JPH08229012A - Blood ejection function-evaluating device - Google Patents
Blood ejection function-evaluating deviceInfo
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Abstract
Description
【０００１】[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。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a blood ejection function evaluation device for evaluating the blood ejection function of the heart of a living body.
【０００２】[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。2. Description of the Related Art The blood ejection function of the heart of a living body increases according to the exercise load applied to the living body, and when the application of the exercise load is canceled, it recovers toward a resting state. There is a property. For example, the blood ejection volume of the heart is 1
Stroke volume SV (Stroke Volume) x heart rate HR
Since it is determined by (Heart Rate), the above-mentioned stroke volume SV is assumed on the assumption that peripheral resistance does not change so much.
To estimate the blood ejection function of the heart and the presence / absence of a disease by measuring the blood pressure value that reflects before and after the application of exercise load, and observing the change before and after the application of exercise load and the recovery state after the application of exercise load. Can be used as reference data.
【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Ｓ
Ｖ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。Further, the magnitude of the pressure pulse wave generated from the artery is calibrated by an actual blood pressure value, and the blood pressure value for each beat is measured before and after the exercise load is applied, and the exercise load of the blood pressure value for each beat is measured. Is used, or the area of the ejection period of the pressure pulse wave calibrated to the blood pressure value is the stroke volume S.
Utilizing the fact that V is reflected to use it as reference data for estimating the blood ejection function of the heart and the presence or absence of disease using the change in the index value of the area of the ejection period of the pressure pulse wave or the recovery state Is proposed.
【０００４】[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 M
yocardinal 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。However, as described above, in order to evaluate the blood ejection function of the heart of a living body by exerting an exercise load on the living body, exercise is performed using a cuff that compresses a part of the living body. In the blood ejection function evaluation device of the type for measuring the blood pressure value of the living body before and after the load,
In particular, it was relatively difficult to accurately measure blood pressure after exerting an exercise load. In other words, immediately after the exercise load of the living body is applied, the breathing of the living body is often disturbed as compared with that at rest, and it is unavoidable that the body movement due to the breathing affects blood pressure measurement as noise. is there. For this reason, there has been a drawback in that the evaluation accuracy of the blood ejection function of the heart cannot be sufficiently obtained. One of the purposes of the evaluation of the blood ejection function of the heart is, for example, painless myocardial ischemia (Silent M
There is a diagnosis of what is called yocardinal Ischemia),
Since such diseases are unconscious, it is desired to enable highly accurate evaluation.
【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。The present invention has been made in view of the above circumstances, and an object thereof is to provide a blood ejection function evaluation apparatus capable of accurately evaluating the blood ejection function of the heart. .
【０００６】[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
決定手段とを、含むことにある。The gist of the present invention for achieving the above object is to evaluate the blood ejection function of the heart of a living body by applying an exercise load to the living body. A blood ejection function evaluation device in the form of measuring the blood pressure value of a living body before and after applying an exercise load using a cuff that compresses a part, (a) is provided on the peripheral side and the backbone side of the cuff, A peripheral microphone and a trunk microphone for detecting pulse sounds respectively generated on the peripheral side and the trunk side of the cuff, and (b) the trunk of the peripheral pulse sound detected on the peripheral side of the cuff by the peripheral microphone. Delay time determining means for determining the delay time for the trunk side pulse sound detected on the trunk side of the cuff by the side microphone, (c) detected by the peripheral side microphone A blood pressure evaluation curve calculation for obtaining a blood pressure evaluation curve that changes along the axis indicating the pressure of the cuff by sequentially calculating the product of the magnitude of the treetop side pulse sound and the delay time with the change of the pressure of the cuff Means, and (d) detecting the rapid rising and falling points of the blood pressure evaluation curve obtained by the blood pressure evaluation curve calculating means, and setting the pressure of the cuff corresponding to the rising and falling points to the maximum blood pressure value and Blood pressure value determining means for determining the blood pressure value as the lowest blood pressure value.
【０００７】[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。By doing so, the delay time determining means allows
When the delay time of the peripheral pulse sound detected on the peripheral side of the cuff by the peripheral microphone with respect to the basic pulse sound detected on the basic side of the cuff by the basic side microphone is determined, the blood pressure evaluation curve calculation means According to the change in the pressure of the cuff, the product of the magnitude of the peripheral pulse sound detected by the peripheral microphone and the delay time is sequentially calculated, thereby changing the pressure of the cuff along the axis. A blood pressure evaluation curve is obtained. Then, in the blood pressure value determining means, a sharp rising point and a falling point of the blood pressure evaluation curve are detected, and the pressures of the cuffs corresponding to the rising points and the falling points are determined as the systolic blood pressure value and the diastolic blood pressure value, respectively. .
【０００８】[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。EFFECTS OF THE INVENTION In the blood pressure evaluation curve, the abrupt rising and falling points are emphasized by multiplying the loudness of the peripheral side pulse sound and the delay time. Since the influence of is significantly removed, higher measurement accuracy can be obtained as compared with the blood pressure determination by the conventional Korotkoff sound method or oscillometric method. Therefore, in order to evaluate the blood ejection function of the heart of the living body by giving an exercise load, the blood ejection function evaluation device of the type that measures the blood pressure value before and after giving the exercise load is Will be able to evaluate accurately. In addition, the accuracy of diagnosis of indolent myocardial ischemia can be improved.
