JPH11113860A - 心機能監視装置 - Google Patents
心機能監視装置Info
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- JPH11113860A JPH11113860A JP9276338A JP27633897A JPH11113860A JP H11113860 A JPH11113860 A JP H11113860A JP 9276338 A JP9276338 A JP 9276338A JP 27633897 A JP27633897 A JP 27633897A JP H11113860 A JPH11113860 A JP H11113860A
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Landscapes
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 心機械効率Ｅa ／Ｅes或いは左心室収縮末期
エラスタンスＥesを、非侵襲に簡便に監視することがで
きる心機能監視装置を提供する。 【解決手段】 一拍毎に描かれる圧容積ル−プを容積軸
に平行な２辺である収縮期等圧力線および拡張期等圧力
線と圧力軸に平行な２辺である収縮期等容積線および拡
張期等容積線とから成る矩形に近似したとき、前記大動
脈実効エラスタンスＥa と左心室収縮末期エラスタンス
Ｅesとの比すなわち心機械効率Ｅa ／Ｅesを、心臓の前
駆出時間ＰＥＰと駆出時間ＬＶＥＴとの比ＰＥＰ／ＬＶ
ＥＴで近似できるという事実から、心機械効率算出手段
８８（ＳＡ６）により、数式１に示す予め設定された関
係から前駆出期間算出手段８４（ＳＡ３）により１拍毎
に求められた前駆出期間ＰＥＰおよび駆出期間算出手段
８６（ＳＡ５）により１拍毎に求められた駆出期間ＬＶ
ＥＴに基づいて心機械効率Ｅa ／Ｅesが算出されるの
で、心機能を非侵襲で簡便に監視できる。
エラスタンスＥesを、非侵襲に簡便に監視することがで
きる心機能監視装置を提供する。 【解決手段】 一拍毎に描かれる圧容積ル−プを容積軸
に平行な２辺である収縮期等圧力線および拡張期等圧力
線と圧力軸に平行な２辺である収縮期等容積線および拡
張期等容積線とから成る矩形に近似したとき、前記大動
脈実効エラスタンスＥa と左心室収縮末期エラスタンス
Ｅesとの比すなわち心機械効率Ｅa ／Ｅesを、心臓の前
駆出時間ＰＥＰと駆出時間ＬＶＥＴとの比ＰＥＰ／ＬＶ
ＥＴで近似できるという事実から、心機械効率算出手段
８８（ＳＡ６）により、数式１に示す予め設定された関
係から前駆出期間算出手段８４（ＳＡ３）により１拍毎
に求められた前駆出期間ＰＥＰおよび駆出期間算出手段
８６（ＳＡ５）により１拍毎に求められた駆出期間ＬＶ
ＥＴに基づいて心機械効率Ｅa ／Ｅesが算出されるの
で、心機能を非侵襲で簡便に監視できる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、生体の心臓の機械
的な効率である心機械効率や、心臓の拍出機能の程度を
示す最大圧容積比を連続的に算出することにより、生体
の心臓の機能を評価する心機能監視装置に関するもので
ある。
的な効率である心機械効率や、心臓の拍出機能の程度を
示す最大圧容積比を連続的に算出することにより、生体
の心臓の機能を評価する心機能監視装置に関するもので
ある。
【０００２】
【従来の技術】左心室の収縮末期における弾性腔として
の特性すなわち弾性係数を左心室収縮末期（大動脈弁閉
鎖時）エラスタンスＥesとして、大動脈の実効的弾性腔
としての特性すなわち弾性係数を大動脈実効エラスタン
スＥa として定義したとき、この大動脈実効エラスタン
スＥa と左心室収縮末期エラスタンスＥesとの比Ｅa ／
Ｅesは、左心室と大動脈の結合バランスすなわち左心室
の機械的効率を表すため、また、上記左心室収縮末期エ
ラスタンスＥesも単独で左心室の血液圧送能力を表すも
のであるため、それらＥa ／ＥesやＥesは、心機能の指
標の一つとして重要であり、安静時、ストレス時、また
心不全時など、心機能状態によって一律に変化し、また
心代謝効率（心仕事量／心筋酸素消費量）をも反映する
ことが理論的、実験的に明らかとなってきた。
の特性すなわち弾性係数を左心室収縮末期（大動脈弁閉
鎖時）エラスタンスＥesとして、大動脈の実効的弾性腔
としての特性すなわち弾性係数を大動脈実効エラスタン
スＥa として定義したとき、この大動脈実効エラスタン
スＥa と左心室収縮末期エラスタンスＥesとの比Ｅa ／
Ｅesは、左心室と大動脈の結合バランスすなわち左心室
の機械的効率を表すため、また、上記左心室収縮末期エ
ラスタンスＥesも単独で左心室の血液圧送能力を表すも
のであるため、それらＥa ／ＥesやＥesは、心機能の指
標の一つとして重要であり、安静時、ストレス時、また
心不全時など、心機能状態によって一律に変化し、また
心代謝効率（心仕事量／心筋酸素消費量）をも反映する
ことが理論的、実験的に明らかとなってきた。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、最大圧
容積比或いは左心室収縮末期圧容積比として知られてい
る上記左心室収縮末期エラスタンスＥesは、左心室の圧
力と容積の関係の変化を連続的に検出し、左心室内の容
積値を示す容積軸と左心室内の圧力値を示す圧力軸との
二次元座標において描かれる圧容積図において、心筋の
前負荷あるいは後負荷によって変動する心拍出の圧容積
ル−プを求めるとともに、内圧が零であるときの容積で
ある左心室アンストレスト容積Ｖ0 を複数の圧容積ル−
プから推定し、収縮末期圧Ｐesを収縮末期容量Ｖesと左
心室アンストレスト容積Ｖ0 との差（Ｖes−Ｖ0 ）で除
算して求められなければならない。そのため、左心室の
内圧と容積を同時に測定しなくてはならないので、観血
的にそれら左心室の内圧と容積を求める従来の方式で
は、切開手術やカテ−テルの挿入などを必要とするの
で、心機能の監視が非常に困難であった。また、大動脈
実効エラスタンスＥa も、上記圧容積図において、心筋
の前負荷あるいは後負荷によって変動する心拍出の圧容
積ル−プを求め、収縮末期圧Ｐesを拡張末期容量Ｖedと
収縮末期容量Ｖesとの差（Ｖed−Ｖes）で除算して求め
られなければならないため、観血的に左心室の内圧と容
積を求める従来の方式では心機能の監視が非常に困難で
あった。
容積比或いは左心室収縮末期圧容積比として知られてい
る上記左心室収縮末期エラスタンスＥesは、左心室の圧
力と容積の関係の変化を連続的に検出し、左心室内の容
積値を示す容積軸と左心室内の圧力値を示す圧力軸との
二次元座標において描かれる圧容積図において、心筋の
前負荷あるいは後負荷によって変動する心拍出の圧容積
ル−プを求めるとともに、内圧が零であるときの容積で
ある左心室アンストレスト容積Ｖ0 を複数の圧容積ル−
プから推定し、収縮末期圧Ｐesを収縮末期容量Ｖesと左
心室アンストレスト容積Ｖ0 との差（Ｖes−Ｖ0 ）で除
算して求められなければならない。そのため、左心室の
内圧と容積を同時に測定しなくてはならないので、観血
的にそれら左心室の内圧と容積を求める従来の方式で
は、切開手術やカテ−テルの挿入などを必要とするの
で、心機能の監視が非常に困難であった。また、大動脈
実効エラスタンスＥa も、上記圧容積図において、心筋
の前負荷あるいは後負荷によって変動する心拍出の圧容
積ル−プを求め、収縮末期圧Ｐesを拡張末期容量Ｖedと
収縮末期容量Ｖesとの差（Ｖed−Ｖes）で除算して求め
られなければならないため、観血的に左心室の内圧と容
積を求める従来の方式では心機能の監視が非常に困難で
あった。
【０００４】本発明は以上の事情を背景として為された
ものであり、その目的とするところは、心機械効率Ｅa
／Ｅes或いは左心室収縮末期エラスタンスＥesを、無侵
襲に簡便に連続的に監視することができる心機能監視装
置を提供することにある。
ものであり、その目的とするところは、心機械効率Ｅa
／Ｅes或いは左心室収縮末期エラスタンスＥesを、無侵
襲に簡便に連続的に監視することができる心機能監視装
置を提供することにある。
【０００５】本発明者等は、以上の事情を背景として、
生体の心電図、撓骨動脈圧波形、心音図、肺動脈カテー
テルのデータを種々検討を重ねた結果、前記圧容積図に
おいて一拍毎に描かれる略矩形の圧容積ル−プを構成す
る４辺である等容積性拡張線、等圧力性拡張線、等容積
性収縮線、等圧力性収縮線のうち、等圧力性収縮線およ
び等圧力性拡張線を容積軸に平行な２辺とし、等容積性
収縮線および等容積性拡張線を圧力軸に平行な２辺とし
て完全な矩形に近似したとき、前記大動脈実効エラスタ
ンスＥa と左心室収縮末期エラスタンスＥesとの比すな
