拍数を検出し、大動脈起始部血圧の推定値及び検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出する構成によれば、簡易、正確、かつ、迅速に心筋負荷指数を算出することが可能となる。
【０２０７】
さらにまた、生体の末梢部の脈波波形及び所定の伝達関数に基づいて生体の大動脈起始部血圧の推定値を算出し、生体の心拍数を検出し、大動脈起始部血圧及び検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出する構成によれば、簡易、正確、かつ、迅速に心筋負荷指数を算出することが可能となる。
【０２０８】
【発明の効果】
本発明によれば、循環動態パラメータを算出するに際し、前記概略駆出期間を初期値として算出した左心室加圧時間を用いることにより、心電計が不要となるなど装置構成を簡略化でき、被験者の循環動態を反映したより正確な循環動態パラメータを算出することができるので、得られた循環動態パラメータに基づいて生体の大動脈起始部血圧の推定値をより正確に算出することができる。
【０２０９】
また、生体の末梢部血圧あるいは生体の末梢部の脈波波形に基づいて、生体の大動脈起始部血圧の推定値を算出し、生体の心拍数を検出し、大動脈起始部血圧の推定値及び検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出するので、簡易、正確、かつ、迅速に心筋負荷指数を算出することが可能となる。
【０２１０】
また、生体の末梢部の脈波波形及び所定の伝達関数に基づいて生体の大動脈起始部血圧の推定値を算出し、生体の心拍数を検出し、大動脈起始部血圧及び検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出するので、簡易、正確、かつ、迅速に心筋負荷指数を算出することが可能となる。
【０２１１】
さらに、算出した循環動態パラメータに基づく大動脈起始部血圧及び心電図などにより別個に検出した心拍数あるいは脈波波形から検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出するので、末梢部血圧を用いて心筋負荷指数を算出する場合と比較して、より広範な条件下で、最適な心筋負荷指数を算出することが可能となる。
【０２１２】
また心筋負荷指数算出手段は、心拍数の変動率が基準心拍数変動率以上の場合に、大動脈起始部血圧及び検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出するので、常に大動脈起始部血圧及び検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出する構成と比較して、より処理を簡略化することができ、処理の高速化を図ることができる。
【０２１３】
さらにまた、心筋負荷指数算出手段は、心拍数の変動率が基準心拍数変動率未満の場合に末梢部血圧及び検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出するので、正確な心筋負荷指数を得られるにも拘わらず、処理を簡略化することが可能となる。
【０２１４】
また心筋負荷指数算出手段は、算出した循環動態パラメータの基準循環動態パラメータに対する変動率が予め設定したパラメータ基準変動率以上の場合に、大動脈起始部血圧及び検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出するので、心筋負荷指数があまり変化しない状態においては、不必要に演算処理を行うことがないので、処理の簡略化を図ることができる。
【０２１５】
さらに心筋負荷指数算出手段は、循環動態パラメータの変動率が基準パラメータ変動率未満の場合に末梢部血圧及び検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出するので、正確な心筋負荷指数を得られるにも拘わらず、処理を簡略化することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明の第１実施形態による脈波解析装置の構成を示すブロック図である。
【図２】 第１実施形態における脈波検出装置，１回拍出量測定器を用いた測定態様を示す図である。
【図３】 （ａ）は、人体の動脈系をモデル化した四要素集中定数モデルを示す回路図、（ｂ ）は同じく五要素集中定数モデルを示す回路図である。
【図４】 左心室圧波形と大動脈起始部の血圧波形とを示す図である。
【図５】 大動脈起始部の血圧波形をモデル化した波形を示す図である。
【図６】 第１実施形態における脈波解析装置の動作の概要を示すフローチャートである。
【図７】 第１実施形態における脈波解析装置のパラメータ算出処理の動作を示すフローチャートである。
【図８】 第１実施形態における脈波解析装置のパラメータ算出処理の動作を示すフローチャートである。
【図９】 第１実施形態における脈波解析装置のα，ω算出処理の動作を示すフローチャートである。
【図１０】 第１実施形態における脈波解析装置のω算出処理の動作を示すフローチャートである。
【図１１】 第１実施形態における脈波解析装置の平均化処理により得られた橈骨動脈波形を例示する波形図である。
【図１２】 第１実施形態における脈波解析装置の演算処理により得られた橈骨動脈波形と平均化処理により得られた橈骨動脈波形とを重ね表示した波形図である。
【図１３】 第１実施形態における脈波解析装置の平均化処理により得られた橈骨動脈波形へ適用する正規化の処理内容を説明する図である。
【図１４】 左心室加圧時間ｔsと１拍の時間ｔpとの相関を示す図である。
【図１５】 第２実施形態による脈波解析装置の構成を示すブロック図である。
【図１６】 第２実施形態における脈波検出装置を用いた測定態様を示す図である。
【図１７】 第２実施形態において、出力装置に表示される橈骨動脈波の測定波形と計算波形の重ね表示を示す図である。
【図１８】 センサを除く脈波解析装置の構成部分を腕時計に内蔵させ、センサを腕時計のバンドへ装着させた形態の斜視図である。
【図１９】 センサを除く脈波解析装置の構成部分を腕時計に内蔵させ、センサを指の根元に装着させた形態の斜視図である。
【図２０】 センサを除く脈波解析装置の構成部分とセンサをカフ帯によって上腕部に取り付けた形態の構成図である。
【図２１】 本発明の第３実施形態による血圧測定装置の構成を示すブロック図である。
【図２２】 第１のタイプの脈波における大動脈圧波形（点線）と橈骨動脈波形（実線）の関係を表わす図である。
【図２３】 、第２のタイプの脈波における大動脈圧波形（点線）と橈骨動脈波形（実線）の関係を表わす図である。
【図２４】 第３のタイプの脈波における大動脈圧波形（点線）と橈骨動脈波形（実線）の関係を表わす図である。
【図２５】 中枢部血管抵抗Ｒcとひずみ率ｄの関係を表わす図である。
【図２６】 末梢部血管抵抗Ｒpとひずみ率ｄの関係を表わす図である。
【図２７】 血流による慣性Ｌとひずみ率ｄの関係を表わす図である。
【図２８】 コンプライアンスＣとひずみ率ｄの関係を表わす図である。
【図２９】 収縮期面積法を説明した図である。
【図３０】 従来の技術による血圧測定装置の構成を示す図である。
【図３１】 静電容量Ｃcを求めるプログラムのフローチャートである。
【図３２】 静電容量Ｃcを求める他のプログラムのフローチャートである。
【図３３】 脈波波形の説明図である。
【符号の説明】
１ 脈波検出装置
２ １回拍出量測定器
３ Ａ／Ｄ変換器
４ マイクロコンピュータ
５ キーボード
６ 出力装置
７ モニタ
６１ 実測血圧表示部
６２ 中枢部推定血圧表示部
６３ 警告表示部
６４ パラメータ表示部
６５ プリンタ
６６ プリント指令ボタン
６７ ＣＲＴディスプレイ
６８ 心筋負荷指数表示部

Claims (10)

1. 生体の末梢部の脈波波形に基づいて前記生体の状態を測定する測定手段と、
   前記生体の状態をもとに、前記生体の中枢部から末梢部に至る動脈系の循環動態を表わす循環動態パラメータとして、大動脈の粘弾性を含む循環動態パラメータを算出する解析手段と、
   前記循環動態パラメータに基づいて前記生体の大動脈起始部血圧の推定値を算出する大動脈血圧算出手段と、
   前記生体の心拍数を検出する心拍数検出手段と、
   前記大動脈起始部血圧の推定値及び前記検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出する心筋負荷指数算出手段と、
   前記検出した心拍数の安静時の心拍数である基準心拍数に対する変動率が予め設定した基準心拍数変動率を越えたか否かを判別する判別手段と、
   を備え、前記心筋負荷指数算出手段は、前記判別に基づいて前記変動率が前記基準心拍数変動率以上の場合に、前記大動脈起始部血圧及び前記検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出する
   ことを特徴とする生体状態測定装置。
2. 請求項１記載の生体状態測定装置において、
   前記生体の末梢部血圧を非観血的に検出する末梢部血圧検出手段を有し、
   前記心筋負荷指数算出手段は、前記判別に基づいて前記変動率が前記基準心拍数変動率未満の場合に前記末梢部血圧及び前記検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出する
   ことを特徴とする生体状態測定装置。
3. 生体の末梢部の脈波波形に基づいて前記生体の状態を測定する測定手段と、
   前記生体の状態をもとに、前記生体の中枢部から末梢部に至る動脈系の循環動態を表わす循環動態パラメータとして、大動脈の粘弾性を含む循環動態パラメータを算出する解析手段と、
   前記循環動態パラメータに基づいて前記生体の大動脈起始部血圧の推定値を算出する大動脈血圧算出手段と、
   前記生体の心拍数を検出する心拍数検出手段と、
   前記大動脈起始部血圧の推定値及び前記検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出する心筋負荷指数算出手段と、
   を備え、前記心筋負荷指数算出手段は、前記算出した循環動態パラメータの所定のタイミングにおける前記循環動態パラメータである基準循環動態パラメータに対する変動率が予め設定したパラメータ基準変動率以上の場合に、前記大動脈起始部血圧及び前記検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出する
   ことを特徴とする生体状態測定装置。
4. 請求項３記載の生体状態測定装置において、
   前記生体の末梢部血圧を非観血的に検出する末梢部血圧検出手段を有し、
   前記心筋負荷指数算出手段は、前記判別に基づいて前記変動率が前記基準パラメータ変動率未満の場合に前記末梢部血圧及び前記検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出する
   ことを特徴とする生体状態測定装置。
5. 請求項１ないし請求項４のいずれかに記載の生体状態測定装置において、
   前記循環動態パラメータは、前記中枢部での血液粘性による血管抵抗，血液の慣性，前記末梢部での血管抵抗，前記末梢部での血管の粘弾性を含む、
   ことを特徴とする生体状態測定装置。
6. 請求項１ないし請求項５のいずれかに記載の生体状態測定装置において、
   前記大動脈血圧算出手段は、大動脈弁に対応するダイオードと，前記中枢部での血液粘性による血管抵抗に対応する第１の抵抗と，血液の慣性に対応するインダクタンスと，前記大動脈の粘弾性に対応する第１の静電容量と，前記末梢部での血管抵抗に対応する第２の抵抗と，前記末梢部での血管の粘弾性に対応する第２の静電容量を有するモデルであって、一対の入力端子間に前記ダイオードと前記第１の静電容量の直列回路が接続され、一対の出力端子間に前記第２の静電容量及び前記第２の抵抗からなる並列回路が挿入され、前記第１の静電容量の両端子間と前記出力端子との間に前記第１の抵抗及び前記インダクタンスからなる直列回路が挿入されてなる五要素集中定数モデルにより前記動脈系の循環動態をモデル化して、前記循環動態パラメータを決定するとともに、前記第１の静電容量の両端子間の電圧波形を前記大動脈圧波形とする、
   ことを特徴とする生体状態測定装置。
7. 請求項１ないし請求項６のいずれかに記載の生体状態測定装置において、
   前記生体の状態は前記動脈系の末梢部における脈波であり、
   前記血圧算出手段は、前記生体の左心室圧に対応する電気信号が前記入力端子間に与えられたときに、前記脈波の波形に対応する電気信号が前記出力端子から得られるように、前記五要素集中定数モデルを構成する各素子の値を決定する
   ことを特徴とする生体状態測定装置。
8. 請求項１ないし請求項６のいずれかに記載の生体状態測定装置において、
   前記生体の状態は前記動脈系の末梢部における脈波であり、
   前記脈波の波形から該脈波のひずみを算出するひずみ算出手段を有し、
   前記血圧算出手段は、前記循環動態パラメータと前記脈波のひずみとの相関関係に基づいて前記循環動態パラメータを決定する
   ことを特徴とする生体状態測定装置。
9. 請求項１ないし請求項８のいずれかに記載の生体状態測定装置において、
   前記生体の１回拍出量を検出する１回拍出量検出手段を有し、
   前記血圧算出手段は、前記大動脈圧波形から得られる１回拍出量の計算値と、前記１回拍出量測定手段で測定された１回拍出量の実測値とが一致するように、前記循環動態パラメータの値を調整する
   ことを特徴とする生体状態測定装置。
10. 請求項１ないし請求項９のいずれかに記載の生体状態測定装置において、
    前記大動脈圧波形に基づいて前記生体の心臓の仕事量を算出する仕事量算出手段を有する
    ことを特徴とする生体状態測定装置。

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