【０００９】[0009]
【発明の他の態様】また、好適には、前記血液駆出機能
評価装置には、(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
評価手段とが、さらに含まれる。[Embodiment of the Invention] Further, preferably, in the blood ejection function evaluation device, (e) the device for mounting on the living body for detecting a pressure pulse wave generated from an artery of the living body in synchronization with a heartbeat. A pressure pulse wave sensor, and (f) determining a first index value corresponding to the systolic area of the shape of the pressure pulse wave detected by the pressure pulse wave sensor before the exercise load is applied to the living body, 1
Index value determining means, and (g) determining a second index value corresponding to the systolic area of the shape of the pressure pulse wave detected by the pressure pulse wave sensor after the exercise load is applied to the living body. Further included are index value determining means and (h) evaluation means for evaluating the blood ejection function of the heart based on changes in the first index value and the second index value.
【００１０】このようにすれば、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、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。In this way, the ejection function of the heart is evaluated based on the changes in the first index value and the second index value corresponding to the systolic area of each pulse wave shape before and after the exercise load application. Therefore, the blood ejection function can be accurately evaluated. In addition, accurate evaluation of the blood ejection function enables diagnosis of painless myocardial ischemia.
【００１１】また、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。Preferably, the evaluation means is configured to determine whether the amount of change or the rate of change between the first index value and the second index value exceeds a preset judgment reference value. This is to determine the blood ejection function of the heart. By doing so, it is only necessary to determine whether or not the amount of change or the rate of change between the first index value and the second index value exceeds the determination reference value, and therefore, there is no need for a complicated determination algorithm. There is.
【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。[0012] Preferably, the evaluation means determines the blood ejection function of the heart based on a recovery time or a recovery rate for recovering toward the first index value of the second index value. . By doing so, the first index of the second index value
Since the evaluation is performed based on the recovery state that recovers toward the index value, the evaluation of the blood ejection function becomes more accurate.
【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。Preferably, the pressure pulse wave detected by the pressure pulse wave sensor is based on a transmission function of the pulse wave signal between the site where the pressure pulse wave sensor is attached and the aorta of the living body. Waveform converting means for converting into a waveform in the aorta is further included. In this way, the first index value and the second index value are more accurately determined using the waveform in the aorta, which has the advantage of improving the accuracy of evaluation of the blood ejection function.
【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。Preferably, the blood pressure measuring means for measuring the blood pressure value of the living body by using a cuff, and the pressure pulse detected by the pressure pulse wave sensor before and after the exercise load is applied to the living body. By associating the magnitude of the wave with the blood pressure value measured by the blood pressure measuring means, the correspondence relationship between the pressure pulse wave and the blood pressure value of the living body is determined in advance, and the pressure relationship is determined using the correspondence relationship. Pressure pulse wave calibration means for calibrating the pressure pulse wave detected by the wave sensor is further included.
By doing so, the pressure pulse wave is calibrated to a waveform representing the blood pressure value of the living body before and after the exercise load is applied to the living body, so that it occurs before and after the exercise load of the first index value and the second index value. There is an advantage that the relative difference is eliminated and the evaluation accuracy of the blood ejection function is further enhanced.
【００１５】[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。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS An embodiment of the present invention will be described below in detail with reference to the drawings. FIG. 1 is a diagram illustrating the configuration of a blood ejection function evaluation device 8 to which the present invention is applied.
【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。In FIG. 1, a blood ejection function evaluation device 8
Includes a cuff 10 having a rubber bag in a cloth strip bag and wound around, for example, an upper arm 12 of a patient, a pressure sensor 14, a switching valve 16, which are connected to the cuff 10 via a pipe 20, respectively. And an air pump 18. The switching valve 16 has a rapid pressure increasing state that allows the supply of pressure into the cuff 10, a gradual pressure reducing state that gradually exhausts the pressure inside the cuff 10,
Also, it is configured so that it can be switched to three states of a rapid pressure release state in which the pressure in the cuff 10 is rapidly released.
【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。On the trunk side and the peripheral side of the cuff 10,
A basal-side microphone 10a and a peripheral-side microphone 10b for respectively detecting a basal-side pulse sound generated from the main-side artery of the cuff 10 and a peripheral-side pulse sound generated from the peripheral-side artery of the cuff 10 are provided, and the main-side microphones are provided. The pulse sound signals SSa and SSb output from the microphone 10a and the peripheral microphone 10b are supplied to the pulse sound discrimination circuit 22 and further to the electronic control unit 28 via the A / D converter 26. The pulse sound discrimination circuit 22 includes a bandpass filter that passes the frequency components that form the pulse sound.
【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。The pressure sensor 14 detects the pressure in the cuff 10 and outputs a pressure signal SP representing the pressure, and the pressure signal SP is supplied to the static pressure discrimination circuit 24. The static pressure discriminating circuit 24 includes a low-pass filter, discriminates a constant pressure included in the pressure signal SP, that is, a cuff pressure signal SK representing the cuff pressure P k, and the cuff pressure signal SK passes through the A / D converter 30. Are supplied to the electronic control unit 28.
【００１９】上記電子制御装置２８は、ＣＰＵ２９，Ｒ
ＯＭ３１，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。The electronic control unit 28 includes a CPU 29, R
The CPU 29 is configured by a so-called microcomputer having an OM 31, a RAM 33, an I / O port (not shown), etc., and the CPU 29 executes signal processing while utilizing the storage function of the RAM 33 according to a program stored in advance in the ROM 31. Thus, a drive signal is output from the I / O port to control the switching valve 16 and the air pump 18.
【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３
８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。The pressure pulse wave detection probe 34 is used for the cuff 10.
At the site of the patient's upper arm 12 on the downstream side of the artery, the open end of the container-like housing 36 is located on the body surface 3
It is adapted to be detachably attached to a wrist 42 by a wearing band 40 in a state of facing 8 in the figure. A pressure pulse wave sensor 46 is provided inside the housing 36 via a diaphragm 44 so as to be relatively movable and projectable from an open end of the housing 36.
A pressure chamber 48 is formed by the diaphragm 44 and the like. The pressure chamber 48 is maintained at the optimum pressing force P HDP by supplying pressure air from the air pump 50 through the pressure regulating valve 52, whereby the pressure pulse wave sensor 46 is pressurized. The body surface 38 is pressed with a pressing force P HD according to the pressure in the chamber 48.
【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。The pressure pulse wave sensor 46 is, for example, a flat pressing surface 54 of a semiconductor chip made of single crystal silicon or the like.
A large number of semiconductor pressure-sensitive elements (not shown) are arrayed in the body of the wrist 42, and when the semiconductor pressure-sensitive element is pressed onto the radial artery 56 of the body surface 38 of the wrist 42, the body surface is generated from the radial artery 56. The pressure oscillating wave transmitted to 38, that is, the pressure pulse wave is detected, and the pressure pulse wave signal SM 2 representing the pressure pulse wave is supplied to the electronic control unit 28 via the A / D converter 58.
【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Ｐ
HDP を維持するように調圧弁５２が制御される。Further, the CPU 29 of the electronic control unit 28
According to the program previously stored in the ROM 31,
Outputs a drive signal to the air pump 50 and the pressure regulating valve 52,
The pressure in the pressure chamber 48, that is, the pressing force of the pressure pulse wave sensor 46 on the skin is adjusted. Accordingly, when the continuous pressure pulse wave is measured, the pressure pulse wave for pressing until the part of the wall of the radial artery 56 becomes flat based on the pressure pulse wave sequentially obtained in the pressure change process in the pressure chamber 48. The optimum pressing force P HDP of the sensor 46 is determined, and the optimum pressing force P HD of the pressure pulse wave sensor 46 is determined.
The pressure regulating valve 52 is controlled so as to maintain HDP .
【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Ｄ
Ｔ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Ｐ
BPSYS および最低血圧値ＰBPDIA を測定する。FIG. 2 is a functional block diagram for explaining a main part of the control function of the electronic control device 28 in the blood ejection function evaluation device 8. In the figure, blood pressure measuring means 60
Is, for example, in the process of increasing the compression pressure of the cuff 10 to a pressure value set higher than the maximum blood pressure value of the living body, and then changing the compression pressure of the cuff 10 at a slow speed of about 2 to 3 mmHg / sec. The peripheral-side pulse sound and the basic-side pulse sound detected by the peripheral-side microphone 10b and the basic-side microphone 10a provided in the cuff 10 are detected, and the generation time difference between the peripheral-side pulse sound and the basic-side pulse sound, that is, the peripheral-side pulse sound is detected. Delay time D with respect to the main pulse sound
The maximum blood pressure value P from the blood pressure evaluation curve L calculated based on T and the magnitude (that is, amplitude value) MA of the peripheral side pulse sound.
Measure BPSYS and diastolic blood pressure P BPDIA .
【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Ｐ k 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Ｐ
BPSYS 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。For example, the blood pressure measuring means 60 is provided on the peripheral side.
The microphone 10b is used to detect on the peripheral side of the cuff 10.
The peripheral microphone 10a of the emitted peripheral pulse sound
The main pulse sounds detected on the main side of the cuff 10
Delay time determining means 61 for determining the delay time DT
And the peripheral side detected by the peripheral side microphone 10b
Gradually change the product of the pulse sound magnitude MA and the delay time DT
Pressure P of cuff 10 during the period kSequential calculation with changes in
The pressure P of the cuff 10kChanges along the axis showing
Blood pressure evaluation curve calculating means 62 for obtaining the blood pressure evaluation curve L
And the blood obtained by the blood pressure evaluation curve calculation means 62.
Rapid rise and fall points of pressure evaluation curve L
To their rising and falling points.
Corresponding cuff pressure PkSYSAnd PkDIAIs the maximum blood pressure P
BPSYSAnd the minimum blood pressure value PBPDIABlood pressure value to be determined as
It comprises a determining means 63. Figure 3 shows the above
Magnitude of side pulse sound MA, delay time DT, blood pressure evaluation curve L
Shown respectively.
【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４
６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Ｐ
M 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。The pressure pulse wave sensor 46 detects the pressure pulse wave generated from the radial artery of the wrist by being pressed by the portion where the patient's cuff 10 is attached, for example, the portion on the downstream side of the artery from the upper arm, for example, the wrist. To do. The pressure pulse wave calibration means 64 is
For example, between the upper peak value P Hpk of the pressure pulse wave detected by the pressure pulse wave sensor 46 and the systolic blood pressure value P BPSYS measured by the blood pressure measurement means 60, the pressure pulse wave detected by the pressure pulse wave sensor 46 is Between the barycentric value of the area and the average blood pressure value P BPMEAN measured by the blood pressure measuring means 60, the pressure pulse wave sensor 4
By making at least two points between the lower peak value P Lpk of the pressure pulse wave detected by 6 and the minimum blood pressure value P BPDIA measured by the blood pressure measuring means 60 correspond to each other, the pressure pulse wave P
The correspondence between M and the actual blood pressure value is determined before and after a predetermined exercise load is applied to the living body,
The pressure pulse wave detected by the pressure pulse wave sensor 46 is calibrated using the correspondence relationship. As a result, the pressure pulse wave after calibration shows the blood pressure waveform in the artery. The above correspondence is shown in FIG. 4, for example, and is expressed by the equation P BP = A · P M + B. However, A is a constant indicating the slope, and B is a constant indicating the intercept.
【００２６】上記圧脈波センサ４６と圧脈波較正手段６
４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。The pressure pulse wave sensor 46 and pressure pulse wave calibration means 6
4 is preferably detected by the pressure pulse wave sensor 46 based on the transmission function TF of the pulse wave signal between the site where the pressure pulse wave sensor 46 is attached and the aorta of the living body. Waveform conversion means 66 for converting the pressure pulse wave into the waveform in the aorta
Is provided. The pressure pulse wave converted into the waveform in the aorta more clearly shows the rising point, the upper peak point, and a notch (Dicrotic Notch) DN generated in association with the aortic valve closure.
【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。A well-known treadmill is used for the exercise load device 68, but other devices such as an ergometer may be used. The exercise intensity and exercise time set in the exercise load device 68 are determined according to the age, physical strength, physical condition, etc. of the subject so that the exercise load is large within a range where the safety of the subject can be secured. .
【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Ｐ dn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Ｐ
Ｐ／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。The first index value determining means 70 is an exercise load device.
Before the physical load is exerted on the living body by 68,
Systole of the shape of the pressure pulse wave detected by the pulse wave sensor 46
First index value EV corresponding to the area1To determine. This first
Index value EV1Shows the characteristic values of the shape of the pressure pulse wave in FIG.
If defined as shown, the pressure value P of the notch DN isdnAnd above
Pressure value at peak point (maximum blood pressure value) PHpkRatio Pdn/
PHpk, Pressure value P of notch DN dnAnd lower peak pressure value
(Minimum blood pressure value) PLpkRatio Pdn/ PLpk, Notch DN
Pressure value PdnAnd pulse pressure PP (= PHpk−PLpk) Ratio Pdn
/ PP, pulse pressure PP and pressure value P at the lower peak pointLpkRatio P
P / PLpkMay be selected from a first group such as
From the Q wave of the electrocardiographic waveform to the rising point of the pressure pulse wave
With the interval PEP (Pre-ejection period)
Ejection period ET from the rising point of pressure pulse wave to notch DN
(= LVET: Left Ventricular Ejection Time)
Ratio PEP / ET, pressure pulse wave rising point to upper peak point
To time interval TpkAnd the ejection period ET ratio Tpk/ ET,
Maximum rise of pressure pulse wave (dP / dt)max
May be selected from a second group such as
【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Ｓ
Ｖを間接的に表すものである。Since the systolic area of the pressure pulse wave shown by the slanted line in FIG. 5 is considered to be proportional to the stroke volume SV (Stroke Volume) of the heart, the notch DN with respect to the pressure value P Lpk at the lower peak point. The index value EV of the first group is set in order to indicate the systolic area by using the index of how high the pressure value P dn is. Further, since it is considered that the pressure value P Hpk at the upper peak point does not increase as the ejection period ET is smaller, the above-mentioned systolic area is shown by using the index of how long the ejection period ET is. The index value EV of the second group is set. In any case, the index values of the first group and the second group correspond to the systolic area of the shape of the pressure pulse wave, and the actual cardiac output S
It indirectly represents V.
【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。The second index value determining means 72 corresponds to the second systolic area of the shape of the pulse wave detected by the pressure pulse wave sensor 46 after the exercise load is applied to the living body by the exercise load device 68. The index value EV 2 is determined. The second index value EV 2 is of the same type as the first index value EV 1, and is selected from the first group or the second group.
【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。The evaluation means 74 is the first index value determination means 70.
The blood ejection function of the heart is evaluated based on the change between the first index value EV 1 determined by the above and the second index value EV 2 determined by the second index value determining means 72. For example, the evaluation means 74 uses the first index value EV 1 and the second index value EV 2
The blood ejection function of the heart is determined based on whether or not the change amount ΔEV (= EV 1 −EV 2 ) or the change rate EV 1 / EV 2 between and exceeds the determination reference value set in advance. Alternatively, the evaluation unit 74 may be the second after the end of the exercise load application.
The blood ejection function of the heart is determined based on the recovery time TR for recovering the index value EV 2 toward the first index value EV 1 or the recovery rate ΔEV 2 per unit time.
【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ＥＶ 1 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。The display means 76 is the second index value determining means 72.
Second index value EV determined by2The first index value deciding factor
First index value EV determined by step 701In contrast to
It is displayed on the display 32. 6 to 8 are examples of the display.
is there. In FIG. 6, the first index value EV1When 100%
Second index value EV2Is displayed as a pie chart
Has been done. Here, the second index value EV2Is 100%
The first index value EV shown by1It is contrasted with.
In FIG. 7, the second index value EV2First index value EV 1Against
Proportion EV2/ EV1(%) After the end of exercise load application
Trends are displayed as changes over time. here
Then, the above ratio EV2/ EV1(%) As 100%
EV displayed2/ EV1(EV1= EV2)
Can be done. In FIG. 8, the maximum blood pressure value PSYS, S of electrocardiographic waveform
Wave and T wave amplitude, heart rate HR, pressure pulse wave index value EV
The absolute value of is displayed on each of the four axes, and
The display points on each axis are connected by a straight line. 8 fruit
The line shows the value before exercise load application, and the broken line shows after exercise load application.
Indicates the value of. Here, the index value after applying the exercise load
EV2Is the index value EV before application of exercise load1Displayed in contrast to
Is done. 6 to 8 all have a blood ejection function.
It shows the case where it has decreased.
【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。FIG. 9 is a flow chart for explaining the main part of the control operation of the electronic control unit 28. In step SA1 (hereinafter, step is omitted) of FIG. 9, it is determined whether or not the activation operation of the blood ejection function evaluation device 8 has been performed by an operation button (not shown). While the determination of SA1 is denied, it is made to wait, but if affirmed, the blood pressure measuring routine by the cuff 10 is executed in SA2 corresponding to the blood pressure measuring means 60. This state is shown at time A in FIG.
【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Ｓ
Ａ２−１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。FIG. 11 is a diagram for explaining the blood pressure measurement routine in detail. In the figure, after the air pump 18 is caused to not be the switched cuff 10 is rapidly boosted to simultaneously switching valve 16 is quickly increased side starts, pressure P k of the cuff 10 in SA2-2 advance in SA2-1 It is determined whether or not the set boost target value P 1 has been reached. The boost target value P 1 is preset to a value (eg, 180 mmHg) sufficiently higher than the maximum blood pressure value of the living body. If the determination in SA2-2 is denied, S
The cuff 10 is repeatedly executed after A2-1 and thereafter.
Boosting continues, but if affirmative, SA2-3
At the same time that the air pump 18 is stopped at the same time, the switching valve 16 is switched to the gradual depressurization side, so that the compression pressure of the cuff 10 is gradually decreased at a speed of about 2 to 3 mmHg / sec.
【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ＳＳ
ｂの発生時間差を求めることにより算出される。Next, at SA2-4, it is determined whether or not a pulse sound is input. When the determination of SA2-4 is denied, the above SA2-3 and subsequent steps are repeatedly executed, but when the determination is affirmative, the blood pressure value determination algorithms of SA2-5 to SA2-7 are executed. That is, in SA2-5 corresponding to the delay time determining means 61, the peripheral side pulse sound detected on the peripheral side of the cuff 10 by the peripheral side microphone 10b is detected on the main side of the cuff 10 by the main side microphone 10a. Delay time DT with respect to the trunk side pulse sound, that is, pulse sound signals SSa and SS
It is calculated by obtaining the difference in the generation time of b.
【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。Next, in SA2-6 corresponding to the blood pressure evaluation curve calculating means 62, the blood pressure evaluation value L which is the product of the loudness MA of the peripheral pulse sound detected by the peripheral microphone 10b and the delay time DT. (P k ) is required.
As a result, the blood pressure evaluation value L (P k ) is successively calculated in accordance with the change in the pressure P k of the cuff 10 during the slow change period of the cuff 10, so that the blood pressure evaluation value L (P k ) is connected. The blood pressure evaluation curve L that is constructed and changes along the horizontal axis indicating the pressure P k of the cuff 10 is sequentially obtained.
【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ＰBPSY S および最低血圧値Ｐ
BPDIA として決定される。At SA2-7 corresponding to the blood pressure value determining means 63, the sharp rising and falling points of the blood pressure evaluation curve L are detected, and the cuff pressures corresponding to those rising and falling points are detected. P kSYS and P kDIA are systolic blood pressure value P BPSY S and diastolic blood pressure value P
Determined as BPDIA .
【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Ｐ
BPDIA 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Ｐ
BPDIA 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１
０のＢ時点はこの状態を示している。At SA2-8, it is determined whether or not the blood pressure measurement is completed. Since the blood pressure value cannot be determined in the state where the blood pressure evaluation curve L is not yet sufficiently formed while the cuff 10 is being gradually lowered, this SA2
The determination of -8 is denied, and SA2-3 and subsequent steps are repeatedly executed. However, while the above steps are repeatedly executed, the maximum blood pressure value P BPSYS and the minimum blood pressure value P BPSYS
When BPDIA is determined, the determination at SA2-8 is affirmative, so at SA2-9, the switching valve 16 is switched to the rapid exhaust pressure state, and the inside of the cuff 10 is rapidly exhausted, and at the same time, the above Systolic blood pressure P BPSYS and diastolic blood pressure P
The BPDIA is stored in a predetermined storage location in the RAM 33 and displayed on the display 32 together with the pulse rate and the like. FIG.
Time B of 0 indicates this state.
【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Ｐ
BPSYS 、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。Returning to FIG. 9, in SA3 corresponding to the pressure pulse wave calibrating means 64, the magnitude of the pressure pulse wave from the pressure pulse wave sensor 46 (the absolute value, that is, the magnitude of the pressure pulse wave signal SM 2 ) is calculated. Blood pressure value P by the cuff 10 measured in SA2
Correspondence between BPSYS and PBPDIA is required. That is, the pressure pulse wave is determined maximum value P hpk and minimum value P Lpk of one beat read and its pressure pulse wave from the pulse-wave sensor 46, the maximum value P hpk and minimum values thereof pulse wave Based on P Lpk and the maximum blood pressure value P BKSYS and the average blood pressure value P BPMEAN or the minimum blood pressure value P BPDIA measured by the cuff 10 at SA2, the magnitude P M of the pressure pulse wave and the blood pressure value shown in FIG. The correspondence relationship between is determined. For this reason, the pressure pulse wave signal SM 2 read thereafter is calibrated by the above-mentioned correspondence relationship to obtain a waveform indicating the blood pressure value in the artery.
【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。When the pressure-pulse wave blood pressure correspondence is determined as described above, a predetermined number of pressure pulse waves are sequentially read in prior to application of exercise load in SA4. Then, in SA5 corresponding to the waveform converting means 66,
Waveform conversion processing is performed on the pressure pulse wave sequentially read by SA4 to restore the waveform in the aorta. For example, in this waveform conversion processing, the pressure pulse wave signal SM 2 is divided by the transfer function TF of the pressure pulse wave propagating from the aorta to the site where the pressure pulse wave sensor 46 is attached, so that the pressure pulse wave signal SM 2 is obtained. Are converted to waveforms in the aorta. The transfer function TF is experimentally obtained in advance using, for example, a catheter inserted into the aorta and the pressure pulse wave sensor 46.
【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。Next, in SA6 corresponding to the first index value determining means 70, the first index value EV 1 corresponding to the systolic area of the shape of the pressure pulse wave before the exercise load is applied is determined. . In subsequent SA7, it is judged whether or not the exercise load device 68 has finished giving the exercise load to the living body based on the output signal from the exercise load device 68 and the like. If the determination in SA7 is negative, the permission of the exercise load imparting operation by the exercise load device 68 is output in SA8. Thereby, the exercise load device 68 applies an exercise load to the living body based on the preset exercise intensity and exercise time in response to the activation operation by the medical staff. This state is shown at time point C in FIG.
【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Ｓ
Ａ２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。When the exercise load imparting operation by the exercise load device 68 is completed while the above steps are repeatedly executed, the determination at SA7 is affirmative, so it is determined at SA9 whether the second index value EV 2 is determined. Is determined. Initially, the determination of SA9 is denied, so the above S
When A2 is executed again, blood pressure measurement by the cuff 10 is started. The time point D in FIG. 10 shows the start state of this blood pressure measurement, and the time point E shows the end state. Then
By sequentially executing SA3 to SA5 again, the pressure pulse wave after the exercise load is applied is read and the waveform is converted, and the exercise load is applied in SA6 corresponding to the second index value determining means 72. The second index value EV 2 corresponding to the systolic area of the shape of the pressure pulse wave after the compression is determined in the same manner as the first index value EV 1 .
【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（＝ＥＶ 1 −ＥＶ2 ）或いは変化率ＥＶ1 ／Ｅ
Ｖ2 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。The application of the exercise load is completed as described above.
And the second index value EV2Is decided, SA7 will continue
And the judgments of SA9 are affirmed. This is the time point F in FIG.
Shows the state of. As a result, the evaluation means 74
In the corresponding SA10, the first index value EV1And
And the second index value EV2Blood of the heart based on the relative change of
The liquid ejection function is evaluated. For example, in SA10
Calculated as the average value of a predetermined number of pressure pulse waves before exercise load.
First index value EV1And a predetermined number of pressure pulse waves after exercise load
Second index value EV calculated as an average value2Change between
Amount ΔEV (= EV 1-EV2) Or rate of change EV1/ E
V2Is normal when exceeds the preset judgment reference value
If it does not exceed, the heart's blood ejection function declines.
To judge. Alternatively, at SA10, exercise load application
The second index value EV after the end2Is the first index value EV1To
The recovery time TR for recovering toward
When it is shorter than the standard value, or the recovery rate per unit time
Slope) ΔEV2Is above the preset criteria
If it is normal, it is judged to be normal, but in the opposite case, the blood is pumped in the heart.
It is judged that the output function has deteriorated. Normal heart ejection function
When the exercise load is applied, the shape of the pressure pulse wave is reduced.
While the systolic area increases, the end of exercise load application
Whether to recover promptly to the state before the exertion of exercise load
It is.
【００４４】次いで、前記表示手段７６に対応するＳＡ
１１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。Next, the SA corresponding to the display means 76
11, the above evaluation result is displayed on the screen of the display 32 and, for example, the display illustrated in FIGS.
That is, by comparing the second index value EV 2 after the exercise load with the first index value EV 1 before the exercise load, the change of the second index value EV 2 with respect to the first index value EV 1 can be easily grasped. The display is displayed on the display 32.
【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ＰkS YS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。As described above, according to this embodiment, the peripheral side pulse sound detected on the peripheral side of the cuff 10 by the peripheral side microphone 10b by the SA2-5 corresponding to the delay time determining means 61 is the main side. When the delay time DT with respect to the trunk side pulse sound detected on the trunk side of the cuff 10 is determined by the microphone 10a, the SA2-6 corresponding to the blood pressure evaluation curve calculation means 62 causes the peripheral side detected by the microphone 10b on the peripheral side. By sequentially calculating the product of the magnitude MA of the pulse sound and the delay time DT according to the change in the pressure of the cuff 10, the blood pressure evaluation curve L changing along the axis indicating the pressure P k of the cuff 10 is obtained. Desired. Then, in SA2-7 corresponding to the blood pressure value determining means 63, the sharp rising and falling points of the blood pressure evaluation curve L are detected, and the cuff pressure P kS YS and the corresponding cuff pressure P kS YS and P kDIA is determined as the systolic blood pressure value P BPSYS and the diastolic blood pressure value P BPDIA , respectively. In the blood pressure evaluation curve L, since the loudness level MA of the peripheral side pulse sound is multiplied by the delay time DT, its abrupt rising point and falling point are emphasized. Since the influence of is significantly removed, higher measurement accuracy can be obtained as compared with the blood pressure determination by the conventional Korotkoff sound method or oscillometric method. Therefore, in order to evaluate the blood ejection function of the heart of the living body by giving an exercise load, the blood ejection function evaluation device of the type that measures the blood pressure value before and after giving the exercise load is Will be able to evaluate accurately. In addition, the accuracy of diagnosis of indolent myocardial ischemia can be improved.
【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ＥＶ
1 が決定され、第２指標値決定手段７２に対応するＳＡ
６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。Further, according to this embodiment, the shape of the pulse wave detected by the pressure pulse wave sensor 46 is contracted by the SA6 corresponding to the first index value determining means 70 before the exercise load is applied to the living body. First index value EV corresponding to the period area
SA determined to be 1 and corresponding to the second index value determination means 72
According to 6, the second index value EV 2 corresponding to the systolic area of the shape of the pulse wave detected by the pressure pulse wave sensor 46 after the exercise load is applied to the living body is determined. Then, the SA 11 corresponding to the display means 76 displays the second index value EV 2 in a state of being compared with the first index value EV 1 . Therefore, the ejection function of the heart can be easily evaluated based on the change of the second index value EV 2 with respect to the first index value EV 1 , that is, the amount of change, the rate of change, or the recovery curve. In addition, accurate evaluation of the blood ejection function enables diagnosis of painless myocardial ischemia.
【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。Further, according to the present embodiment, the blood ejecting function of the heart is evaluated by the SA10 corresponding to the evaluating means 74 based on the change in the first index value EV 1 and the second index value EV 2. Therefore, the blood ejection function can be accurately evaluated without requiring skill. In addition, accurate evaluation of the blood ejection function enables diagnosis of painless myocardial ischemia.
【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。Further, according to this embodiment, the SA 10 corresponding to the evaluation means 74 determines that the change amount or the change rate between the first index value EV 1 and the second index value EV 2 is preset. Since the blood ejection function of the heart is determined based on whether or not the reference value is exceeded, there is an advantage that a complicated determination algorithm is unnecessary.
【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。Further, according to the present embodiment, the SA 10 corresponding to the evaluation means 74 determines the heart based on the recovery time or recovery rate for recovering the second index value EV 2 toward the first index value EV 1. Since the blood ejection function is determined, the blood ejection function can be evaluated more accurately.
【００５０】また、本実施例によれば、圧脈波センサ４
６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。Further, according to this embodiment, the pressure pulse wave sensor 4
Waveform conversion means for converting the pressure pulse wave detected by 6 into the waveform inside the aorta based on the transfer function TF of the pulse wave signal between the region where the pressure pulse wave sensor 46 is attached and the aorta of the living body. Since 66 is further included, the first index value EV 1 and the second index value EV 2 are more accurately determined using the waveform in the aorta, which is an advantage that the evaluation accuracy of the blood ejection function is improved. There is.
【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。Further, according to this embodiment, the blood pressure measuring means 60 for measuring the blood pressure value of the living body using the cuff 10, and the pressure pulse wave sensor 46 before and after the exercise load is applied to the living body. By associating the magnitude of the detected pressure pulse wave with the blood pressure value measured by the blood pressure measuring means 60, the correspondence relationship between the pressure pulse wave P M and the blood pressure value of the living body is predetermined as shown in the figure. The pressure pulse wave calibrating means 64 for calibrating the pressure pulse wave detected by the pressure pulse wave sensor 46 using the corresponding relationship is further included, so that the pressure pulse before and after the exercise load is applied to the living body. Since the wave is calibrated to the waveform representing the blood pressure value of the living body, the first index value EV 1
Also, there is an advantage that the relative difference between the second index value EV 2 before and after the exercise load is eliminated, and the evaluation accuracy of the blood ejection function is further enhanced.
【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。Although one embodiment of the present invention has been described above with reference to the drawings, the present invention can be applied to other modes.
【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１
０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。For example, in the blood pressure measurement routine at SA2 in FIG. 9 described above, SA2-5 to SA2- in FIG. 11 are performed during the gradual pressure reduction period during which the pressure in the cuff 10 is decreased.
7 blood pressure measurement algorithms were running, but cuff 1
It does not matter if the blood pressure measurement algorithm is executed in the gradual pressure rising period of 0.
【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。Further, in the above-mentioned embodiment, the waveform converting means 66 for converting the pressure pulse wave in the radial artery 56 into the pressure pulse wave in the aorta is provided, but it is not always provided. Good.
【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。Further, in the above-described embodiment, both the evaluation means 74 and the display means 76 are provided, but the object of the present invention can be achieved if either one of them is provided.
【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。Further, the pressure pulse wave sensor 46 of the above-mentioned embodiment is used.
Was attached to the wrist in order to detect the pressure pulse wave in the radial artery 56, but was attached to the foot or neck in order to detect the pressure pulse wave in the dorsal foot artery or the pressure pulse wave in the carotid artery. It does not matter if it is done.
【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。Further, in the above-mentioned embodiment, the index value EV is one kind selected from the first group or the second group, but a plurality of kinds of index values EV are used at the same time, and a plurality of kinds thereof are used. It may be possible to make a comprehensive determination based on the determination based on the index value EV.
【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：Le
ft 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。In the blood ejection function-evaluating apparatus 8 of the above-mentioned embodiment, for example, the index value EV is set to Q of the electrocardiographic waveform.
Time interval PEP (pre-ejection period) from the wave to the rising point of the pressure pulse wave and the ejection period ET (= LVET: Le from the rising point of the pressure pulse wave to the notch DN)
ft Ventricular Ejection Time), when the PEP / ET is used, or when the magnitude of the R wave of the electrocardiographic waveform and the ST level are used as auxiliary information for the determination of myocardial ischemia, the electrocardiographic waveform is An electrocardiographic waveform detection device for detection is provided as needed.
【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。Besides, the present invention can be variously modified without departing from the spirit thereof.
【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。FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of a blood ejection function-evaluating apparatus that is an embodiment of the present invention.
【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。FIG. 2 is a functional block diagram illustrating a main part of a control function of the electronic control device according to the embodiment of FIG.
【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。3 is a diagram illustrating a delay time DT and a blood pressure evaluation curve L calculated in the blood pressure measurement algorithm used in the embodiment of FIG.
【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。FIG. 4 is a diagram illustrating a correspondence relationship used in the embodiment of FIG.
【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。5A and 5B are diagrams illustrating characteristic values of a waveform of a pressure pulse wave used in the embodiment of FIG.
【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。6 is a diagram showing an example in which a second index value is displayed in contrast to the first index value on the display device of the embodiment of FIG.
【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。FIG. 7 is a diagram showing an example in which a second index value is displayed in contrast to the first index value on the display of the embodiment of FIG.
【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。8 is a diagram showing an example in which a second index value is displayed in contrast to the first index value on the display device of the embodiment of FIG.
【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。FIG. 9 is a flowchart illustrating a main part of control operation of the electronic control unit of the embodiment of FIG.
【図１０】図９の制御作動を説明するタイムチャートで
ある。FIG. 10 is a time chart illustrating the control operation of FIG.
【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。11 is a flowchart illustrating in detail the blood pressure measurement routine of FIG.
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 46: Pressure pulse wave sensor 60: Blood pressure measurement means 61: Delay time determination means 62: Blood pressure evaluation curve calculation means 63: Blood pressure value determination means 64: Pressure pulse wave calibration means 66: Waveform conversion means 70: First index value determination means 72: Second index value determining means 74: Evaluation means 76: Display means
Claims (6)
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、 を、含むことを特徴とする血液駆出機能評価装置。1. A blood pressure value of a living body before and after the exercise load is measured by using a cuff that presses a part of the living body, in order to evaluate the blood ejection function of the heart of the living body by applying the exercise load to the living body. A blood ejection function evaluation device of a type that respectively measures, a peripheral side microphone and a peripheral side microphone that are provided on the peripheral side and the basic side of the cuff, respectively detecting pulse sounds generated on the peripheral side and the basic side of the cuff, and A trunk-side microphone, a delay time for determining a delay time with respect to a trunk-side pulse sound detected on the trunk-side of the cuff by the trunk-side microphone, of the peripheral-side pulse sound detected on the peripheral side of the cuff by the peripheral-side microphone. Deciding means, the product of the magnitude of the peripheral pulse sound detected by the peripheral microphone and the delay time is sequentially calculated along with the change of the compression pressure of the cuff. A blood pressure evaluation curve calculation means for calculating a blood pressure evaluation curve that changes along the axis indicating the pressure of the cuff by calculation, and a sharp rise point and a fall point of the blood pressure evaluation curve calculated by the blood pressure evaluation curve calculation means. Blood pressure value determining means for detecting a point and determining the pressure of the cuff corresponding to the rising point and the falling point as the systolic blood pressure value and the diastolic blood pressure value.
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
特徴とする請求項１の血液駆出機能評価装置。2. A pressure pulse wave sensor attached to the living body for detecting a pressure pulse wave generated from an artery of the living body in synchronization with a heartbeat, and the pressure pulse before the exercise load is applied to the living body. First index value determining means for determining a first index value corresponding to the systolic area of the shape of the pressure pulse wave detected by the wave sensor, and the pressure pulse wave sensor after the exercise load is applied to the living body. Second index value determining means for determining a second index value corresponding to the systolic area of the shape of the detected pressure pulse wave, and blood of the heart based on a change between the first index value and the second index value The blood ejection function evaluation device according to claim 1, further comprising: an evaluation unit that evaluates the ejection function.
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２の血液駆出機能評価
装置。3. The evaluation means includes a first index value and a second index value.
The blood ejection function evaluation apparatus according to claim 2, wherein the blood ejection function of the heart is judged based on whether or not the amount of change or the rate of change from the index value exceeds a preset judgment reference value. .
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２の血液駆出機能評価装置。4. The evaluation means includes a first of the second index values.
The blood ejection function evaluation device according to claim 2, wherein the blood ejection function of the heart is determined based on a recovery time or a recovery rate for recovering toward an index value.
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２乃至４のいず
れかの血液駆出機能評価装置。5. The pressure pulse wave detected by the pressure pulse wave sensor is converted into a waveform inside the aorta based on a transfer function between a site where the pressure pulse wave sensor is attached and an aorta of a living body. The blood ejection function-evaluating device according to any one of claims 2 to 4, comprising a waveform converting means.
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２の血液駆出機能評価装
置。6. A blood pressure measuring means for measuring a blood pressure value of the living body using a cuff, and a magnitude of a pressure pulse wave detected by the pressure pulse wave sensor before and after an exercise load is applied to the living body. By associating the blood pressure values measured by the blood pressure measuring means with each other, the correspondence relationship between the pressure pulse wave and the blood pressure value of the living body is determined in advance, and the pressure pulse wave sensor detects the correspondence relationship. A pressure pulse wave calibration means for calibrating the pressure pulse wave
The blood ejection function evaluation device according to claim 2, further comprising:
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Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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1995
- 1995-03-01 JP JP4155395A patent/JP3595593B2/en not_active Expired - Fee Related
Cited By (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH119564A (en) * | 1997-06-27 | 1999-01-19 | Seiko Epson Corp | Cardiac function diagnostic device |
| JP3873625B2 (en) * | 1999-02-22 | 2007-01-24 | セイコーエプソン株式会社 | Blood pressure measurement device |
| JP2019513062A (en) * | 2016-04-01 | 2019-05-23 | 日東電工株式会社 | Method of deriving systolic blood pressure and / or diastolic blood pressure of a subject |
| US11452458B2 (en) | 2016-04-01 | 2022-09-27 | Nitto Denko Corporation | Method of deriving systolic blood pressure and/or diastolic blood pressure of a subject |
| WO2017179695A1 (en) * | 2016-04-15 | 2017-10-19 | オムロン株式会社 | Biological information analysis device and system, and program |
| WO2017179703A1 (en) * | 2016-04-15 | 2017-10-19 | オムロン株式会社 | Biological information analysis device and system, and program |
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