わち心機械効率Ｅa ／Ｅesは、上記圧容積ル−プの各点
における圧容積比Ｅが時間の一次関数Ｅ（ｔ）＝ｋ・ｔ
であるという前提から、心臓の前駆出時間ＰＥＰと駆出
時間ＬＶＥＴとの比ＰＥＰ／ＬＶＥＴで近似できるとい
う事実を見いだした。本発明はかかる知見に基づいて為
されたものである。
生体の心電図、撓骨動脈圧波形、心音図、肺動脈カテー
テルのデータを種々検討を重ねた結果、前記圧容積図に
おいて一拍毎に描かれる略矩形の圧容積ル−プを構成す
る４辺である等容積性拡張線、等圧力性拡張線、等容積
性収縮線、等圧力性収縮線のうち、等圧力性収縮線およ
び等圧力性拡張線を容積軸に平行な２辺とし、等容積性
収縮線および等容積性拡張線を圧力軸に平行な２辺とし
て完全な矩形に近似したとき、前記大動脈実効エラスタ
ンスＥa と左心室収縮末期エラスタンスＥesとの比すな
わち心機械効率Ｅa ／Ｅesは、上記圧容積ル−プの各点
における圧容積比Ｅが時間の一次関数Ｅ（ｔ）＝ｋ・ｔ
であるという前提から、心臓の前駆出時間ＰＥＰと駆出
時間ＬＶＥＴとの比ＰＥＰ／ＬＶＥＴで近似できるとい
う事実を見いだした。本発明はかかる知見に基づいて為
されたものである。
【０００６】
【課題を解決するための手段】すなわち、本発明の要旨
とするところは、生体の心臓の機能を心機械効率に基づ
いて監視するための心機能監視装置であって、（ａ）前
記生体の左心室の収縮開始から、左心室から血液が駆出
するまでの前駆出期間を非観血的に決定する前駆出期間
決定手段と、（ｂ）前記生体の左心室から血液が駆出さ
れている駆出期間を非観血的に決定する駆出期間決定手
段と、（ｃ）予め設定された関係から前記前駆出期間お
よび駆出期間に基づいて、前記生体の心機械効率を算出
する心機械効率算出手段とを、含むことにある。
とするところは、生体の心臓の機能を心機械効率に基づ
いて監視するための心機能監視装置であって、（ａ）前
記生体の左心室の収縮開始から、左心室から血液が駆出
するまでの前駆出期間を非観血的に決定する前駆出期間
決定手段と、（ｂ）前記生体の左心室から血液が駆出さ
れている駆出期間を非観血的に決定する駆出期間決定手
段と、（ｃ）予め設定された関係から前記前駆出期間お
よび駆出期間に基づいて、前記生体の心機械効率を算出
する心機械効率算出手段とを、含むことにある。
【０００７】
【発明の効果】このようにすれば、心機械効率算出手段
において、予め設定された関係から、非観血的に求めら
れた前駆出期間および駆出期間に基づいて大動脈実効エ
ラスタンスＥa と左心室収縮末期エラスタンスＥesとの
比である心機能に対応する心機械効率Ｅa ／Ｅesが無侵
襲で簡便に測定できる。
において、予め設定された関係から、非観血的に求めら
れた前駆出期間および駆出期間に基づいて大動脈実効エ
ラスタンスＥa と左心室収縮末期エラスタンスＥesとの
比である心機能に対応する心機械効率Ｅa ／Ｅesが無侵
襲で簡便に測定できる。
【０００８】
【発明の他の態様】ここで、好適には、前記予め設定さ
れた関係は数式１に示されたものである。
れた関係は数式１に示されたものである。
【０００９】
【数１】Ｅa ／Ｅes＝ＰＥＰ／ＬＶＥＴ
【００１０】この数式１は、前記圧容積図において一拍
毎に描かれる圧容積ル−プを容積軸に平行な２辺である
収縮期等圧力線および拡張期等圧力線と圧力軸に平行な
２辺である収縮期等容積線および拡張期等容積線とから
成る矩形に近似したとき、前記大動脈実効エラスタンス
Ｅa と左心室収縮末期エラスタンスＥesとの比すなわち
心機械効率Ｅa ／Ｅesを、心臓の前駆出時間ＰＥＰと駆
出時間ＬＶＥＴとの比ＰＥＰ／ＬＶＥＴで近似できると
いう事実から求められるものである。
毎に描かれる圧容積ル−プを容積軸に平行な２辺である
収縮期等圧力線および拡張期等圧力線と圧力軸に平行な
２辺である収縮期等容積線および拡張期等容積線とから
成る矩形に近似したとき、前記大動脈実効エラスタンス
Ｅa と左心室収縮末期エラスタンスＥesとの比すなわち
心機械効率Ｅa ／Ｅesを、心臓の前駆出時間ＰＥＰと駆
出時間ＬＶＥＴとの比ＰＥＰ／ＬＶＥＴで近似できると
いう事実から求められるものである。
【００１１】また、好適には、（ｄ）前記生体の大動脈
圧を推定する大動脈圧推定手段と、（ｅ）その大動脈圧
推定手段により推定された大動脈圧に基づいて、前記生
体の収縮末期における大動脈内圧を決定する収縮末期大
動脈圧決定手段と、（ｆ）前記生体の左心室の一拍あた
りの拍出量を非観血的に推定する拍出量推定手段と、
（ｇ）予め設定された関係から前記収縮末期大動脈圧決
定手段により決定された左心室の収縮末期における大動
脈内圧と、前記拍出量推定手段により推定された左心室
の一拍あたりの拍出量とに基づいて、大動脈実効エラス
タンスを算出する大動脈実効エラスタンス算出手段と、
（ｇ）その大動脈実効エラスタンス算出手段により算出
された大動脈実効エラスタンスと前記心機械効率算出手
段により算出された心機械効率とに基づいて左心室収縮
末期エラスタンスを算出する左心室収縮末期エラスタン
ス算出手段とが、さらに含まれる。このようにすれば、
左心室収縮末期エラスタンス算出手段により、大動脈実
効エラスタンス算出手段により算出された大動脈実効エ
ラスタンスＥa と前記心機械効率算出手段により算出さ
れた心機械効率Ｅa ／Ｅesとに基づいて左心室収縮末期
エラスタンスＥesが算出されるので、心機能に対応する
左心室収縮末期エラスタンスＥesを無侵襲で簡便に測定
できる。
圧を推定する大動脈圧推定手段と、（ｅ）その大動脈圧
推定手段により推定された大動脈圧に基づいて、前記生
体の収縮末期における大動脈内圧を決定する収縮末期大
動脈圧決定手段と、（ｆ）前記生体の左心室の一拍あた
りの拍出量を非観血的に推定する拍出量推定手段と、
（ｇ）予め設定された関係から前記収縮末期大動脈圧決
定手段により決定された左心室の収縮末期における大動
脈内圧と、前記拍出量推定手段により推定された左心室
の一拍あたりの拍出量とに基づいて、大動脈実効エラス
タンスを算出する大動脈実効エラスタンス算出手段と、
（ｇ）その大動脈実効エラスタンス算出手段により算出
された大動脈実効エラスタンスと前記心機械効率算出手
段により算出された心機械効率とに基づいて左心室収縮
末期エラスタンスを算出する左心室収縮末期エラスタン
ス算出手段とが、さらに含まれる。このようにすれば、
左心室収縮末期エラスタンス算出手段により、大動脈実
効エラスタンス算出手段により算出された大動脈実効エ
ラスタンスＥa と前記心機械効率算出手段により算出さ
れた心機械効率Ｅa ／Ｅesとに基づいて左心室収縮末期
エラスタンスＥesが算出されるので、心機能に対応する
左心室収縮末期エラスタンスＥesを無侵襲で簡便に測定
できる。
【００１２】また、好適には、前記心機能監視装置は、
前記生体に接触される電極を通してその生体の心電誘導
波形を検出する心電誘導装置と、前記生体に装着されて
その生体から発生する心音を検出する心音検出装置とを
備えたものであり、上記心音検出装置は、前記生体の食
道などの体腔内において心臓の近傍に配置され、その生
体の心臓からから発生する第１心音I および第２心音II
を検出するものである。
前記生体に接触される電極を通してその生体の心電誘導
波形を検出する心電誘導装置と、前記生体に装着されて
その生体から発生する心音を検出する心音検出装置とを
備えたものであり、上記心音検出装置は、前記生体の食
道などの体腔内において心臓の近傍に配置され、その生
体の心臓からから発生する第１心音I および第２心音II
を検出するものである。
【００１３】また、好適には、前記前駆出期間決定手段
は、前記心電誘導装置から得られた心電誘導波形のＱ波
から上記第心１音末期までの時間を心臓の収縮が開始さ
れてから血液が実際に吐出されるまでの前駆出時間ＰＥ
Ｐとして算出するものである。このようにすれば、非侵
襲で前駆出期間ＰＥＰが正確に測定される利点がある。
は、前記心電誘導装置から得られた心電誘導波形のＱ波
から上記第心１音末期までの時間を心臓の収縮が開始さ
れてから血液が実際に吐出されるまでの前駆出時間ＰＥ
Ｐとして算出するものである。このようにすれば、非侵
襲で前駆出期間ＰＥＰが正確に測定される利点がある。
【００１４】また、好適には、前記駆出期間決定手段
は、前記心電誘導装置から得られた心電誘導波形のＱ波
から前記第２心音IIまでの区間（ＰＥＰ＋ＬＶＥＴ）か
ら上記前駆出時間ＰＥＰを差し引くことにより駆出期間
ＬＶＥＴを決定する。或いは前記心音検出装置から得ら
れた第１心音I の末期から第２心音IIの発生時までの区
間を駆出期間ＬＶＥＴとして直接的に決定する。また或
いは、前記推定大動脈の圧波形のピ−クの立ち上がり点
から大動脈弁閉鎖を示すノッチまでの時間から直接的に
駆出期間ＬＶＥＴを決定する。このようにすれば、駆出
期間ＬＶＥＴを非侵襲で正確に算出できる利点がある。
は、前記心電誘導装置から得られた心電誘導波形のＱ波
から前記第２心音IIまでの区間（ＰＥＰ＋ＬＶＥＴ）か
ら上記前駆出時間ＰＥＰを差し引くことにより駆出期間
ＬＶＥＴを決定する。或いは前記心音検出装置から得ら
れた第１心音I の末期から第２心音IIの発生時までの区
間を駆出期間ＬＶＥＴとして直接的に決定する。また或
いは、前記推定大動脈の圧波形のピ−クの立ち上がり点
から大動脈弁閉鎖を示すノッチまでの時間から直接的に
駆出期間ＬＶＥＴを決定する。このようにすれば、駆出
期間ＬＶＥＴを非侵襲で正確に算出できる利点がある。
【００１５】また、好適には、前記心機能監視装置は、
心機械効率算出手段により逐次算出された前駆出期間Ｐ
ＥＰと駆出期間ＬＶＥＴとの比ＰＥＰ／ＬＶＥＴすなわ
ち心機械効率Ｅa ／Ｅes、および／または左心室収縮末
期エラスタンス算出手段により算出された左心室収縮末
期エラスタンスＥesを、表示器において所定の時間軸に
沿って逐次表示する表示制御手段をさらに含むものであ
る。このようにすれば、表示制御手段により心機械効率
Ｅa ／Ｅesや左心室収縮末期エラスタンスＥesが表示器
に逐次トレンド表示されるので、たとえば手術中に患者
の心機能が低下しつつある場合などにおいて、その心機
械効率Ｅa ／Ｅesあるいは左心室収縮末期エラスタンス
Ｅesのトレンドより心機能の変化傾向を知ることができ
るので、異常状態に達する前に心機能の異常を予知する
ことが可能となる利点がある。
心機械効率算出手段により逐次算出された前駆出期間Ｐ
ＥＰと駆出期間ＬＶＥＴとの比ＰＥＰ／ＬＶＥＴすなわ
ち心機械効率Ｅa ／Ｅes、および／または左心室収縮末
期エラスタンス算出手段により算出された左心室収縮末
期エラスタンスＥesを、表示器において所定の時間軸に
沿って逐次表示する表示制御手段をさらに含むものであ
る。このようにすれば、表示制御手段により心機械効率
Ｅa ／Ｅesや左心室収縮末期エラスタンスＥesが表示器
に逐次トレンド表示されるので、たとえば手術中に患者
の心機能が低下しつつある場合などにおいて、その心機
械効率Ｅa ／Ｅesあるいは左心室収縮末期エラスタンス
Ｅesのトレンドより心機能の変化傾向を知ることができ
るので、異常状態に達する前に心機能の異常を予知する
ことが可能となる利点がある。
【００１６】また、好適には、前記拍出量推定手段は、
前記大動脈圧推定手段により推定された大動脈圧の波形
に基づいて拍出量ＳＶを算出するものである。このよう
にすれば、生体情報を検出するための検出装置を増設す
ることなく拍出量ＳＶが得られる利点がある。
前記大動脈圧推定手段により推定された大動脈圧の波形
に基づいて拍出量ＳＶを算出するものである。このよう
にすれば、生体情報を検出するための検出装置を増設す
ることなく拍出量ＳＶが得られる利点がある。
【００１７】また、好適には、前記収縮末期大動脈圧決
定手段は、前記推定大動脈圧から求められる平均血圧Ｍ
ＡＰ、または前記心電誘導波形のＴ波の終点あるいは前
記第２心音IIの開始点が検出された時点の大動脈圧に対
応する前記推定大動脈圧を収縮末期大動脈圧Ｐesとして
決定するものである。このようにすれば、非侵襲で収縮
末期大動脈圧Ｐesが正確に決定される利点がある。
定手段は、前記推定大動脈圧から求められる平均血圧Ｍ
ＡＰ、または前記心電誘導波形のＴ波の終点あるいは前
記第２心音IIの開始点が検出された時点の大動脈圧に対
応する前記推定大動脈圧を収縮末期大動脈圧Ｐesとして
決定するものである。このようにすれば、非侵襲で収縮
末期大動脈圧Ｐesが正確に決定される利点がある。
【００１８】
【発明の好適な実施の形態】以下、本発明の一実施例を
図面に基づいて詳細に説明する。図１は、本発明が適用
された心機能監視装置８の構成を説明するブロック線図
である。
図面に基づいて詳細に説明する。図１は、本発明が適用
された心機能監視装置８の構成を説明するブロック線図
である。
【００１９】図１において、１０はゴム製袋を布製帯状
袋内に有するカフであって、たとえば患者の上腕部１２
に巻回された状態で装着される。カフ１０には、圧力セ
ンサ１４、排気制御弁１６、および空気ポンプ１８が配
管２０を介してそれぞれ接続されている。排気制御弁１
６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。
袋内に有するカフであって、たとえば患者の上腕部１２
に巻回された状態で装着される。カフ１０には、圧力セ
ンサ１４、排気制御弁１６、および空気ポンプ１８が配
管２０を介してそれぞれ接続されている。排気制御弁１
６は、カフ１０内への圧力の供給を許容する圧力供給状
態、カフ１０内を徐々に排圧する徐速排圧状態、および
カフ１０内を急速に排圧する急速排圧状態の３つの状態
に切り換えられるように構成されている。
【００２０】圧力センサ１４は、カフ１０内の圧力を検
出してその圧力を表す圧力信号ＳＰを静圧弁別回路２２
および脈波弁別回路２４にそれぞれ供給する。静圧弁別
回路２２はローパスフィルタを備えており、圧力信号Ｓ
Ｐに含まれる定常的な圧力を表すカフ圧信号ＳＫを弁別
してそのカフ圧信号ＳＫをＡ／Ｄ変換器２６を介して演
算制御装置２８へ供給する。脈波弁別回路２４はバンド
パスフィルタを備えており、圧力信号ＳＰの振動成分で
ある脈波信号ＳＭ1 を弁別してその脈波信号ＳＭ1 をＡ
／Ｄ変換器３０を介して演算制御装置２８へ供給する。
この脈波信号ＳＭ1 が表すカフ脈波は、患者の心拍に同
期して図示しない上腕動脈から発生してカフ１０に伝達
される圧力振動波であり、上記脈波弁別回路２４はカフ
脈波検出手段として機能している。
出してその圧力を表す圧力信号ＳＰを静圧弁別回路２２
および脈波弁別回路２４にそれぞれ供給する。静圧弁別
回路２２はローパスフィルタを備えており、圧力信号Ｓ
Ｐに含まれる定常的な圧力を表すカフ圧信号ＳＫを弁別
してそのカフ圧信号ＳＫをＡ／Ｄ変換器２６を介して演
算制御装置２８へ供給する。脈波弁別回路２４はバンド
パスフィルタを備えており、圧力信号ＳＰの振動成分で
ある脈波信号ＳＭ1 を弁別してその脈波信号ＳＭ1 をＡ
／Ｄ変換器３０を介して演算制御装置２８へ供給する。
この脈波信号ＳＭ1 が表すカフ脈波は、患者の心拍に同
期して図示しない上腕動脈から発生してカフ１０に伝達
される圧力振動波であり、上記脈波弁別回路２４はカフ
脈波検出手段として機能している。
【００２１】上記演算制御装置２８は、ＣＰＵ２９，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
出力して図示しない駆動回路を介して排気制御弁１６お
よび空気ポンプ１８を制御する。カフ１０を用いた血圧
測定に際しては、たとえばカフ１０内の圧力を所定の目
標圧力まで急速昇圧させた後に３mmHg/sec程度の速度で
徐速降圧させ、その徐速降圧過程で逐次採取される脈波
信号ＳＭ1 が表す脈波の変化に基づいてオシロメトリッ
ク法により最高血圧値および最低血圧値などの血圧値
（基準血圧値）を決定し、その決定した血圧値を表示器
３２に表示させる。
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
出力して図示しない駆動回路を介して排気制御弁１６お
よび空気ポンプ１８を制御する。カフ１０を用いた血圧
測定に際しては、たとえばカフ１０内の圧力を所定の目
標圧力まで急速昇圧させた後に３mmHg/sec程度の速度で
徐速降圧させ、その徐速降圧過程で逐次採取される脈波
信号ＳＭ1 が表す脈波の変化に基づいてオシロメトリッ
ク法により最高血圧値および最低血圧値などの血圧値
（基準血圧値）を決定し、その決定した血圧値を表示器
３２に表示させる。
【００２２】圧脈波検出プローブ３４は、容器状を成す
センサハウジング３６を収容する図示しない外ケース
と、このセンサハウジング３６を撓骨動脈５６の幅方向
に移動させるためにそのセンサハウジング３６に螺合さ
れ、図示しないモータによって回転駆動されるねじ軸４
１とを備えている。上記外ケースには装着バンドが取り
つけられており、上記容器状を成すセンサハウジング３
６の開口端が人体の体表面３８に対向する状態でその装
着バンドによりカフ１０が巻回されていない側たとえば
左側の手首に着脱可能に取り付けられるようになってい
る。
センサハウジング３６を収容する図示しない外ケース
と、このセンサハウジング３６を撓骨動脈５６の幅方向
に移動させるためにそのセンサハウジング３６に螺合さ
れ、図示しないモータによって回転駆動されるねじ軸４
１とを備えている。上記外ケースには装着バンドが取り
つけられており、上記容器状を成すセンサハウジング３
６の開口端が人体の体表面３８に対向する状態でその装
着バンドによりカフ１０が巻回されていない側たとえば
左側の手首に着脱可能に取り付けられるようになってい
る。
【００２３】上記センサハウジング３６の内部には、ダ
イヤフラム４４を介して圧脈波センサ４６が相対移動可
能かつセンサハウジング３６の開口端からの突出し可能
に設けられており、これらセンサハウジング３６および
ダイヤフラム４４等によって圧力室４８が形成されてい
る。この圧力室４８内には、空気ポンプ５０から調圧弁
５２を経て圧力空気が供給されるようになっており、こ
れにより、圧脈波センサ４６は圧力室４８内の圧力に応
じた押圧力で前記体表面３８に押圧される。なお、本実
施例では、圧脈波センサ４６の押圧力は圧力室４８内の
圧力（単位：mmHg）で示される。
イヤフラム４４を介して圧脈波センサ４６が相対移動可
能かつセンサハウジング３６の開口端からの突出し可能
に設けられており、これらセンサハウジング３６および
ダイヤフラム４４等によって圧力室４８が形成されてい
る。この圧力室４８内には、空気ポンプ５０から調圧弁
５２を経て圧力空気が供給されるようになっており、こ
れにより、圧脈波センサ４６は圧力室４８内の圧力に応
じた押圧力で前記体表面３８に押圧される。なお、本実
施例では、圧脈波センサ４６の押圧力は圧力室４８内の
圧力（単位：mmHg）で示される。
【００２４】上記センサハウジング３６およびダイヤフ
ラム４４は、圧脈波センサ４６を撓骨動脈５６に向かっ
て押圧する押圧装置５８を構成しており、上記ねじ軸４
１および図示しないモータは、圧脈波センサ４６が押圧
される押圧位置をその撓骨動脈５６の幅方向に移動させ
て変更する押圧位置変更装置すなわち幅方向移動装置を
構成している。
ラム４４は、圧脈波センサ４６を撓骨動脈５６に向かっ
て押圧する押圧装置５８を構成しており、上記ねじ軸４
１および図示しないモータは、圧脈波センサ４６が押圧
される押圧位置をその撓骨動脈５６の幅方向に移動させ
て変更する押圧位置変更装置すなわち幅方向移動装置を
構成している。
【００２５】上記圧脈波センサ４６は、たとえば、単結
晶シリコン等から成る半導体チップから成る平坦な押圧
面５４に多数の半導体感圧素子（図示せず）が撓骨動脈
５６の幅方向すなわちねじ軸４１と平行な圧脈波センサ
４６の移動方向に０．２mm程度の一定の間隔で配列され
て構成されており、手首４２の体表面３８の撓骨動脈５
６上に押圧されることにより、撓骨動脈５６から発生し
て体表面３８に伝達される圧力振動波すなわち圧脈波を
検出し、その圧脈波を表す圧脈波信号ＳＭ2 をＡ／Ｄ変
換器５８を介して演算制御装置２８へ供給する。
晶シリコン等から成る半導体チップから成る平坦な押圧
面５４に多数の半導体感圧素子（図示せず）が撓骨動脈
５６の幅方向すなわちねじ軸４１と平行な圧脈波センサ
４６の移動方向に０．２mm程度の一定の間隔で配列され
て構成されており、手首４２の体表面３８の撓骨動脈５
６上に押圧されることにより、撓骨動脈５６から発生し
て体表面３８に伝達される圧力振動波すなわち圧脈波を
検出し、その圧脈波を表す圧脈波信号ＳＭ2 をＡ／Ｄ変
換器５８を介して演算制御装置２８へ供給する。
【００２６】演算制御装置２８のＣＰＵ２９は、ＲＯＭ
３１に予め記憶されたプログラムに従ってＲＡＭ３３の
記憶機能を利用しつつ入力処理を実行し、空気ポンプ５
０および調圧弁５２へ図示しない駆動回路を介して駆動
信号を出力して圧力室４８内の圧力を調節する。演算制
御装置２８は、たとえば連続血圧監視に際しては、圧力
室４８内の徐速圧力変化過程で逐次得られる圧脈波に基
づいて撓骨動脈５６の血管壁の一部を略平坦とするため
の圧脈波センサ４６の最適押圧力ＰHDPOを決定し、その
最適押圧力ＰHDPOを維持するように調圧弁５２を制御す
る。
３１に予め記憶されたプログラムに従ってＲＡＭ３３の
記憶機能を利用しつつ入力処理を実行し、空気ポンプ５
０および調圧弁５２へ図示しない駆動回路を介して駆動
信号を出力して圧力室４８内の圧力を調節する。演算制
御装置２８は、たとえば連続血圧監視に際しては、圧力
室４８内の徐速圧力変化過程で逐次得られる圧脈波に基
づいて撓骨動脈５６の血管壁の一部を略平坦とするため
の圧脈波センサ４６の最適押圧力ＰHDPOを決定し、その
最適押圧力ＰHDPOを維持するように調圧弁５２を制御す
る。
【００２７】また、演算制御装置２８は、カフ１０を用
いて測定された最高血圧値ＢＰSYSおよび最低血圧値Ｂ
ＰDIA と、上記最適押圧力ＰHDPOが維持された状態で圧
脈波センサ４６の半導体感圧素子のうちの撓骨動脈５６
の真上に位置する中心位置圧力検出素子（アクティブエ
レメント）により検出された圧脈波の最高値ＰMmaxおよ
び最低値ＰMminとに基づいて、測定された血圧値ＢＰと
圧脈波の大きさＰM （絶対値）との間の対応関係を求
め、この対応関係から、圧脈波センサ４６により逐次検
出される圧脈波の大きさＰM （mmHg）すなわち最高値
（上ピーク値）ＰMm axおよび最低値（下ピーク値）Ｐ
Mminに基づいて最高血圧値ＭＢＰSYS および最低血圧値
ＭＢＰDIA （推定血圧値すなわち監視血圧値）を逐次決
定し、表示器３２においてその決定した最高血圧値ＭＢ
ＰSYS および最低血圧値ＭＢＰDIA を１拍毎に数値表示
させ、推定血圧値ＭＢＰを示す推定動脈圧波形ＢＰ(t)
を連続的に出力する。
いて測定された最高血圧値ＢＰSYSおよび最低血圧値Ｂ
ＰDIA と、上記最適押圧力ＰHDPOが維持された状態で圧
脈波センサ４６の半導体感圧素子のうちの撓骨動脈５６
の真上に位置する中心位置圧力検出素子（アクティブエ
レメント）により検出された圧脈波の最高値ＰMmaxおよ
び最低値ＰMminとに基づいて、測定された血圧値ＢＰと
圧脈波の大きさＰM （絶対値）との間の対応関係を求
め、この対応関係から、圧脈波センサ４６により逐次検
出される圧脈波の大きさＰM （mmHg）すなわち最高値
（上ピーク値）ＰMm axおよび最低値（下ピーク値）Ｐ
Mminに基づいて最高血圧値ＭＢＰSYS および最低血圧値
ＭＢＰDIA （推定血圧値すなわち監視血圧値）を逐次決
定し、表示器３２においてその決定した最高血圧値ＭＢ
ＰSYS および最低血圧値ＭＢＰDIA を１拍毎に数値表示
させ、推定血圧値ＭＢＰを示す推定動脈圧波形ＢＰ(t)
を連続的に出力する。
【００２８】上記対応関係は、たとえば図２に示すもの
であり、数式２により表される。この数式２において、
Ａは傾きを示す定数、Ｂは切片を示す定数である。
であり、数式２により表される。この数式２において、
Ａは傾きを示す定数、Ｂは切片を示す定数である。
【００２９】
【数２】ＭＢＰ＝Ａ・ＰM ＋Ｂ
【００３０】また、図１において、心音検出装置として
機能する心音マイクロホン６２は、生体の心臓の近傍に
配設されてその心臓から発生する心音を検出し、その心
音を表す心音信号ＳＳを出力する。この心音マイクロホ
ン６２は、生体の体表面に装着されてもよいが、心臓に
より近接させて心音を一層明瞭に検出するために生体の
食道等の体腔内に配置されればさらによい。上記心音マ
イクロホン６２から出力された心音信号ＳＳは、図示し
ない増幅器、ノイズ除去のための帯域フィルタ６４、Ａ
／Ｄ変換器６６を介して、演算制御装置２８へ供給され
る。上記心音には、図５に示すように、僧帽弁の閉鎖お
よび大動脈弁の開放に対応する第１心音I 、大動脈弁の
閉鎖に対応する第２心音IIなどが含まれている。
機能する心音マイクロホン６２は、生体の心臓の近傍に
配設されてその心臓から発生する心音を検出し、その心
音を表す心音信号ＳＳを出力する。この心音マイクロホ
ン６２は、生体の体表面に装着されてもよいが、心臓に
より近接させて心音を一層明瞭に検出するために生体の
食道等の体腔内に配置されればさらによい。上記心音マ
イクロホン６２から出力された心音信号ＳＳは、図示し
ない増幅器、ノイズ除去のための帯域フィルタ６４、Ａ
／Ｄ変換器６６を介して、演算制御装置２８へ供給され
る。上記心音には、図５に示すように、僧帽弁の閉鎖お
よび大動脈弁の開放に対応する第１心音I 、大動脈弁の
閉鎖に対応する第２心音IIなどが含まれている。
【００３１】心電誘導装置６８は、生体の表皮上におい
てその生体の心臓を挟むように位置する部位に貼着され
る複数の電極７０を備え、その生体の表皮に誘導される
心電誘導波形すなわちＥＣＧ波形を検出し、その心電誘
導波形を表す心電誘導信号ＳＥを上記演算制御装置２８
へ出力する。上記心電誘導波形の１周期内には、たとえ
ば図５に示すように、良く知られたＰ波、Ｑ波、Ｒ波、
Ｓ波、Ｔ波が順次含まれている。
てその生体の心臓を挟むように位置する部位に貼着され
る複数の電極７０を備え、その生体の表皮に誘導される
心電誘導波形すなわちＥＣＧ波形を検出し、その心電誘
導波形を表す心電誘導信号ＳＥを上記演算制御装置２８
へ出力する。上記心電誘導波形の１周期内には、たとえ
ば図５に示すように、良く知られたＰ波、Ｑ波、Ｒ波、
Ｓ波、Ｔ波が順次含まれている。
【００３２】前記演算制御装置２８は、さらに上記心電
誘導信号ＳＥ、心音信号ＳＳ、および動脈圧波を処理し
て、心機械効率Ｅa ／Ｅes、大動脈実効エラスタンスＥ
a 、左心室収縮末期エラスタンスＥesを算出し、ハード
ディスク、半導体メモリカード、磁気テープなどの図示
しない記憶装置に逐次記憶させるとともに、前記表示器
３２或いは図示しないプリンタにおいて、上記心機械効
率Ｅa ／Ｅesや左心室収縮末期エラスタンスＥesをトレ
ンド表示させる。
誘導信号ＳＥ、心音信号ＳＳ、および動脈圧波を処理し
て、心機械効率Ｅa ／Ｅes、大動脈実効エラスタンスＥ
a 、左心室収縮末期エラスタンスＥesを算出し、ハード
ディスク、半導体メモリカード、磁気テープなどの図示
しない記憶装置に逐次記憶させるとともに、前記表示器
３２或いは図示しないプリンタにおいて、上記心機械効
率Ｅa ／Ｅesや左心室収縮末期エラスタンスＥesをトレ
ンド表示させる。
【００３３】図３は、上記演算制御装置２８の制御機能
の要部を説明する機能ブロック線図である。図３におい
て、血圧測定に際して、カフ圧制御手段７４により変化
させられるカフ１０の圧迫圧力が圧力センサ１４により
検出される。血圧測定手段７６は、カフ１０による圧迫
圧力を２〜３mmHg/sec程度の速度で徐々に変化させる過
程で得られた脈拍同期信号、たとえば脈波振幅或いはコ
ロトコフ音の変化に基づきオシロメトリック法或いはコ
ロトコフ音法に従って生体の最高血圧値ＢＰSY S 、平均
血圧値ＢＰMEAN、および最低血圧値ＢＰDIA （基準血圧
値）を測定する。
の要部を説明する機能ブロック線図である。図３におい
て、血圧測定に際して、カフ圧制御手段７４により変化
させられるカフ１０の圧迫圧力が圧力センサ１４により
検出される。血圧測定手段７６は、カフ１０による圧迫
圧力を２〜３mmHg/sec程度の速度で徐々に変化させる過
程で得られた脈拍同期信号、たとえば脈波振幅或いはコ
ロトコフ音の変化に基づきオシロメトリック法或いはコ
ロトコフ音法に従って生体の最高血圧値ＢＰSY S 、平均
血圧値ＢＰMEAN、および最低血圧値ＢＰDIA （基準血圧
値）を測定する。
【００３４】関係決定手段７８は、圧脈波センサ４６の
押圧面５４に配列された複数の圧力検出素子のうち撓骨
動脈５６の真上に位置する中心位置圧力検出素子（アク
ティブエレメント）により検出される圧脈波の大きさＰ
M と血圧値測定手段７０により測定された血圧値ＢＰと
の間の対応関係をたとえば図２に示すように予め決定す
る。
押圧面５４に配列された複数の圧力検出素子のうち撓骨
動脈５６の真上に位置する中心位置圧力検出素子（アク
ティブエレメント）により検出される圧脈波の大きさＰ
M と血圧値測定手段７０により測定された血圧値ＢＰと
の間の対応関係をたとえば図２に示すように予め決定す
る。
【００３５】推定血圧値決定手段すなわち動脈圧波形推
定手段８０は、その図２の対応関係から、圧脈波センサ
４６の押圧面５４に配列された複数の圧力検出素子のう
ち、たとえば上記アクティブエレメントにより検出され
る圧脈波の大きさに基づいて生体の推定血圧値ＭＢＰを
連続的に決定し、たとえば図４に示すような推定動脈圧
波形ＢＰ(t) を出力する。この推定動脈圧波形ＢＰ(t)
は、上腕動脈圧波形を示すものであるが、大動脈圧波形
に対応している。従って、動脈圧波形推定手段８０は大
動脈圧推定手段として機能し、推定動脈圧波形ＢＰ(t)
は推定大動脈圧を意味する。なお、この上腕動脈圧波形
と大動脈圧波形との間に測定に問題となるような差があ
る場合には、予め求められた伝達関数を用いて上腕動脈
圧波形から大動脈圧波形が算出されてもよい。
定手段８０は、その図２の対応関係から、圧脈波センサ
４６の押圧面５４に配列された複数の圧力検出素子のう
ち、たとえば上記アクティブエレメントにより検出され
る圧脈波の大きさに基づいて生体の推定血圧値ＭＢＰを
連続的に決定し、たとえば図４に示すような推定動脈圧
波形ＢＰ(t) を出力する。この推定動脈圧波形ＢＰ(t)
は、上腕動脈圧波形を示すものであるが、大動脈圧波形
に対応している。従って、動脈圧波形推定手段８０は大
動脈圧推定手段として機能し、推定動脈圧波形ＢＰ(t)
は推定大動脈圧を意味する。なお、この上腕動脈圧波形
と大動脈圧波形との間に測定に問題となるような差があ
る場合には、予め求められた伝達関数を用いて上腕動脈
圧波形から大動脈圧波形が算出されてもよい。
【００３６】時間差算出手段８２は、心音マイクロホン
６２により得られた第１心音I の終わりと圧脈波センサ
４６により得られる圧脈波の立ち上がり点との時間差Ｔ
Ｄを算出する。第１心音I の終わりは、心臓の左心室か
ら大動脈へ血液の駆出が開始される時に検出されるの
で、この時間差ＴＤは、大動脈圧が圧脈波センサ４６が
装着されている撓骨動脈５６に伝播する伝播時間を意味
している。
６２により得られた第１心音I の終わりと圧脈波センサ
４６により得られる圧脈波の立ち上がり点との時間差Ｔ
Ｄを算出する。第１心音I の終わりは、心臓の左心室か
ら大動脈へ血液の駆出が開始される時に検出されるの
で、この時間差ＴＤは、大動脈圧が圧脈波センサ４６が
装着されている撓骨動脈５６に伝播する伝播時間を意味
している。
【００３７】前駆出期間決定手段８４は、生体の左心室
の心筋の収縮開始から、左心室から血液が駆出するまで
の前駆出期間ＰＥＰを非観血的に決定する。例えば、心
電誘導波形のＱ波の発生時点から第１心音I の終端時点
までの時間を、基準クロックパルスを計数することなど
により計測し、前駆出期間ＰＥＰ（秒）を１拍毎に決定
する。或いは、心電誘導波形のＱ波の発生時点から動脈
圧波形推定手段８０により推定された大動脈圧波形の立
ち上がり点までの時間から、時間差算出手段８２により
算出された時間差ＴＤを差し引くことによって算出され
てもよい。この前駆出期間ＰＥＰは、図５のタイムチャ
ートに示すように、心臓の収縮開始時点から左心室から
血液が実際に圧送開始（大動脈弁が開放）されるまでの
時間である。
の心筋の収縮開始から、左心室から血液が駆出するまで
の前駆出期間ＰＥＰを非観血的に決定する。例えば、心
電誘導波形のＱ波の発生時点から第１心音I の終端時点
までの時間を、基準クロックパルスを計数することなど
により計測し、前駆出期間ＰＥＰ（秒）を１拍毎に決定
する。或いは、心電誘導波形のＱ波の発生時点から動脈
圧波形推定手段８０により推定された大動脈圧波形の立
ち上がり点までの時間から、時間差算出手段８２により
算出された時間差ＴＤを差し引くことによって算出され
てもよい。この前駆出期間ＰＥＰは、図５のタイムチャ
ートに示すように、心臓の収縮開始時点から左心室から
血液が実際に圧送開始（大動脈弁が開放）されるまでの
時間である。
【００３８】駆出期間決定手段８６は、生体の左心室か
ら血液が駆出されている駆出期間ＬＶＥＴを非観血的に
決定する。例えば、第１心音I の終端時点から第２心音
IIの開始点までの時間を基準クロックパルスを係数する
ことなどにより計測し、駆出期間ＬＶＥＴ（秒）を決定
する。或いは、心電誘導波形のＱ波の発生時点から第２
心音IIの開始点までの時間を計測することにより、心臓
の収縮期間すなわち前駆出期間ＰＥＰと駆出期間ＬＶＥ
Ｔとの合計値（ＰＥＰ＋ＬＶＥＴ）を算出し、その合計
値（ＰＥＰ＋ＬＶＥＴ）から前駆出期間決定手段８４に
より求められた前駆出期間ＰＥＰを差し引くことにより
駆出期間ＬＶＥＴ（秒）を１拍毎に算出してもよい。ま
た或いは、前記推定動脈圧波形ＢＰ(t) の立ち上がり点
から大動脈弁閉鎖を示すノッチまでの時間（図４のｔ2
からｔ4 ）を計測することにより駆出期間ＬＶＥＴ
（秒）を算出してもよい。
ら血液が駆出されている駆出期間ＬＶＥＴを非観血的に
決定する。例えば、第１心音I の終端時点から第２心音
IIの開始点までの時間を基準クロックパルスを係数する
ことなどにより計測し、駆出期間ＬＶＥＴ（秒）を決定
する。或いは、心電誘導波形のＱ波の発生時点から第２
心音IIの開始点までの時間を計測することにより、心臓
の収縮期間すなわち前駆出期間ＰＥＰと駆出期間ＬＶＥ
Ｔとの合計値（ＰＥＰ＋ＬＶＥＴ）を算出し、その合計
値（ＰＥＰ＋ＬＶＥＴ）から前駆出期間決定手段８４に
より求められた前駆出期間ＰＥＰを差し引くことにより
駆出期間ＬＶＥＴ（秒）を１拍毎に算出してもよい。ま
た或いは、前記推定動脈圧波形ＢＰ(t) の立ち上がり点
から大動脈弁閉鎖を示すノッチまでの時間（図４のｔ2
からｔ4 ）を計測することにより駆出期間ＬＶＥＴ
（秒）を算出してもよい。
【００３９】心機械効率算出手段８８は、前記数式１に
示す予め設定された関係から、前駆出期間決定手段８４
により１拍毎に求められた前駆出期間ＰＥＰおよび駆出
期間決定手段８６により１拍毎に求められた駆出期間Ｌ
ＶＥＴに基づいて、大動脈実効エラスタンスＥa と左心
室収縮末期エラスタンスＥesとの比すなわち心機械効率
Ｅa ／Ｅesを算出し、１拍毎に出力するか、或いは５拍
程度の予め設定された区間内の移動平均値として出力す
る。なお、上記心機械効率算出手段８８は、数式３に示
す予め設定された関係から上記前駆出期間ＰＥＰ、およ
びその前駆出期間ＰＥＰと駆出期間ＬＶＥＴとの合計値
（ＰＥＰ＋ＬＶＥＴ）に基づいてＥi ／Ｅesを算出し、
そのＥi ／Ｅesと心機械効率Ｅa ／Ｅesとの間の予め求
められた関係から心機械効率Ｅa ／Ｅesを算出してもよ
い。
示す予め設定された関係から、前駆出期間決定手段８４
により１拍毎に求められた前駆出期間ＰＥＰおよび駆出
期間決定手段８６により１拍毎に求められた駆出期間Ｌ
ＶＥＴに基づいて、大動脈実効エラスタンスＥa と左心
室収縮末期エラスタンスＥesとの比すなわち心機械効率
Ｅa ／Ｅesを算出し、１拍毎に出力するか、或いは５拍
程度の予め設定された区間内の移動平均値として出力す
る。なお、上記心機械効率算出手段８８は、数式３に示
す予め設定された関係から上記前駆出期間ＰＥＰ、およ
びその前駆出期間ＰＥＰと駆出期間ＬＶＥＴとの合計値
（ＰＥＰ＋ＬＶＥＴ）に基づいてＥi ／Ｅesを算出し、
そのＥi ／Ｅesと心機械効率Ｅa ／Ｅesとの間の予め求
められた関係から心機械効率Ｅa ／Ｅesを算出してもよ
い。
【００４０】
【数３】Ｅi ／Ｅes＝ＰＥＰ／（ＰＥＰ＋ＬＶＥＴ）
【００４１】ここで、生体の心臓の左心室内の容積Ｖと
圧力Ｐとの関係は、たとえば図６に示すような圧力軸と
容積軸との二次元座標の圧力容積図に示される。心臓の
１サイクル毎に描かれる図６の圧力容積ループは、等容
積性拡張線Ｌ1 、等圧力性拡張線Ｌ2 、等容積性収縮線
Ｌ3 、等圧力性収縮線Ｌ4 から成る４辺によって略矩形
となっているので、それら４辺のうち、等圧力性収縮線
Ｌ4 および等圧力性拡張線Ｌ2 を容積軸に平行な２辺と
し、等容積性収縮線Ｌ3 および等容積性拡張線Ｌ1 を圧
力軸に平行な２辺とすることにより、図７に示す完全な
矩形の圧力容積ループに近似することができる。図７に
おいて、IV点は収縮末期すなわち等容積拡張開始点、Ｉ
点は等圧拡張開始点、II点は拡張末期すなわち等容積収
縮開始点、III 点は等圧収縮開始点、Ｐesは左心室内の
収縮末期圧、Ｖedは左心室内の拡張末期容量、Ｖesは左
心室内の収縮末期容量、Ｖo は内圧が略零であるときの
左心室内の容積である左心室アンストレスト容積であ
り、それら左心室内の拡張末期容量Ｖedと左心室内の収
縮末期容量Ｖesとの差（Ｖed−Ｖes）は１拍当たりの拍
出量（スロトークボリューム）ＳＶに対応している。こ
の左心室アンストレスト容積Ｖo は、図８に示すよう
に、各圧力容積ループの収縮末期圧Ｐes（IV点）と容積
との関係を示す線すなわち収縮末期圧−容積関係線Ｌes
と容積軸との交点である。
圧力Ｐとの関係は、たとえば図６に示すような圧力軸と
容積軸との二次元座標の圧力容積図に示される。心臓の
１サイクル毎に描かれる図６の圧力容積ループは、等容
積性拡張線Ｌ1 、等圧力性拡張線Ｌ2 、等容積性収縮線
Ｌ3 、等圧力性収縮線Ｌ4 から成る４辺によって略矩形
となっているので、それら４辺のうち、等圧力性収縮線
Ｌ4 および等圧力性拡張線Ｌ2 を容積軸に平行な２辺と
し、等容積性収縮線Ｌ3 および等容積性拡張線Ｌ1 を圧
力軸に平行な２辺とすることにより、図７に示す完全な
矩形の圧力容積ループに近似することができる。図７に
おいて、IV点は収縮末期すなわち等容積拡張開始点、Ｉ
点は等圧拡張開始点、II点は拡張末期すなわち等容積収
縮開始点、III 点は等圧収縮開始点、Ｐesは左心室内の
収縮末期圧、Ｖedは左心室内の拡張末期容量、Ｖesは左
心室内の収縮末期容量、Ｖo は内圧が略零であるときの
左心室内の容積である左心室アンストレスト容積であ
り、それら左心室内の拡張末期容量Ｖedと左心室内の収
縮末期容量Ｖesとの差（Ｖed−Ｖes）は１拍当たりの拍
出量（スロトークボリューム）ＳＶに対応している。こ
の左心室アンストレスト容積Ｖo は、図８に示すよう
に、各圧力容積ループの収縮末期圧Ｐes（IV点）と容積
との関係を示す線すなわち収縮末期圧−容積関係線Ｌes
と容積軸との交点である。
【００４２】たとえば、矩形に近似された圧力容積ルー
プを示す図７において、左心室収縮末期エラスタンスＥ
esは、上記収縮末期圧−容積関係線Ｌesの傾きすなわち
左心室収縮末期圧容積比であり、心臓の基礎収縮力に対
応する大きさを示すものであって、心機能を示すひとつ
の指標となる。ここで、図７において、左心室アンスト
レスト容積Ｖo と左心室収縮末期容量Ｖesとの間の幾何
的距離をａ、左心室収縮末期容量Ｖesと左心室内拡張末
期容量Ｖedとの間の幾何的距離をｂ、等容積性収縮線Ｌ
3 および等容積性拡張線Ｌ1 の幾何的長さをｃとする
と、上記収縮末期圧−容積関係線Ｌesの傾きＥesはｃ／
ａにより表される。また、容積軸上の左心室アンストレ
スト容積Ｖo と等圧収縮開始点III とを結ぶ線Ｌi の傾
きＥi はｃ／（ａ＋ｂ）により表され、容積軸上の拡張
末期容積Ｖedと等容積拡張開始点IVとを結ぶ線Ｌa の傾
きすなわち大動脈実効エラスタンスＥa はｃ／ｂにより
表される。従って、Ｅa ／Ｅesはａ／ｂ、Ｅi ／Ｅesは
ａ／（ａ＋ｂ）となる。
プを示す図７において、左心室収縮末期エラスタンスＥ
esは、上記収縮末期圧−容積関係線Ｌesの傾きすなわち
左心室収縮末期圧容積比であり、心臓の基礎収縮力に対
応する大きさを示すものであって、心機能を示すひとつ
の指標となる。ここで、図７において、左心室アンスト
レスト容積Ｖo と左心室収縮末期容量Ｖesとの間の幾何
的距離をａ、左心室収縮末期容量Ｖesと左心室内拡張末
期容量Ｖedとの間の幾何的距離をｂ、等容積性収縮線Ｌ
3 および等容積性拡張線Ｌ1 の幾何的長さをｃとする
と、上記収縮末期圧−容積関係線Ｌesの傾きＥesはｃ／
ａにより表される。また、容積軸上の左心室アンストレ
スト容積Ｖo と等圧収縮開始点III とを結ぶ線Ｌi の傾
きＥi はｃ／（ａ＋ｂ）により表され、容積軸上の拡張
末期容積Ｖedと等容積拡張開始点IVとを結ぶ線Ｌa の傾
きすなわち大動脈実効エラスタンスＥa はｃ／ｂにより
表される。従って、Ｅa ／Ｅesはａ／ｂ、Ｅi ／Ｅesは
ａ／（ａ＋ｂ）となる。
【００４３】一方、図９に示すように、上記左心室弾性
（エラスタンス）Ｅは、等容積性収縮期間Ｔi の経過後
にはＥi となり、全収縮期間Ｔes（＝Ｔi ＋Ｔe ）の経
過後にはＥesとなるような、左心室の収縮時間ｔの一次
関数Ｅ（ｔ）＝ｋ・ｔであると仮定すると、Ｅi ／Ｅes
＝Ｔi ／Ｔesが成立する。また、上記等容積性収縮期間
Ｔi は前駆出期間ＰＥＰに対応し、また、上記全収縮期
間Ｔesは前駆出期間ＰＥＰと駆出期間ＬＶＥＴとの加算
値（ＰＥＰ＋ＬＶＥＴ）に対応するので、前記の近似式
数式１および数式３が導かれるのである。
（エラスタンス）Ｅは、等容積性収縮期間Ｔi の経過後
にはＥi となり、全収縮期間Ｔes（＝Ｔi ＋Ｔe ）の経
過後にはＥesとなるような、左心室の収縮時間ｔの一次
関数Ｅ（ｔ）＝ｋ・ｔであると仮定すると、Ｅi ／Ｅes
＝Ｔi ／Ｔesが成立する。また、上記等容積性収縮期間
Ｔi は前駆出期間ＰＥＰに対応し、また、上記全収縮期
間Ｔesは前駆出期間ＰＥＰと駆出期間ＬＶＥＴとの加算
値（ＰＥＰ＋ＬＶＥＴ）に対応するので、前記の近似式
数式１および数式３が導かれるのである。
【００４４】図３の収縮末期大動脈圧決定手段９０は、
前記動脈圧波形推定手段８０から出力された推定動脈圧
波形ＢＰ(t) 、時間差算出手段８２により得られた時間
差ＴＤおよび心音マイクロホン６２により検出された心
音とに基づいて、左心室の収縮末期における大動脈の圧
力である収縮末期大動脈圧Ｐesを決定する。たとえば、
第２心音IIの開始音は大動脈弁の閉鎖すなわち左心室の
収縮の終了時に発生し、その時点における大動脈圧は時
間差ＴＤ後に撓骨動脈に伝播するので、第２心音IIの終
端を判定し、その判定時点から時間差ＴＤだけ経過した
時点における推定動脈圧波形ＢＰ(t) の大きさすなわち
血圧値を収縮末期大動脈圧Ｐesとして決定する。
前記動脈圧波形推定手段８０から出力された推定動脈圧
波形ＢＰ(t) 、時間差算出手段８２により得られた時間
差ＴＤおよび心音マイクロホン６２により検出された心
音とに基づいて、左心室の収縮末期における大動脈の圧
力である収縮末期大動脈圧Ｐesを決定する。たとえば、
第２心音IIの開始音は大動脈弁の閉鎖すなわち左心室の
収縮の終了時に発生し、その時点における大動脈圧は時
間差ＴＤ後に撓骨動脈に伝播するので、第２心音IIの終
端を判定し、その判定時点から時間差ＴＤだけ経過した
時点における推定動脈圧波形ＢＰ(t) の大きさすなわち
血圧値を収縮末期大動脈圧Ｐesとして決定する。
【００４５】拍出量推定手段９２は、生体の左心室の一
拍あたりの拍出量ＳＶ（stroke volume ）を、たとえば
ワーナーアンドガードナー（Warnner & Gardner ）の式
として知られている次式４から、動脈圧波形推定手段８
０から出力された図４に示す推定動脈圧波形ＢＰ(t) に
基づいて推定する。図４に示す推定動脈圧波形ＢＰ(t)
において、前駆出時間開始時点ｔ1 は推定動脈圧波形Ｂ
Ｐ(t) の下ピーク時点ｔ2 よりもたとえば８０ｍ秒程度
の所定時間早い時点であり、駆出期間終了時点ｔ4 は推
定動脈圧波形ＢＰ(t) の上ピーク時点ｔ3 よりも８０ｍ
秒程度の所定時間遅い時点である。なお、数式４のＫは
補正定数であり、たとえば希釈法（サーモダイリューシ
ョン法）により直接的に求められた値で予め校正され
る。
拍あたりの拍出量ＳＶ（stroke volume ）を、たとえば
ワーナーアンドガードナー（Warnner & Gardner ）の式
として知られている次式４から、動脈圧波形推定手段８
０から出力された図４に示す推定動脈圧波形ＢＰ(t) に
基づいて推定する。図４に示す推定動脈圧波形ＢＰ(t)
において、前駆出時間開始時点ｔ1 は推定動脈圧波形Ｂ
Ｐ(t) の下ピーク時点ｔ2 よりもたとえば８０ｍ秒程度
の所定時間早い時点であり、駆出期間終了時点ｔ4 は推
定動脈圧波形ＢＰ(t) の上ピーク時点ｔ3 よりも８０ｍ
秒程度の所定時間遅い時点である。なお、数式４のＫは
補正定数であり、たとえば希釈法（サーモダイリューシ
ョン法）により直接的に求められた値で予め校正され
る。
【００４６】
【数４】
【００４７】大動脈実効エラスタンス算出手段９４は、
たとえば数式５に示す予め設定された関係から、上記収
縮末期大動脈圧決定手段９０により決定された左心室の
収縮末期における大動脈の圧力である収縮末期大動脈圧
Ｐesと、上記拍出量推定手段９２により推定された左心
室の一拍あたりの拍出量ＳＶとに基づいて大動脈実効エ
ラスタンスＥa を算出する。この大動脈実効エラスタン
スＥa は、図７の容積軸上の拡張末期容積Ｖedと等容積
拡張開始点IVとを結ぶ線Ｌa の傾きであって、圧力容積
ループの容積軸方向の幅寸法は左心室の一拍あたりの拍
出量ＳＶに相当するから、上記数式５は図７から導かれ
る。
たとえば数式５に示す予め設定された関係から、上記収
縮末期大動脈圧決定手段９０により決定された左心室の
収縮末期における大動脈の圧力である収縮末期大動脈圧
Ｐesと、上記拍出量推定手段９２により推定された左心
室の一拍あたりの拍出量ＳＶとに基づいて大動脈実効エ
ラスタンスＥa を算出する。この大動脈実効エラスタン
スＥa は、図７の容積軸上の拡張末期容積Ｖedと等容積
拡張開始点IVとを結ぶ線Ｌa の傾きであって、圧力容積
ループの容積軸方向の幅寸法は左心室の一拍あたりの拍
出量ＳＶに相当するから、上記数式５は図７から導かれ
る。
【００４８】
【数５】Ｅa ＝Ｐes／ＳＶ
【００４９】左心室収縮末期エラスタンス算出手段９６
は、上記大動脈実効エラスタンス算出手段９４により算
出された大動脈実効エラスタンスＥa と前記心機械効率
算出手段８８により算出された心機械効率Ｅa ／Ｅesと
に基づいて左心室収縮末期エラスタンスＥesを算出す
る。すなわち、大動脈実効エラスタンスＥa を心機械効
率Ｅa ／Ｅesで除算することにより左心室収縮末期エラ
スタンスＥesを算出する。
は、上記大動脈実効エラスタンス算出手段９４により算
出された大動脈実効エラスタンスＥa と前記心機械効率
算出手段８８により算出された心機械効率Ｅa ／Ｅesと
に基づいて左心室収縮末期エラスタンスＥesを算出す
る。すなわち、大動脈実効エラスタンスＥa を心機械効
率Ｅa ／Ｅesで除算することにより左心室収縮末期エラ
スタンスＥesを算出する。
【００５０】表示制御手段９８は、前記心機械効率算出
手段８８により逐次算出された前駆出期間ＰＥＰと駆出
期間ＬＶＥＴとの比ＰＥＰ／ＬＶＥＴすなわち心機械効
率Ｅ a ／Ｅes、および左心室収縮末期エラスタンス算出
手段９６により逐次算出された左心室収縮末期エラスタ
ンスＥesを、たとえば図１０に示すように、共通の時間
軸に沿ったトレンドグラフ形式で表示器３２に表示させ
る。
手段８８により逐次算出された前駆出期間ＰＥＰと駆出
期間ＬＶＥＴとの比ＰＥＰ／ＬＶＥＴすなわち心機械効
率Ｅ a ／Ｅes、および左心室収縮末期エラスタンス算出
手段９６により逐次算出された左心室収縮末期エラスタ
ンスＥesを、たとえば図１０に示すように、共通の時間
軸に沿ったトレンドグラフ形式で表示器３２に表示させ
る。
【００５１】図１１は、前記演算制御装置２８の制御作
動の要部を説明するフローチャートである。図１１のス
テップ（以下、ステップを省略する）ＳＡ１では、心電
信号ＳＥにより表される心電誘導波形のＱ波が発生した
か否かが判断される。このＳＡ１の判断が否定された場
合には本ルーチンが終了させられて繰り返される。しか
し、上記ＳＡ１の判断が肯定された場合には、ＳＡ２に
おいて、第１心音I の終端が発生したか否かが心音信号
ＳＳに基づいて判断される。このＳＡ２の判断が否定さ
れた場合には繰り返しＳＡ２の判断が実行されるが、肯
定された場合には、ＳＡ３において、上記Ｑ波の発生時
から第１心音I の終端までの前駆出期間ＰＥＰが算出さ
れる。本実施例では、上記ＳＡ１乃至ＳＡ３が前駆出期
間決定手段８４に対応している。
動の要部を説明するフローチャートである。図１１のス
テップ（以下、ステップを省略する）ＳＡ１では、心電
信号ＳＥにより表される心電誘導波形のＱ波が発生した
か否かが判断される。このＳＡ１の判断が否定された場
合には本ルーチンが終了させられて繰り返される。しか
し、上記ＳＡ１の判断が肯定された場合には、ＳＡ２に
おいて、第１心音I の終端が発生したか否かが心音信号
ＳＳに基づいて判断される。このＳＡ２の判断が否定さ
れた場合には繰り返しＳＡ２の判断が実行されるが、肯
定された場合には、ＳＡ３において、上記Ｑ波の発生時
から第１心音I の終端までの前駆出期間ＰＥＰが算出さ
れる。本実施例では、上記ＳＡ１乃至ＳＡ３が前駆出期
間決定手段８４に対応している。
【００５２】続くＳＡ４では、第２心音IIが発生したか
否かが心音信号ＳＳに基づいて判断される。第２心音II
は、左心室内の圧力が大動脈圧以下になり、大動脈圧弁
が閉鎖する時に発生する。従って、第２心音IIの開始は
左心室の収縮の終了すなわち収縮末期を意味する。この
ＳＡ４の判断が否定された場合には繰り返しＳＡ４の判
断が実行されるが、肯定された場合には、ＳＡ５におい
て、ＳＡ２において検出された第１心音I の終端点から
ＳＡ４において検出された第２心音IIの始まりまでの時
間が、左心室から血液が駆出される駆出期間ＬＶＥＴと
して決定される。本実施例では、上記ＳＡ２、ＳＡ４お
よびＳＡ５が駆出期間決定手段８６に対応している。
否かが心音信号ＳＳに基づいて判断される。第２心音II
は、左心室内の圧力が大動脈圧以下になり、大動脈圧弁
が閉鎖する時に発生する。従って、第２心音IIの開始は
左心室の収縮の終了すなわち収縮末期を意味する。この
ＳＡ４の判断が否定された場合には繰り返しＳＡ４の判
断が実行されるが、肯定された場合には、ＳＡ５におい
て、ＳＡ２において検出された第１心音I の終端点から
ＳＡ４において検出された第２心音IIの始まりまでの時
間が、左心室から血液が駆出される駆出期間ＬＶＥＴと
して決定される。本実施例では、上記ＳＡ２、ＳＡ４お
よびＳＡ５が駆出期間決定手段８６に対応している。
【００５３】次いで、前記心機械効率算出手段８８に対
応するＳＡ６では、数式１に示す予め設定された関係か
ら上記前駆出期間ＰＥＰおよび駆出期間ＬＶＥＴに基づ
いて心機械効率Ｅa ／Ｅesが算出され、その数値が表示
器３２において表示されるとともに、その心機械効率Ｅ
a ／Ｅesの時間的変化を示すトレンドグラフが図１０に
示すように表示器３２において表示される。
応するＳＡ６では、数式１に示す予め設定された関係か
ら上記前駆出期間ＰＥＰおよび駆出期間ＬＶＥＴに基づ
いて心機械効率Ｅa ／Ｅesが算出され、その数値が表示
器３２において表示されるとともに、その心機械効率Ｅ
a ／Ｅesの時間的変化を示すトレンドグラフが図１０に
示すように表示器３２において表示される。
【００５４】続いて、前記大動脈実効エラスタンス算出
手段９４に対応するＳＡ７において、たとえば前記数式
５示す予め設定された関係から、左心室収縮末期大動脈
圧Ｐ esと一拍あたりの拍出量ＳＶとに基づいて大動脈実
効エラスタンスＥa が算出される。これら収縮末期大動
脈圧Ｐesおよび拍出量ＳＶは、たとえば図１２に示すよ
うな比較的短い周期で繰り返し実行されるルーチンによ
り逐次算出され、更新されている。
手段９４に対応するＳＡ７において、たとえば前記数式
５示す予め設定された関係から、左心室収縮末期大動脈
圧Ｐ esと一拍あたりの拍出量ＳＶとに基づいて大動脈実
効エラスタンスＥa が算出される。これら収縮末期大動
脈圧Ｐesおよび拍出量ＳＶは、たとえば図１２に示すよ
うな比較的短い周期で繰り返し実行されるルーチンによ
り逐次算出され、更新されている。
【００５５】図１２において、ＳＢ１では、カフ１０に
よるキャリブレーション周期であるか否かが判断され
る。このＳＢ１の判断が否定された場合はＳＢ４の動脈
圧波形推定が実行されるが、肯定された場合には、前記
血圧測定手段７６に対応するＳＢ２においてカフ１０を
用いた血圧測定がオシロメトリック法或いはコロトコフ
音法により実行され、前記関係決定手段７８に対応する
ＳＢ３では、圧脈波センサ４６により検出される圧脈波
の大きさとカフ１０を用いて測定された血圧値との関係
を示す図２の対応関係が決定される。次いで、動脈圧波
形推定手段８０に対応するＳＢ４において、上記対応関
係を用いて圧脈波センサ４６により検出される圧波形
が、図４に示すような血圧値の絶対値を表す推定動脈圧
波形ＢＰ(t)に変換されてから出力される。
よるキャリブレーション周期であるか否かが判断され
る。このＳＢ１の判断が否定された場合はＳＢ４の動脈
圧波形推定が実行されるが、肯定された場合には、前記
血圧測定手段７６に対応するＳＢ２においてカフ１０を
用いた血圧測定がオシロメトリック法或いはコロトコフ
音法により実行され、前記関係決定手段７８に対応する
ＳＢ３では、圧脈波センサ４６により検出される圧脈波
の大きさとカフ１０を用いて測定された血圧値との関係
を示す図２の対応関係が決定される。次いで、動脈圧波
形推定手段８０に対応するＳＢ４において、上記対応関
係を用いて圧脈波センサ４６により検出される圧波形
が、図４に示すような血圧値の絶対値を表す推定動脈圧
波形ＢＰ(t)に変換されてから出力される。
【００５６】続くＳＢ５では、第１心音I の終端が発生
したか否かが心音信号ＳＳに基づいて判断される。この
ＳＢ５の判断が否定された場合にはＳＢ４以下が繰り返
されるが、肯定された場合には、続くＳＢ６において、
圧脈波センサ４６から得られる圧脈波信号ＳＭ2 に基づ
いて、推定動脈圧波形ＢＰ(t) の立ち上がり点が検出さ
れたか否かが判断される。このＳＢ６の判断が否定され
た場合にはＳＢ４以下が繰り返される。
したか否かが心音信号ＳＳに基づいて判断される。この
ＳＢ５の判断が否定された場合にはＳＢ４以下が繰り返
されるが、肯定された場合には、続くＳＢ６において、
圧脈波センサ４６から得られる圧脈波信号ＳＭ2 に基づ
いて、推定動脈圧波形ＢＰ(t) の立ち上がり点が検出さ
れたか否かが判断される。このＳＢ６の判断が否定され
た場合にはＳＢ４以下が繰り返される。
【００５７】しかし、上記ＳＢ６の判断が肯定された場
合には、続く時間差算出手段８２に対応するＳＢ７にお
いて、ＳＢ５において検出された第１心音I の終端点か
らＳＢ６において検出された圧脈波の立ち上がり点まで
の時間差ＴＤを算出する。この時間差ＴＤは、心臓の左
心室から駆出された血液が圧脈波センサ４６が装着され
ている撓骨動脈５６まで伝播するのに必要な伝播時間を
表している。
合には、続く時間差算出手段８２に対応するＳＢ７にお
いて、ＳＢ５において検出された第１心音I の終端点か
らＳＢ６において検出された圧脈波の立ち上がり点まで
の時間差ＴＤを算出する。この時間差ＴＤは、心臓の左
心室から駆出された血液が圧脈波センサ４６が装着され
ている撓骨動脈５６まで伝播するのに必要な伝播時間を
表している。
【００５８】続くＳＢ８では、第２心音IIが発生したか
否かが心音信号ＳＳに基づいて判断される。このＳＢ８
の判断が否定された場合は本ルーチンが終了させられる
が、肯定された場合は、前記収縮末期大動脈圧決定手段
９０に対応するＳＢ９において、上記第２心音II発生時
から、ＳＢ７において算出された時間差ＴＤだけ後の時
間における推定動脈圧波形ＢＰ(t) の大きさすなわち血
圧値を収縮末期大動脈圧Ｐesとして決定する。次いで、
ＳＢ１０において、１脈波分すなわち１周期分の推定動
脈圧波形ＢＰ(t) が発生したか否かが判断される。この
ＳＢ１０の判断が否定された場合は本ルーチンが終了さ
せられるが、肯定された場合は、前記拍出量推定手段９
２に対応するＳＢ１１において、前記数式４に示す予め
設定された関係から実際の推定動脈圧波形ＢＰ(t) に基
づいて、左心室の一拍あたりの拍出量ＳＶが算出され
る。
否かが心音信号ＳＳに基づいて判断される。このＳＢ８
の判断が否定された場合は本ルーチンが終了させられる
が、肯定された場合は、前記収縮末期大動脈圧決定手段
９０に対応するＳＢ９において、上記第２心音II発生時
から、ＳＢ７において算出された時間差ＴＤだけ後の時
間における推定動脈圧波形ＢＰ(t) の大きさすなわち血
圧値を収縮末期大動脈圧Ｐesとして決定する。次いで、
ＳＢ１０において、１脈波分すなわち１周期分の推定動
脈圧波形ＢＰ(t) が発生したか否かが判断される。この
ＳＢ１０の判断が否定された場合は本ルーチンが終了さ
せられるが、肯定された場合は、前記拍出量推定手段９
２に対応するＳＢ１１において、前記数式４に示す予め
設定された関係から実際の推定動脈圧波形ＢＰ(t) に基
づいて、左心室の一拍あたりの拍出量ＳＶが算出され
る。
【００５９】図１１に戻って、前記左心室収縮末期エラ
スタンス算出手段９６に対応するＳＡ８において、前記
ＳＡ６において求められた心機械効率Ｅa ／Ｅesと前記
ＳＡ７において求められた大動脈実効エラスタンスＥa
とに基づいて、左心室収縮末期エラスタンスＥesが算出
され、その値が表示器３２において表示されるととも
に、その値の変化を示すトレンドグラフが図１０に示す
ように表示器３２において表示される。なお、上記ＳＡ
６およびＳＡ８は、心機械効率Ｅa ／Ｅes、および左心
室収縮末期エラスタンスＥesを、表示器３２において所
定の時間軸に沿って逐次表示する表示制御手段９８に対
応している。
スタンス算出手段９６に対応するＳＡ８において、前記
ＳＡ６において求められた心機械効率Ｅa ／Ｅesと前記
ＳＡ７において求められた大動脈実効エラスタンスＥa
とに基づいて、左心室収縮末期エラスタンスＥesが算出
され、その値が表示器３２において表示されるととも
に、その値の変化を示すトレンドグラフが図１０に示す
ように表示器３２において表示される。なお、上記ＳＡ
６およびＳＡ８は、心機械効率Ｅa ／Ｅes、および左心
室収縮末期エラスタンスＥesを、表示器３２において所
定の時間軸に沿って逐次表示する表示制御手段９８に対
応している。
【００６０】上述のように、本実施例によれば、図７に
示すように、一拍毎に描かれる圧容積ル−プを容積軸に
平行な２辺である収縮期等圧力線および拡張期等圧力線
と圧力軸に平行な２辺である収縮期等容積線および拡張
期等容積線とから成る矩形に近似したとき、前記大動脈
実効エラスタンスＥa と左心室収縮末期エラスタンスＥ
esとの比すなわち心機械効率Ｅa ／Ｅesを、心臓の前駆
出時間ＰＥＰと駆出時間ＬＶＥＴとの比ＰＥＰ／ＬＶＥ
Ｔで近似できるという事実から、心機械効率算出手段８
８（ＳＡ６）により、数式１に示す予め設定された関係
から前駆出期間決定手段８４（ＳＡ３）により１拍毎に
求められた前駆出期間ＰＥＰおよび駆出期間決定手段８
６（ＳＡ５）により１拍毎に求められた駆出期間ＬＶＥ
Ｔに基づいて心機械効率Ｅa ／Ｅesが算出されるので、
心機能を非侵襲で簡便に監視できる。
示すように、一拍毎に描かれる圧容積ル−プを容積軸に
平行な２辺である収縮期等圧力線および拡張期等圧力線
と圧力軸に平行な２辺である収縮期等容積線および拡張
期等容積線とから成る矩形に近似したとき、前記大動脈
実効エラスタンスＥa と左心室収縮末期エラスタンスＥ
esとの比すなわち心機械効率Ｅa ／Ｅesを、心臓の前駆
出時間ＰＥＰと駆出時間ＬＶＥＴとの比ＰＥＰ／ＬＶＥ
Ｔで近似できるという事実から、心機械効率算出手段８
８（ＳＡ６）により、数式１に示す予め設定された関係
から前駆出期間決定手段８４（ＳＡ３）により１拍毎に
求められた前駆出期間ＰＥＰおよび駆出期間決定手段８
６（ＳＡ５）により１拍毎に求められた駆出期間ＬＶＥ
Ｔに基づいて心機械効率Ｅa ／Ｅesが算出されるので、
心機能を非侵襲で簡便に監視できる。
【００６１】また、本実施例によれば、左心室収縮末期
エラスタンス算出手段９６（ＳＡ８）により、大動脈実
効エラスタンス算出手段９４（ＳＡ７）により算出され
た大動脈実効エラスタンスＥa と前記心機械効率算出手
段８８（ＳