JPH1094528A - 心拍出量推定装置 - Google Patents
心拍出量推定装置Info
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- JPH1094528A JPH1094528A JP8251294A JP25129496A JPH1094528A JP H1094528 A JPH1094528 A JP H1094528A JP 8251294 A JP8251294 A JP 8251294A JP 25129496 A JP25129496 A JP 25129496A JP H1094528 A JPH1094528 A JP H1094528A
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Landscapes
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 非侵襲で心拍出量を連続的に推定できる心拍
出量推定装置を提供する。 【解決手段】 心拍出量算出手段８４により、所定の関
係（Ｑrelative＝ＰAV／τ）から、拡張期波形時定数算
出手段８２により算出された時定数τと、血圧値決定手
段７６により決定された平均血圧値ＥＢＰMEANとに基づ
いて、心拍出量Ｑ relativeが算出される。このような心
拍出量推定装置８によれば、非侵襲で心拍出量Ｑ
relativeが連続的に推定され、生体の循環状態の監視の
信頼性が高められる。
出量推定装置を提供する。 【解決手段】 心拍出量算出手段８４により、所定の関
係（Ｑrelative＝ＰAV／τ）から、拡張期波形時定数算
出手段８２により算出された時定数τと、血圧値決定手
段７６により決定された平均血圧値ＥＢＰMEANとに基づ
いて、心拍出量Ｑ relativeが算出される。このような心
拍出量推定装置８によれば、非侵襲で心拍出量Ｑ
relativeが連続的に推定され、生体の循環状態の監視の
信頼性が高められる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、生体の心臓から拍
出される血液量すなわち心拍出量を推定する心拍出量推
定装置に関するものである。
出される血液量すなわち心拍出量を推定する心拍出量推
定装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】生体の血液循環状態は生体の生命の維持
について極めて重要なものであることから、生体の全身
麻酔を伴う手術或いは集中治療などに際しては、血圧値
などを用いて生体の循環状態の把握が行われている。し
かしながら、一般的な自動血圧測定装置は、カフを用い
て生体の一部の圧迫圧力を変化させる過程で発生するコ
ロトコフ音或いは脈波の変化に基づいて血圧値を決定す
るものであるため、血圧値の測定に数十秒の時間がかか
るだけでなく、鬱血の影響をさけるためにその測定周期
は少なくとも数分以上となり、生体の容態の変化を気づ
くのが遅れるおそれがあった。
について極めて重要なものであることから、生体の全身
麻酔を伴う手術或いは集中治療などに際しては、血圧値
などを用いて生体の循環状態の把握が行われている。し
かしながら、一般的な自動血圧測定装置は、カフを用い
て生体の一部の圧迫圧力を変化させる過程で発生するコ
ロトコフ音或いは脈波の変化に基づいて血圧値を決定す
るものであるため、血圧値の測定に数十秒の時間がかか
るだけでなく、鬱血の影響をさけるためにその測定周期
は少なくとも数分以上となり、生体の容態の変化を気づ
くのが遅れるおそれがあった。
【０００３】これに対し、たとえばＰＣＴ出願公開第Ｗ
Ｏ８８／０４９１０号に記載されているように、生体の
動脈内に発生する圧脈波を一拍毎に検出し、予め設定さ
れた関係からその圧脈波の大きさに基づいて生体の血圧
値を一拍毎に推定する連続血圧監視装置が提案されてい
る。これによれば、生体の血圧値が一拍毎に推定される
ので、生体の血圧値の変化を速やかに知ることができ
る。
Ｏ８８／０４９１０号に記載されているように、生体の
動脈内に発生する圧脈波を一拍毎に検出し、予め設定さ
れた関係からその圧脈波の大きさに基づいて生体の血圧
値を一拍毎に推定する連続血圧監視装置が提案されてい
る。これによれば、生体の血圧値が一拍毎に推定される
ので、生体の血圧値の変化を速やかに知ることができ
る。
【０００４】
【発明が解決すべき課題】しかしながら、生体の血流量
すなわち心拍出量は血圧値とは一対一の関係にはないこ
とから、血圧値が充分にあったとしても安心できない場
合がある。たとえば、神経或いは薬剤などの影響で末梢
血管抵抗が高くなると、心臓の微弱な拍動によっても血
圧値が高くなるが、このような場合には心拍出量が充分
ではない場合があるからである。したがって、従来の連
続血圧監視装置による血圧値の監視だけでは、生体を充
分に監視することができない場合があるのである。
すなわち心拍出量は血圧値とは一対一の関係にはないこ
とから、血圧値が充分にあったとしても安心できない場
合がある。たとえば、神経或いは薬剤などの影響で末梢
血管抵抗が高くなると、心臓の微弱な拍動によっても血
圧値が高くなるが、このような場合には心拍出量が充分
ではない場合があるからである。したがって、従来の連
続血圧監視装置による血圧値の監視だけでは、生体を充
分に監視することができない場合があるのである。
【０００５】本発明は以上のような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、非侵襲で
心拍出量を連続的に推定できる心拍出量推定装置を提供
することにある。
されたものであり、その目的とするところは、非侵襲で
心拍出量を連続的に推定できる心拍出量推定装置を提供
することにある。
【０００６】
【課題を解決するための手段】本発明者等は以上の事情
を背景として種々検討を重ねた結果、生体の圧脈波のう
ちの心臓拡張期波形の立ち下がりの度合を時定数で表し
た場合、その時定数が末梢抵抗に対応するので、時定数
およびその時の血圧値に基づいて心拍出量を推定できる
ことを見いだした。本発明はこのような知見に基づいて
為されたものである。
を背景として種々検討を重ねた結果、生体の圧脈波のう
ちの心臓拡張期波形の立ち下がりの度合を時定数で表し
た場合、その時定数が末梢抵抗に対応するので、時定数
およびその時の血圧値に基づいて心拍出量を推定できる
ことを見いだした。本発明はこのような知見に基づいて
為されたものである。
【０００７】すなわち、本発明の要旨とするところは、
生体の心臓から拍出される血液量を推定する心拍出量推
定装置であって、（ａ）前記生体の動脈内に発生する圧
脈波を検出する圧脈波検出装置と、（ｂ）その圧脈波検
出装置により検出された圧脈波の発生時における生体の
血圧値を決定する血圧値決定手段と、（ｃ）上記圧脈波
検出装置により検出された圧脈波の形状から、その圧脈
波の拡張期を判定する拡張期判定手段と、（ｄ）その拡
張期判定手段により判定された拡張期の圧脈波の波形の
時定数を算出する拡張期波形時定数算出手段と、（ｅ）
その拡張期波形時定数算出手段により算出された時定数
と、前記血圧値決定手段により決定された血圧値とに基
づいて、心拍出量を算出する心拍出量算出手段とを、含
むことにある。
生体の心臓から拍出される血液量を推定する心拍出量推
定装置であって、（ａ）前記生体の動脈内に発生する圧
脈波を検出する圧脈波検出装置と、（ｂ）その圧脈波検
出装置により検出された圧脈波の発生時における生体の
血圧値を決定する血圧値決定手段と、（ｃ）上記圧脈波
検出装置により検出された圧脈波の形状から、その圧脈
波の拡張期を判定する拡張期判定手段と、（ｄ）その拡
張期判定手段により判定された拡張期の圧脈波の波形の
時定数を算出する拡張期波形時定数算出手段と、（ｅ）
その拡張期波形時定数算出手段により算出された時定数
と、前記血圧値決定手段により決定された血圧値とに基
づいて、心拍出量を算出する心拍出量算出手段とを、含
むことにある。
【０００８】
【発明の効果】このようにすれば、心拍出量算出手段で
は、拡張期波形時定数算出手段により算出された時定数
と、前記血圧値決定手段により決定された血圧値とに基
づいて、心拍出量が算出される。したがって、本発明の
心拍出量推定装置によれば、非侵襲で心拍出量が連続的
に推定され、生体の循環状態の監視の信頼性が高められ
る。
は、拡張期波形時定数算出手段により算出された時定数
と、前記血圧値決定手段により決定された血圧値とに基
づいて、心拍出量が算出される。したがって、本発明の
心拍出量推定装置によれば、非侵襲で心拍出量が連続的
に推定され、生体の循環状態の監視の信頼性が高められ
る。
【０００９】
【発明の他の形態】ここで、好適には、前記血圧値決定
手段は、前記生体の平均血圧値を決定するものであり、
前記心拍出量算出手段は、その平均血圧値と前記時定数
の逆数との乗算値に基づいて心拍出量を算出するもので
ある。また、好適には、前記血圧値決定手段は、前記生
体の圧脈波に対応する血圧波形を決定するものであり、
前記心拍出量算出手段は、その血圧波形を区分する多数
の区間の個々の値と前記時定数の逆数との乗算値の積分
値に基づいて心拍出量を算出するものである。上記のい
ずれの場合でも、心拍出量が連続的に推定される。
手段は、前記生体の平均血圧値を決定するものであり、
前記心拍出量算出手段は、その平均血圧値と前記時定数
の逆数との乗算値に基づいて心拍出量を算出するもので
ある。また、好適には、前記血圧値決定手段は、前記生
体の圧脈波に対応する血圧波形を決定するものであり、
前記心拍出量算出手段は、その血圧波形を区分する多数
の区間の個々の値と前記時定数の逆数との乗算値の積分
値に基づいて心拍出量を算出するものである。上記のい
ずれの場合でも、心拍出量が連続的に推定される。
【００１０】また、好適には、前記圧脈波検出装置は、
前記生体の皮膚直下に位置する動脈を押圧する平坦な押
圧面に圧力検出素子を有する圧脈波センサと、その圧脈
波センサの平坦な押圧面により上記皮膚直下の動脈の管
壁の一部が平坦となるまでその圧脈波センサを押圧する
押圧装置とを備えて、非観血にてその動脈内の圧脈波を
検出するものである。このようにすれば、動脈の管壁の
張力の影響が抑制されてその動脈内の圧力に対応した圧
脈波の形状が得られる利点がある。
前記生体の皮膚直下に位置する動脈を押圧する平坦な押
圧面に圧力検出素子を有する圧脈波センサと、その圧脈
波センサの平坦な押圧面により上記皮膚直下の動脈の管
壁の一部が平坦となるまでその圧脈波センサを押圧する
押圧装置とを備えて、非観血にてその動脈内の圧脈波を
検出するものである。このようにすれば、動脈の管壁の
張力の影響が抑制されてその動脈内の圧力に対応した圧
脈波の形状が得られる利点がある。
【００１１】また、好適には、前記拡張期判定手段は、
前記圧脈波検出装置により検出された圧脈波の大動脈弁
閉鎖時期以後の拡張期波形における最小傾斜点を検出
し、その圧脈波の波形のうちその最小傾斜点以後を拡張
期と判定するものである。このようにすれば、拡張期の
開始時点が可及的早期に判定され、時定数の演算精度が
高められる利点がある。なお、上記拡張期判定手段は、
平滑微分演算式を用いて上記拡張期波形における微分点
を逐次算出し、その微分値の最小点を最小傾斜点として
決定する。
前記圧脈波検出装置により検出された圧脈波の大動脈弁
閉鎖時期以後の拡張期波形における最小傾斜点を検出
し、その圧脈波の波形のうちその最小傾斜点以後を拡張
期と判定するものである。このようにすれば、拡張期の
開始時点が可及的早期に判定され、時定数の演算精度が
高められる利点がある。なお、上記拡張期判定手段は、
平滑微分演算式を用いて上記拡張期波形における微分点
を逐次算出し、その微分値の最小点を最小傾斜点として
決定する。
【００１２】
【発明の好適な実施の形態】以下、本発明の一実施例を
図面に基づいて詳細に説明する。図１は、本発明が適用
された心拍出量推定装置８の回路構成を説明するブロッ
ク線図である。
図面に基づいて詳細に説明する。図１は、本発明が適用
された心拍出量推定装置８の回路構成を説明するブロッ
ク線図である。
【００１３】図１の心拍出量推定装置８において、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１
２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１
６、および空気ポンプ１８とが備えられている。この切
換弁１６は、カフ１０内への圧力の供給を許容する圧力
供給状態、カフ１０内を徐々に排圧する徐速排圧状態、
およびカフ１０内を急速に排圧する急速排圧状態の３つ
の状態に切り換えられるように構成されている。
製袋を布製帯状袋内に有して、たとえば患者の上腕部１
２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１
６、および空気ポンプ１８とが備えられている。この切
換弁１６は、カフ１０内への圧力の供給を許容する圧力
供給状態、カフ１０内を徐々に排圧する徐速排圧状態、
およびカフ１０内を急速に排圧する急速排圧状態の３つ
の状態に切り換えられるように構成されている。
【００１４】圧力センサ１４は、カフ１０内の圧力を検
出して、その圧力を表す圧力信号ＳＰを静圧弁別回路２
２および脈波弁別回路２４にそれぞれ供給する。静圧弁
別回路２２はローパスフィルタを備え、圧力信号ＳＰに
含まれる定常的な圧力すなわちカフ圧を表すカフ圧信号
ＳＫを弁別してそのカフ圧信号ＳＫをＡ／Ｄ変換器２６
を介して電子制御装置２８へ供給する。脈波弁別回路２
４はバンドパスフィルタを備え、圧力信号ＳＰの振動成
分である脈波信号ＳＭ1 を周波数的に弁別してその脈波
信号ＳＭ1 をＡ／Ｄ変換器３０を介して電子制御装置２
８へ供給する。この脈波信号ＳＭ1 が表すカフ脈波は、
患者の心拍に同期して図示しない上腕動脈から発生して
カフ１０に伝達される圧力振動波である。
出して、その圧力を表す圧力信号ＳＰを静圧弁別回路２
２および脈波弁別回路２４にそれぞれ供給する。静圧弁
別回路２２はローパスフィルタを備え、圧力信号ＳＰに
含まれる定常的な圧力すなわちカフ圧を表すカフ圧信号
ＳＫを弁別してそのカフ圧信号ＳＫをＡ／Ｄ変換器２６
を介して電子制御装置２８へ供給する。脈波弁別回路２
４はバンドパスフィルタを備え、圧力信号ＳＰの振動成
分である脈波信号ＳＭ1 を周波数的に弁別してその脈波
信号ＳＭ1 をＡ／Ｄ変換器３０を介して電子制御装置２
８へ供給する。この脈波信号ＳＭ1 が表すカフ脈波は、
患者の心拍に同期して図示しない上腕動脈から発生して
カフ１０に伝達される圧力振動波である。
【００１５】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。
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。
【００１６】圧脈波検出装置３４は、前記カフ１０が装
着されているか或いは装着されていない上腕部１２の動
脈下流側の手首４２において、容器状を成すハウジング
３６の開口端が体表面３８に対向する状態で装着バンド
４０により手首４２に着脱可能に取り付けられるように
なっている。ハウジング３６の内部には、ダイヤフラム
４４を介して圧脈波センサ４６が相対移動可能かつハウ
ジング３６の開口端からの突出し可能に設けられてお
り、これらハウジング３６およびダイヤフラム４４等に
よって圧力室４８が形成されている。この圧力室４８内
には、空気ポンプ５０から調圧弁５２を経て圧力エアが
供給されるようになっており、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。圧力室４８を構成するハウジ
ング３６、ダイヤフラム４４等が圧脈波センサ４６の押
圧装置として機能している。
着されているか或いは装着されていない上腕部１２の動
脈下流側の手首４２において、容器状を成すハウジング
３６の開口端が体表面３８に対向する状態で装着バンド
４０により手首４２に着脱可能に取り付けられるように
なっている。ハウジング３６の内部には、ダイヤフラム
４４を介して圧脈波センサ４６が相対移動可能かつハウ
ジング３６の開口端からの突出し可能に設けられてお
り、これらハウジング３６およびダイヤフラム４４等に
よって圧力室４８が形成されている。この圧力室４８内
には、空気ポンプ５０から調圧弁５２を経て圧力エアが
供給されるようになっており、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。圧力室４８を構成するハウジ
ング３６、ダイヤフラム４４等が圧脈波センサ４６の押
圧装置として機能している。
【００１７】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図３に示すような圧脈
波ＰA (t) を検出し、その圧脈波ＰA (t) 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２
８へ供給する。圧脈波センサ４６は、その平坦な押圧面
５４によって撓骨動脈５６の管壁の一部が平坦となるま
でダイヤフラム４４により押圧された状態で圧脈波を検
出することから、撓骨動脈５６の管壁の張力の影響が除
去されるので、圧脈波信号ＳＭ2 は撓骨動脈５６内の圧
力を略示すものである。
晶シリコン等から成る半導体チップの押圧面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図３に示すような圧脈
波ＰA (t) を検出し、その圧脈波ＰA (t) 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２
８へ供給する。圧脈波センサ４６は、その平坦な押圧面
５４によって撓骨動脈５６の管壁の一部が平坦となるま
でダイヤフラム４４により押圧された状態で圧脈波を検
出することから、撓骨動脈５６の管壁の張力の影響が除
去されるので、圧脈波信号ＳＭ2 は撓骨動脈５６内の圧
力を略示すものである。
【００１８】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、連続血圧監視に
際しては、圧力室４８内の圧力変化過程で逐次得られる
圧脈波に基づいて圧脈波センサ４６の最適押圧力ＰHDP
が決定され、圧脈波センサ４６の最適押圧力ＰHDP を維
持するように調圧弁５２が制御される。
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、連続血圧監視に
際しては、圧力室４８内の圧力変化過程で逐次得られる
圧脈波に基づいて圧脈波センサ４６の最適押圧力ＰHDP
が決定され、圧脈波センサ４６の最適押圧力ＰHDP を維
持するように調圧弁５２が制御される。
【００１９】図２は、上記血圧監視装置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２において、血圧測定手段７０は、カフ
圧制御手段７２によってたとえばカフ１０の圧迫圧力が
所定の目標圧力値ＰCM（たとえば、１８０mmHg程度の圧
力値）まで急速昇圧させた後に３mmHg/sec程度の速度で
徐速降圧させられる徐速降圧期間内において、順次採取
される脈波信号ＳＭ1が表す脈波の振幅の変化に基づき
よく知られたオシロメトリック法を用いて最高血圧値Ｂ
ＰSYS および最低血圧値ＢＰDIA などを決定する。
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２において、血圧測定手段７０は、カフ
圧制御手段７２によってたとえばカフ１０の圧迫圧力が
所定の目標圧力値ＰCM（たとえば、１８０mmHg程度の圧
力値）まで急速昇圧させた後に３mmHg/sec程度の速度で
徐速降圧させられる徐速降圧期間内において、順次採取
される脈波信号ＳＭ1が表す脈波の振幅の変化に基づき
よく知られたオシロメトリック法を用いて最高血圧値Ｂ
ＰSYS および最低血圧値ＢＰDIA などを決定する。
【００２０】対応関係決定手段７４は、血圧測定手段７
０により測定された血圧値ＢＰの最高値および最低値と
そのときに圧脈波検出装置３４により検出された圧脈波
ＰA(t) の最高値および最低値に基づいて、数式１で表
される圧脈波ＰA (t) と連続血圧値ＥＢＰ(t) との関係
式の係数αおよびβを求めることにより、生体固有の対
応関係を決定する。
０により測定された血圧値ＢＰの最高値および最低値と
そのときに圧脈波検出装置３４により検出された圧脈波
ＰA(t) の最高値および最低値に基づいて、数式１で表
される圧脈波ＰA (t) と連続血圧値ＥＢＰ(t) との関係
式の係数αおよびβを求めることにより、生体固有の対
応関係を決定する。
【００２１】
【数１】ＥＢＰ(t) ＝αＰA (t) ＋β
【００２２】血圧値決定手段７６は、上記数式１の対応
関係から逐次求められる実際の圧脈波ＰA (t) に基づい
て、図３に示すように、連続血圧値ＥＢＰ(t) を決定す
る。この連続血圧値ＥＢＰ(t) の上ピークが最高血圧値
ＥＢＰSYS 、下ピークが最低血圧値ＥＢＰDIA にそれぞ
れ対応するので、血圧値決定手段７６では、最高血圧値
ＥＢＰSYS および最低血圧値ＥＢＰDIA も一拍毎に連続
的に求められ、必要に応じてそれらが表示器３２にそれ
ぞれ表示される。
関係から逐次求められる実際の圧脈波ＰA (t) に基づい
て、図３に示すように、連続血圧値ＥＢＰ(t) を決定す
る。この連続血圧値ＥＢＰ(t) の上ピークが最高血圧値
ＥＢＰSYS 、下ピークが最低血圧値ＥＢＰDIA にそれぞ
れ対応するので、血圧値決定手段７６では、最高血圧値
ＥＢＰSYS および最低血圧値ＥＢＰDIA も一拍毎に連続
的に求められ、必要に応じてそれらが表示器３２にそれ
ぞれ表示される。
【００２３】また、上記血圧値決定手段７６は、上記連
続血圧値すなわち血圧波形ＥＢＰ(t) から平均血圧ＥＢ
ＰMEANを算出する。この平均血圧値ＥＢＰMEANは、血圧
波形ＥＢＰ(t) の上ピーク値と下ピーク値との中間値で
はなく、上記連続血圧値ＥＢＰ(t) の１周期内の平均値
（∫ＥＢＰ(t) dt／１周期、或いはΣＥＢＰ(t) ／１周
期内のサンプリング数）であり、好ましくはノイズの影
響を緩和するために、たとえば１０拍程度の所定数の周
期毎について逐次求められる平均血圧値の移動平均血圧
値が採用される。
続血圧値すなわち血圧波形ＥＢＰ(t) から平均血圧ＥＢ
ＰMEANを算出する。この平均血圧値ＥＢＰMEANは、血圧
波形ＥＢＰ(t) の上ピーク値と下ピーク値との中間値で
はなく、上記連続血圧値ＥＢＰ(t) の１周期内の平均値
（∫ＥＢＰ(t) dt／１周期、或いはΣＥＢＰ(t) ／１周
期内のサンプリング数）であり、好ましくはノイズの影
響を緩和するために、たとえば１０拍程度の所定数の周
期毎について逐次求められる平均血圧値の移動平均血圧
値が採用される。
【００２４】拡張期判定手段８０は、前記圧脈波Ｐ
A (t) すなわち連続血圧値ＥＢＰ(t) を表す波形のうち
の心臓拡張期に対応する期間の波形の時定数を求めるた
めに、その波形から大動脈弁閉鎖後の心臓拡張期の開始
時点を判定する。大動脈弁の閉鎖のタイミングは上記波
形の上ピーク点（図３のｔ0 時点）から一定の範囲内に
限定され、且つ拡張期の初期には最も急な下降を示すと
いう経験則を利用して、上記拡張期判定手段８０は、上
記波形の上ピーク点から大動脈弁閉鎖時点（図３のｔ1
時点）までの時間が最も長い若年者であっても拡張期開
始後となるように設定された期間Ａたとえば上ピーク点
から２５０ms程度の時間が経過した後の、最小傾斜点
（絶対値では最大傾斜点）〔d(ＰA (t)) ／dt) 〕min
すなわち図３のｔ2 時点が検出されることにより、上記
波形の心臓拡張期に対応する期間が判定される。
A (t) すなわち連続血圧値ＥＢＰ(t) を表す波形のうち
の心臓拡張期に対応する期間の波形の時定数を求めるた
めに、その波形から大動脈弁閉鎖後の心臓拡張期の開始
時点を判定する。大動脈弁の閉鎖のタイミングは上記波
形の上ピーク点（図３のｔ0 時点）から一定の範囲内に
限定され、且つ拡張期の初期には最も急な下降を示すと
いう経験則を利用して、上記拡張期判定手段８０は、上
記波形の上ピーク点から大動脈弁閉鎖時点（図３のｔ1
時点）までの時間が最も長い若年者であっても拡張期開
始後となるように設定された期間Ａたとえば上ピーク点
から２５０ms程度の時間が経過した後の、最小傾斜点
（絶対値では最大傾斜点）〔d(ＰA (t)) ／dt) 〕min
すなわち図３のｔ2 時点が検出されることにより、上記
波形の心臓拡張期に対応する期間が判定される。
【００２５】上記拡張期判定手段８０において、最小傾
斜点〔d(ＰA (t)) ／dt) 〕min は、好適には、以下に
例示する平滑微分演算式により算出された微分値の最小
値が用いられる。この平滑微分演算式では、たとえば、
図４に示すように、上記波形の心臓拡張期内において所
定時点ｔi 付近のサンプリングデータがｘi-3 、
ｘi- 2 、ｘi-1 、ｘi 、ｘi+1 、ｘi+2 、ｘi+3 である
とき、数式２から上記所定時点ｔi の微分値（波形の傾
斜） subi が求められる。なお、数式２において、Ｔ s
はサンプリング周期である。
斜点〔d(ＰA (t)) ／dt) 〕min は、好適には、以下に
例示する平滑微分演算式により算出された微分値の最小
値が用いられる。この平滑微分演算式では、たとえば、
図４に示すように、上記波形の心臓拡張期内において所
定時点ｔi 付近のサンプリングデータがｘi-3 、
ｘi- 2 、ｘi-1 、ｘi 、ｘi+1 、ｘi+2 、ｘi+3 である
とき、数式２から上記所定時点ｔi の微分値（波形の傾
斜） subi が求められる。なお、数式２において、Ｔ s
はサンプリング周期である。
【００２６】
【数２】subi ＝（ｘi+1+ｘi+2+ｘi+3-ｘi-3-ｘi-2-ｘ
i-1 ）／（12×Ｔs ）
i-1 ）／（12×Ｔs ）
【００２７】拡張期波形時定数算出手段８２は、上記の
拡張期判定手段８０により判定された圧脈波ＰA (t) の
うちの心臓拡張期に対応する部分の波形の対数曲線から
時定数τを、たとえば数式３を用いて算出する。数式３
において、Ｐ2 およびＰ3 は、拡張期間内波形のうち積
分を施す区間の両端の任意の２点の圧力値である。本実
施例では、時定数τの演算精度を高めるために、Ｐ2 は
拡張期開始点（波形の最小傾斜点）、Ｐ3 は拡張期終了
点（波形の最小点）に設定されている。なお、数式３
は、ＰA (t) ＝Ａ・ｅ-t/CR （但し、τ＝ＣＲ）なる近
似式の両辺をＰ2とＰ3 との間の区間内の時間０〜ｔd
について積分することにより導かれたものである。な
お、Ｃは血管のコンプライアンス、Ｒは血管の末梢抵抗
を示している。
拡張期判定手段８０により判定された圧脈波ＰA (t) の
うちの心臓拡張期に対応する部分の波形の対数曲線から
時定数τを、たとえば数式３を用いて算出する。数式３
において、Ｐ2 およびＰ3 は、拡張期間内波形のうち積
分を施す区間の両端の任意の２点の圧力値である。本実
施例では、時定数τの演算精度を高めるために、Ｐ2 は
拡張期開始点（波形の最小傾斜点）、Ｐ3 は拡張期終了
点（波形の最小点）に設定されている。なお、数式３
は、ＰA (t) ＝Ａ・ｅ-t/CR （但し、τ＝ＣＲ）なる近
似式の両辺をＰ2とＰ3 との間の区間内の時間０〜ｔd
について積分することにより導かれたものである。な
お、Ｃは血管のコンプライアンス、Ｒは血管の末梢抵抗
を示している。
【００２８】
【数３】τ＝∫ＰA (t) dt／（Ｐ2 −Ｐ3 ）
【００２９】心拍出量算出手段８４は、上記拡張期波形
時定数算出手段８２により拡張期波形から算出された時
定数τと、前記血圧値決定手段７６により決定された血
圧値とに基づいて、予め設定された数式４から心拍出量
（相対値）Ｑrelativeを一拍毎に算出する。平均拍出量
ＱAV、平均血圧ＰAV、および末梢血管抵抗Ｒとの関係
は、オームの法則に類似した考え方が適用され得て、Ｒ
＝ＰAV／ＱAVにより表され得る一方、時定数τは、前記
のように血管のコンプライアンスＣと末梢血管抵抗Ｒと
の積であるから、τ＝Ｃ・ＰAV／ＱAVにより表される。
これの変形式ＱAV＝Ｃ・ＰAV／τを用いることにより、
平均拍出量ＱAVすなわち心拍出量が算出され得ることに
なるが、上記血管のコンプライアンスＣを求めることが
困難であるため、短時間内では生体の血管のコンプライ
アンスＣが一定であることを前提とすれば、そのコンプ
ライアンスＣを例えば「１」に設定した数式４により相
対値Ｑrelativeが求められるのである。
時定数算出手段８２により拡張期波形から算出された時
定数τと、前記血圧値決定手段７６により決定された血
圧値とに基づいて、予め設定された数式４から心拍出量
（相対値）Ｑrelativeを一拍毎に算出する。平均拍出量
ＱAV、平均血圧ＰAV、および末梢血管抵抗Ｒとの関係
は、オームの法則に類似した考え方が適用され得て、Ｒ
＝ＰAV／ＱAVにより表され得る一方、時定数τは、前記
のように血管のコンプライアンスＣと末梢血管抵抗Ｒと
の積であるから、τ＝Ｃ・ＰAV／ＱAVにより表される。
これの変形式ＱAV＝Ｃ・ＰAV／τを用いることにより、
平均拍出量ＱAVすなわち心拍出量が算出され得ることに
なるが、上記血管のコンプライアンスＣを求めることが
困難であるため、短時間内では生体の血管のコンプライ
アンスＣが一定であることを前提とすれば、そのコンプ
ライアンスＣを例えば「１」に設定した数式４により相
対値Ｑrelativeが求められるのである。
【００３０】
【数４】Ｑrelative＝ＰAV／τ
【００３１】表示制御手段８６は、上記心拍出量算出手
段８４によって一拍毎に算出された心拍出量（相対値）
Ｑrelativeを、たとえば図５に示すように、時間軸８８
に沿って一拍毎に算出された値を相互に接続するトレン
ドグラフを表示器３２に表示させる。また、血圧値決定
手段７６により決定された最高血圧値ＥＢＰSYS および
最低血圧値ＥＢＰDIA を示す棒状マークを共通の時間軸
８８に沿って連続的に表示し、血圧値と心拍出量Ｑ
relativeとを対比可能とする。その棒状マーク上端およ
び下端は最高血圧値ＥＢＰSYS および最低血圧値ＥＢＰ
DIA をそれぞれ示している。
段８４によって一拍毎に算出された心拍出量（相対値）
Ｑrelativeを、たとえば図５に示すように、時間軸８８
に沿って一拍毎に算出された値を相互に接続するトレン
ドグラフを表示器３２に表示させる。また、血圧値決定
手段７６により決定された最高血圧値ＥＢＰSYS および
最低血圧値ＥＢＰDIA を示す棒状マークを共通の時間軸
８８に沿って連続的に表示し、血圧値と心拍出量Ｑ
relativeとを対比可能とする。その棒状マーク上端およ
び下端は最高血圧値ＥＢＰSYS および最低血圧値ＥＢＰ
DIA をそれぞれ示している。
【００３２】図６および図７は、上記心拍出量推定装置
８の電子制御装置２８における制御作動の要部を説明す
るフローチャートであり、所定の制御サイクルで繰り返
し実行される。図６は血圧測定ルーチンを、図７は心拍
出量算出ルーチンをそれぞれ示している。
８の電子制御装置２８における制御作動の要部を説明す
るフローチャートであり、所定の制御サイクルで繰り返
し実行される。図６は血圧測定ルーチンを、図７は心拍
出量算出ルーチンをそれぞれ示している。
【００３３】図６において、ステップＳＡ１（以下、ス
テップを省略する。）において図示しないカウンタやレ
ジスタをクリアする初期処理が実行された後、カフ圧制
御手段７２に対応するＳＡ２では、切換弁１６が圧力供
給状態に切り換えられ且つ空気ポンプ１８が駆動される
ことにより、血圧測定のためにカフ１０の急速昇圧が開
始される。続くＳＡ３では、カフ圧ＰC が１８０mmHg程
度に予め設定された目標圧迫圧ＰCM以上となったか否か
が判断される。このＳＡ３の判断が否定された場合は、
上記ＳＡ２以下が繰り返し実行されることによりカフ圧
ＰC の上昇が継続される。
テップを省略する。）において図示しないカウンタやレ
ジスタをクリアする初期処理が実行された後、カフ圧制
御手段７２に対応するＳＡ２では、切換弁１６が圧力供
給状態に切り換えられ且つ空気ポンプ１８が駆動される
ことにより、血圧測定のためにカフ１０の急速昇圧が開
始される。続くＳＡ３では、カフ圧ＰC が１８０mmHg程
度に予め設定された目標圧迫圧ＰCM以上となったか否か
が判断される。このＳＡ３の判断が否定された場合は、
上記ＳＡ２以下が繰り返し実行されることによりカフ圧
ＰC の上昇が継続される。
【００３４】しかし、カフ圧ＰC の上昇により上記ＳＡ
３の判断が肯定されると、前記血圧測定手段７０に対応
するＳＡ４において、血圧測定アルゴリズムが実行され
る。すなわち、空気ポンプ１８を停止させ且つ切換弁１
６を徐速排圧状態に切り換えてカフ１０内の圧力を予め
定められた３mmHg/sec程度の緩やかな速度で下降させる
ことにより、この徐速降圧過程で逐次得られる脈波信号
ＳＭ1 が表す脈波の振幅の変化に基づいて、良く知られ
たオシロメトリック方式の血圧値決定アルゴリズムに従
って最高血圧値ＢＰSYS 、平均血圧値ＢＰMEAN、および
最低血圧値ＢＰ DIA が測定されるとともに、脈波間隔に
基づいて脈拍数などが決定されるのである。そして、そ
の測定された血圧値および脈拍数などが表示器３２に表
示されるとともに、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。
３の判断が肯定されると、前記血圧測定手段７０に対応
するＳＡ４において、血圧測定アルゴリズムが実行され
る。すなわち、空気ポンプ１８を停止させ且つ切換弁１
６を徐速排圧状態に切り換えてカフ１０内の圧力を予め
定められた３mmHg/sec程度の緩やかな速度で下降させる
ことにより、この徐速降圧過程で逐次得られる脈波信号
ＳＭ1 が表す脈波の振幅の変化に基づいて、良く知られ
たオシロメトリック方式の血圧値決定アルゴリズムに従
って最高血圧値ＢＰSYS 、平均血圧値ＢＰMEAN、および
最低血圧値ＢＰ DIA が測定されるとともに、脈波間隔に
基づいて脈拍数などが決定されるのである。そして、そ
の測定された血圧値および脈拍数などが表示器３２に表
示されるとともに、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。
【００３５】次いで、ＳＡ５では、圧脈波検出装置３４
により検出された一個分すなわち一周期分の圧脈波ＰA
(t) が読み込まれた後、前記対応関係決定手段７４に対
応するＳＡ６では、その圧脈波ＰA (t) のピーク値すな
わち最高値および最低値とＳＡ４において測定された最
高血圧値ＢＰSYS および最低血圧値ＢＰDIA とに基づい
て、それらの関係ＥＢＰ(t) ＝αＰA (t) ＋βが決定さ
れる。
により検出された一個分すなわち一周期分の圧脈波ＰA
(t) が読み込まれた後、前記対応関係決定手段７４に対
応するＳＡ６では、その圧脈波ＰA (t) のピーク値すな
わち最高値および最低値とＳＡ４において測定された最
高血圧値ＢＰSYS および最低血圧値ＢＰDIA とに基づい
て、それらの関係ＥＢＰ(t) ＝αＰA (t) ＋βが決定さ
れる。
【００３６】ＳＡ７では、圧脈波検出装置３４により検
出された一個分の圧脈波ＰA (t) が新たに読み込まれた
か否かが判断される。このＳＡ７の判断が否定された場
合はＳＡ７の実行が繰り返されるが、肯定された場合
は、前記血圧値決定手段７６に対応するＳＡ８およびＳ
Ａ９において、上記関係ＥＢＰ(t) ＝αＰA (t) ＋βか
ら実際の圧脈波ＰA (t) に基づいて連続血圧値すなわち
血圧波形ＥＢＰ(t) 、最高血圧値ＥＢＰSYS 、最低血圧
値ＥＢＰDIA などが決定されるとともに、血圧波形ＥＢ
Ｐ(t) の１周期内の平均血圧値ＥＢＰMEANが決定され
る。
出された一個分の圧脈波ＰA (t) が新たに読み込まれた
か否かが判断される。このＳＡ７の判断が否定された場
合はＳＡ７の実行が繰り返されるが、肯定された場合
は、前記血圧値決定手段７６に対応するＳＡ８およびＳ
Ａ９において、上記関係ＥＢＰ(t) ＝αＰA (t) ＋βか
ら実際の圧脈波ＰA (t) に基づいて連続血圧値すなわち
血圧波形ＥＢＰ(t) 、最高血圧値ＥＢＰSYS 、最低血圧
値ＥＢＰDIA などが決定されるとともに、血圧波形ＥＢ
Ｐ(t) の１周期内の平均血圧値ＥＢＰMEANが決定され
る。
【００３７】そして、ＳＡ１０では、ＳＡ４においてカ
フ１０による血圧測定が行われてからの経過時間が予め
設定された１５乃至２０分程度の設定周期すなわちキャ
リブレーション周期を経過したか否かが判断される。こ
のＳＡ９の判断が否定された場合には、前記ＳＡ７以下
の連続血圧測定ルーチンが繰り返し実行され、連続血圧
値すなわち血圧波形ＥＢＰ(t) が１拍毎に連続的に決定
されるが、このＳＡ１０の判断が肯定された場合には、
前記対応関係を再決定するために前記ＳＡ２以下が実行
されることにより、前記の関係ＥＢＰ(t) ＝αＰA (t)
＋βが更新される。
フ１０による血圧測定が行われてからの経過時間が予め
設定された１５乃至２０分程度の設定周期すなわちキャ
リブレーション周期を経過したか否かが判断される。こ
のＳＡ９の判断が否定された場合には、前記ＳＡ７以下
の連続血圧測定ルーチンが繰り返し実行され、連続血圧
値すなわち血圧波形ＥＢＰ(t) が１拍毎に連続的に決定
されるが、このＳＡ１０の判断が肯定された場合には、
前記対応関係を再決定するために前記ＳＡ２以下が実行
されることにより、前記の関係ＥＢＰ(t) ＝αＰA (t)
＋βが更新される。
【００３８】図７の心拍出量算出ルーチンにおいて、Ｓ
Ｂ１において１つの圧脈波ＰA (t)が読み込まれた後、
前記拡張期判定手段８０に対応するＳＢ２において、圧
脈波ＰA (t) の上ピーク点から設定期間Ａが経過後の最
小傾斜（絶対値では最大傾斜）〔d(ＰA (t)) ／dt) 〕
min を示す点すなわち図３のｔ2 時点が検出されること
により、上記波形の心臓拡張期の開始時点が判定され
る。図３の２点鎖線は最小傾斜〔d(ＰA (t)) ／dt) 〕
min を示している。
Ｂ１において１つの圧脈波ＰA (t)が読み込まれた後、
前記拡張期判定手段８０に対応するＳＢ２において、圧
脈波ＰA (t) の上ピーク点から設定期間Ａが経過後の最
小傾斜（絶対値では最大傾斜）〔d(ＰA (t)) ／dt) 〕
min を示す点すなわち図３のｔ2 時点が検出されること
により、上記波形の心臓拡張期の開始時点が判定され
る。図３の２点鎖線は最小傾斜〔d(ＰA (t)) ／dt) 〕
min を示している。
【００３９】次いで、前記拡張期波形時定数算出手段８
２に対応するＳＢ３では、上記ＳＢ２で判定された圧脈
波ＰA (t) の拡張期内の所定の区間、本実施例では最小
傾斜点（図３のｔ2 時点）から最低点（図３のｔ3 時
点）までの区間（時間０〜ｔd）内において、その区間
内の対数曲線の時定数τを、数式３からｔ2 時点の圧力
値Ｐ2 およびｔ3 時点の圧力値Ｐ3 に基づいて算出す
る。
２に対応するＳＢ３では、上記ＳＢ２で判定された圧脈
波ＰA (t) の拡張期内の所定の区間、本実施例では最小
傾斜点（図３のｔ2 時点）から最低点（図３のｔ3 時
点）までの区間（時間０〜ｔd）内において、その区間
内の対数曲線の時定数τを、数式３からｔ2 時点の圧力
値Ｐ2 およびｔ3 時点の圧力値Ｐ3 に基づいて算出す
る。
【００４０】次いで、ＳＢ４では、血圧値決定手段７６
により決定された平均血圧ＥＢＰME ANが読み込まれる。
続いて、前記心拍出量算出手段８４に対応するＳＢ５で
は、上記ＳＢ３において圧脈波ＰA (t) の拡張期波形か
ら算出された時定数τと、前記血圧値決定手段７６によ
り決定された平均血圧ＥＢＰMEANとに基づいて、予め設
定された数式４から心拍出量（相対値）Ｑrelative（＝
ＰAV／τ）を一拍毎に算出する。
により決定された平均血圧ＥＢＰME ANが読み込まれる。
続いて、前記心拍出量算出手段８４に対応するＳＢ５で
は、上記ＳＢ３において圧脈波ＰA (t) の拡張期波形か
ら算出された時定数τと、前記血圧値決定手段７６によ
り決定された平均血圧ＥＢＰMEANとに基づいて、予め設
定された数式４から心拍出量（相対値）Ｑrelative（＝
ＰAV／τ）を一拍毎に算出する。
【００４１】そして、表示制御手段８６に対応するＳＢ
６では、上記ＳＢ５によって一拍毎に算出された心拍出
量（相対値）Ｑrelativeを、たとえば図５に示すよう
に、時間軸８８に沿って一拍毎に算出された値を相互に
接続するトレンドグラフが表示器３２に表示される。ま
た、血圧値決定手段７６により決定された最高血圧値Ｅ
ＢＰSYS および最低血圧値ＥＢＰDIA を示す棒状マーク
が共通の時間軸８８にそって連続的に表示され、血圧値
と心拍出量Ｑrelativeとが対比可能とされる。
６では、上記ＳＢ５によって一拍毎に算出された心拍出
量（相対値）Ｑrelativeを、たとえば図５に示すよう
に、時間軸８８に沿って一拍毎に算出された値を相互に
接続するトレンドグラフが表示器３２に表示される。ま
た、血圧値決定手段７６により決定された最高血圧値Ｅ
ＢＰSYS および最低血圧値ＥＢＰDIA を示す棒状マーク
が共通の時間軸８８にそって連続的に表示され、血圧値
と心拍出量Ｑrelativeとが対比可能とされる。
【００４２】上述のように本実施例によれば、心拍出量
算出手段８４（ＳＢ５）により、数式４（Ｑrelative＝
ＰAV／τ）から、拡張期波形時定数算出手段８２（ＳＢ
３）により算出された時定数τと、血圧値決定手段７６
（ＳＡ９）により決定された平均血圧値ＥＢＰMEANとに
基づいて、心拍出量Ｑrelativeが算出される。したがっ
て、本実施例の心拍出量推定装置８によれば、非侵襲で
心拍出量Ｑrelativeが連続的に推定され、生体の循環状
態の監視の信頼性が高められる。
算出手段８４（ＳＢ５）により、数式４（Ｑrelative＝
ＰAV／τ）から、拡張期波形時定数算出手段８２（ＳＢ
３）により算出された時定数τと、血圧値決定手段７６
（ＳＡ９）により決定された平均血圧値ＥＢＰMEANとに
基づいて、心拍出量Ｑrelativeが算出される。したがっ
て、本実施例の心拍出量推定装置８によれば、非侵襲で
心拍出量Ｑrelativeが連続的に推定され、生体の循環状
態の監視の信頼性が高められる。
【００４３】また、本実施例の血圧値決定手段７６（Ｓ
Ａ９）は、生体の平均血圧値ＥＢＰ MEANを一拍毎に決定
するものであり、心拍出量算出手段８４（ＳＢ５）は、
その平均血圧値ＥＢＰMEANと前記時定数τの逆数との乗
算値に基づいて心拍出量Ｑre lativeを一拍毎に算出する
ものであるので、心拍出量Ｑrelativeが連続的に推定さ
れる。
Ａ９）は、生体の平均血圧値ＥＢＰ MEANを一拍毎に決定
するものであり、心拍出量算出手段８４（ＳＢ５）は、
その平均血圧値ＥＢＰMEANと前記時定数τの逆数との乗
算値に基づいて心拍出量Ｑre lativeを一拍毎に算出する
ものであるので、心拍出量Ｑrelativeが連続的に推定さ
れる。
【００４４】また、本実施例の圧脈波検出装置３４は、
生体の皮膚直下に位置する撓骨動脈５６を押圧する平坦
な押圧面５４に多数の圧力検出素子を有する圧脈波セン
サ４６と、その圧脈波センサ４６の平坦な押圧面５４に
より上記皮膚直下の撓骨動脈５６の管壁の一部が平坦と
なるまでその圧脈波センサ４６を押圧する押圧装置（３
６、４４）とを備えて、非観血にてその撓骨動脈５６内
の圧脈波ＰA (t) を検出するものであるので、撓骨動脈
５６の管壁の張力の影響が抑制されてその動脈内の圧力
に対応した圧脈波ＰA (t) の形状が得られる利点があ
る。
生体の皮膚直下に位置する撓骨動脈５６を押圧する平坦
な押圧面５４に多数の圧力検出素子を有する圧脈波セン
サ４６と、その圧脈波センサ４６の平坦な押圧面５４に
より上記皮膚直下の撓骨動脈５６の管壁の一部が平坦と
なるまでその圧脈波センサ４６を押圧する押圧装置（３
６、４４）とを備えて、非観血にてその撓骨動脈５６内
の圧脈波ＰA (t) を検出するものであるので、撓骨動脈
５６の管壁の張力の影響が抑制されてその動脈内の圧力
に対応した圧脈波ＰA (t) の形状が得られる利点があ
る。
【００４５】また、本実施例の拡張期判定手段８０（Ｓ
Ｂ２）は、圧脈波検出装置３４により検出された圧脈波
ＰA (t) の大動脈弁閉鎖時期以後の拡張期波形における
最小傾斜点すなわち〔d(ＰA (t)) ／dt) 〕min である
図３のｔ2 時点を検出し、その圧脈波ＰA (t) の波形の
うちその最小傾斜点以後を拡張期と判定するものである
ので、拡張期の開始時点が可及的早期に判定され、時定
数τの演算精度が高められる利点がある。また、上記拡
張期判定手段８０（ＳＢ２）は、平滑微分演算式を用い
て上記拡張期波形における微分点を逐次算出し、その微
分値の最小点を最小傾斜点として決定するので、ノイズ
による影響が抑制され、判定精度が高められる。
Ｂ２）は、圧脈波検出装置３４により検出された圧脈波
ＰA (t) の大動脈弁閉鎖時期以後の拡張期波形における
最小傾斜点すなわち〔d(ＰA (t)) ／dt) 〕min である
図３のｔ2 時点を検出し、その圧脈波ＰA (t) の波形の
うちその最小傾斜点以後を拡張期と判定するものである
ので、拡張期の開始時点が可及的早期に判定され、時定
数τの演算精度が高められる利点がある。また、上記拡
張期判定手段８０（ＳＢ２）は、平滑微分演算式を用い
て上記拡張期波形における微分点を逐次算出し、その微
分値の最小点を最小傾斜点として決定するので、ノイズ
による影響が抑制され、判定精度が高められる。
【００４６】以上、本発明の一実施例を図面に基づいて
詳細に説明したが、本発明はその他の態様においても適
用される。
詳細に説明したが、本発明はその他の態様においても適
用される。
【００４７】たとえば、前述の実施例の心拍出量算出手
段８４は、平均血圧値ＥＢＰMEANと前記時定数τの逆数
との乗算値に基づいて心拍出量Ｑrelativeを一拍毎に算
出するものであったが、連続血圧値ＥＢＰ(t) の瞬時値
と時定数τの逆数との乗算値を波形の一周期の区間内に
おいて積分することにより心拍出量Ｑrelative〔＝∫
（１／τ) ＥＢＰ(t) dt〕を算出するものであってもよ
い。要するに、拡張期波形時定数算出手段８２により算
出された時定数τと血圧値決定手段７６により決定され
た血圧値とに基づいて心拍出量Ｑrelativeを算出するも
のであればよいのである。
段８４は、平均血圧値ＥＢＰMEANと前記時定数τの逆数
との乗算値に基づいて心拍出量Ｑrelativeを一拍毎に算
出するものであったが、連続血圧値ＥＢＰ(t) の瞬時値
と時定数τの逆数との乗算値を波形の一周期の区間内に
おいて積分することにより心拍出量Ｑrelative〔＝∫
（１／τ) ＥＢＰ(t) dt〕を算出するものであってもよ
い。要するに、拡張期波形時定数算出手段８２により算
出された時定数τと血圧値決定手段７６により決定され
た血圧値とに基づいて心拍出量Ｑrelativeを算出するも
のであればよいのである。
【００４８】また、前述の実施例では、心拍出量Ｑ
relativeを一拍毎にリアルタイムで算出されていたが、
数拍或いは十数拍毎に算出されてもよい。
relativeを一拍毎にリアルタイムで算出されていたが、
数拍或いは十数拍毎に算出されてもよい。
【００４９】また、前述の拡張期波形時定数算出手段８
２では、圧脈波ＰA (t) の大動脈弁閉鎖時期以後の拡張
期波形において時定数τが算出されていたが、連続血圧
値ＥＢＰ(t) の大動脈弁閉鎖時期以後の拡張期波形にお
いて時定数τが算出されても差し支えない。
２では、圧脈波ＰA (t) の大動脈弁閉鎖時期以後の拡張
期波形において時定数τが算出されていたが、連続血圧
値ＥＢＰ(t) の大動脈弁閉鎖時期以後の拡張期波形にお
いて時定数τが算出されても差し支えない。
【００５０】また、前述の実施例では、血圧値決定手段
７６により平均血圧値ＥＢＰMEANが一拍毎に決定されて
いたが、一拍よりも長い予め設定された周期毎に決定さ
れても差し支えない。また、上記平均血圧値ＥＢＰ(t)
MEANは、血圧値決定手段７６において連続血圧値ＥＢＰ
(t) から算出されても差し支えない。さらに、上記平均
血圧値ＥＢＰMEANに変えて、オシロメトリック法により
血圧測定が行われる過程で、最大脈波振幅発生時のカフ
圧から決定された平均血圧値が所定期間用いられてもよ
い。
７６により平均血圧値ＥＢＰMEANが一拍毎に決定されて
いたが、一拍よりも長い予め設定された周期毎に決定さ
れても差し支えない。また、上記平均血圧値ＥＢＰ(t)
MEANは、血圧値決定手段７６において連続血圧値ＥＢＰ
(t) から算出されても差し支えない。さらに、上記平均
血圧値ＥＢＰMEANに変えて、オシロメトリック法により
血圧測定が行われる過程で、最大脈波振幅発生時のカフ
圧から決定された平均血圧値が所定期間用いられてもよ
い。
【００５１】また、前述の実施例において、大動脈の下
流の所定部位の動脈の圧脈波として撓骨動脈５６内の圧
脈波ＰA (t) が用いられていたが、足背動脈の圧脈波な
どの他の部位の圧脈波が用いられてもよい。但し、圧脈
波センサ４６の平坦な押圧面５４により押圧されたと
き、管壁の一部が平坦となるまで押圧されることが望ま
しいが、その管壁の一部が平坦となるまで押圧しようと
する場合には、たとえば頸動脈では硬いバックアップが
ないため不可能であり、動脈が逃げないように、骨など
によってバックアップされることが望まれる。この点に
おいて、撓骨動脈５６あるいは足背動脈が望ましいので
ある。
流の所定部位の動脈の圧脈波として撓骨動脈５６内の圧
脈波ＰA (t) が用いられていたが、足背動脈の圧脈波な
どの他の部位の圧脈波が用いられてもよい。但し、圧脈
波センサ４６の平坦な押圧面５４により押圧されたと
き、管壁の一部が平坦となるまで押圧されることが望ま
しいが、その管壁の一部が平坦となるまで押圧しようと
する場合には、たとえば頸動脈では硬いバックアップが
ないため不可能であり、動脈が逃げないように、骨など
によってバックアップされることが望まれる。この点に
おいて、撓骨動脈５６あるいは足背動脈が望ましいので
ある。
【００５２】また、前述の実施例では、血圧測定手段７
０、対応関係決定手段７４、血圧値決定手段７６が設け
られていたが、圧脈波検出装置３４から出力される圧脈
波Ｐ 2 (t) の絶対値の信頼性が高く、カフ１０を用いて
測定した血圧値に基づくキャリブレーションが不要であ
る場合には、それら血圧測定手段７０、対応関係決定手
段７４、血圧決定手段７６が設けられていなくても差し
支えない。
０、対応関係決定手段７４、血圧値決定手段７６が設け
られていたが、圧脈波検出装置３４から出力される圧脈
波Ｐ 2 (t) の絶対値の信頼性が高く、カフ１０を用いて
測定した血圧値に基づくキャリブレーションが不要であ
る場合には、それら血圧測定手段７０、対応関係決定手
段７４、血圧決定手段７６が設けられていなくても差し
支えない。
【００５３】なお、本発明はその主旨を逸脱しない範囲
においてその他種々の変更が加えられ得るものである。
においてその他種々の変更が加えられ得るものである。
【図１】本発明の一実施例である心拍出量推定装置の回
路構成を説明するブロック線図である。
路構成を説明するブロック線図である。
【図２】図１の実施例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。
機能の要部を説明する機能ブロック線図である。
【図３】図１の実施例の圧脈波検出装置によって検出さ
れた圧脈波の一例を示す図である。
れた圧脈波の一例を示す図である。
【図４】図２の拡張期判定手段において、圧脈波の傾斜
を求めるために用いられる平滑微分演算を説明する図で
ある。
を求めるために用いられる平滑微分演算を説明する図で
ある。
【図５】図２の表示制御手段により表示される心拍出量
のトレンド表示を示す図である。
のトレンド表示を示す図である。
【図６】図１の実施例における電子制御装置２８の制御
作動の要部を説明するフローチャートであって、血圧測
定ルーチンを示す図である。
作動の要部を説明するフローチャートであって、血圧測
定ルーチンを示す図である。
【図７】図１の実施例における電子制御装置２８の制御
作動の要部を説明するフローチャートであって、心拍出
量算出ルーチンを示す図である。
作動の要部を説明するフローチャートであって、心拍出
量算出ルーチンを示す図である。
３４：圧脈波検出装置 ４６：圧脈波センサ ５４：押圧面 ７６：血圧値決定手段 ８０：拡張期判定手段 ８２：拡張期波形時定数算出手段 ８４：心拍出量算出手段 ８６：表示制御手段
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 成松 清幸 愛知県小牧市林2007番１ 日本コーリン株 式会社内
Claims (5)
- 【請求項１】 生体の心臓から拍出される血液量を推定
する心拍出量推定装置であって、 前記生体の動脈内に発生する圧脈波を検出する圧脈波検
出装置と、 該圧脈波検出装置により検出された圧脈波の発生時にお
ける生体の血圧値を決定する血圧値決定手段と、 前記圧脈波検出装置により検出された圧脈波の形状か
ら、該圧脈波の拡張期を判定する拡張期判定手段と、 該拡張期判定手段により判定された拡張期の圧脈波の波
形の時定数を算出する拡張期波形時定数算出手段と、 該拡張期波形時定数算出手段により算出された時定数
と、前記血圧値決定手段により決定された血圧値とに基
づいて、心拍出量を算出する心拍出量算出手段とを、含
むことを特徴とする心拍出量推定装置。 - 【請求項２】 前記血圧値決定手段は、前記生体の平均
血圧値を決定するものであり、前記心拍出量算出手段
は、該平均血圧値と前記時定数の逆数との乗算値に基づ
いて心拍出量を算出するものである請求項１の心拍出量
推定装置。 - 【請求項３】 前記血圧値決定手段は、前記生体の圧脈
波に対応する血圧波形を決定するものであり、前記心拍
出量算出手段は、該血圧波形を区分する多数の区間の個
々の値と前記時定数の逆数との乗算値の積分値に基づい
て心拍出量を算出するものである請求項１の心拍出量推
定装置。 - 【請求項４】 前記圧脈波検出装置は、前記生体の皮膚
直下に位置する動脈を押圧する押圧面に圧力検出素子を
有する圧脈波センサと、その圧脈波センサの平坦な押圧
面により上記皮膚直下の動脈の管壁の一部が平坦となる
までその圧脈波センサを押圧する押圧装置とを備え、非
観血にて該動脈内の圧脈波を検出するものである請求項
１乃至３のいずれかの心拍出量推定装置。 - 【請求項５】 前記拡張期判定手段は、前記圧脈波検出
装置により検出された圧脈波の大動脈弁閉鎖時期以後の
波形における最小傾斜点を検出し、該圧脈波の波形のう
ち該最小傾斜点以後を拡張期と判定するものである請求
項１乃至４のいずれかの心拍出量推定装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP25129496A JP3662683B2 (ja) | 1996-09-24 | 1996-09-24 | 心拍出量推定装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP25129496A JP3662683B2 (ja) | 1996-09-24 | 1996-09-24 | 心拍出量推定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH1094528A true JPH1094528A (ja) | 1998-04-14 |
| JP3662683B2 JP3662683B2 (ja) | 2005-06-22 |
Family
ID=17220674
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP25129496A Expired - Fee Related JP3662683B2 (ja) | 1996-09-24 | 1996-09-24 | 心拍出量推定装置 |
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| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3662683B2 (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6322514B1 (en) | 2000-03-13 | 2001-11-27 | Instrumentarium Corporation | Method for determining cardiac characteristics of subject |
| JP2010264228A (ja) * | 2009-04-17 | 2010-11-25 | Nippon Koden Corp | 血液量測定装置及び血液量測定装置の測定結果の評価方法 |
| EP2662026A1 (en) | 2012-05-08 | 2013-11-13 | Seiko Epson Corporation | Cardiac output monitoring system and cardiac output measurement method |
| WO2017119253A1 (ja) * | 2016-01-04 | 2017-07-13 | オムロンヘルスケア株式会社 | 診断支援装置、診断支援方法、及び、診断支援プログラム |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP5208150B2 (ja) * | 2010-03-26 | 2013-06-12 | シチズンホールディングス株式会社 | 電子血圧計 |
-
1996
- 1996-09-24 JP JP25129496A patent/JP3662683B2/ja not_active Expired - Fee Related
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6322514B1 (en) | 2000-03-13 | 2001-11-27 | Instrumentarium Corporation | Method for determining cardiac characteristics of subject |
| JP2010264228A (ja) * | 2009-04-17 | 2010-11-25 | Nippon Koden Corp | 血液量測定装置及び血液量測定装置の測定結果の評価方法 |
| US8535234B2 (en) | 2009-04-17 | 2013-09-17 | Nihon Kohden Corporation | Apparatus for measuring blood volume and method of evaluating result of measurement by apparatus for measuring blood volume |
| EP2662026A1 (en) | 2012-05-08 | 2013-11-13 | Seiko Epson Corporation | Cardiac output monitoring system and cardiac output measurement method |
| WO2017119253A1 (ja) * | 2016-01-04 | 2017-07-13 | オムロンヘルスケア株式会社 | 診断支援装置、診断支援方法、及び、診断支援プログラム |
| JP2017121272A (ja) * | 2016-01-04 | 2017-07-13 | オムロンヘルスケア株式会社 | 診断支援装置、診断支援方法、及び、診断支援プログラム |
| CN108471966A (zh) * | 2016-01-04 | 2018-08-31 | 欧姆龙健康医疗事业株式会社 | 诊断辅助装置、诊断辅助方法、以及诊断辅助程序 |
| US10791940B2 (en) | 2016-01-04 | 2020-10-06 | Omron Healthcare Co., Ltd. | Diagnosis assistance apparatus, diagnosis assistance method, and diagnosis assistance program |
| CN108471966B (zh) * | 2016-01-04 | 2020-12-18 | 欧姆龙健康医疗事业株式会社 | 诊断辅助装置、诊断辅助方法、以及诊断辅助程序 |
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|---|---|
| JP3662683B2 (ja) | 2005-06-22 |
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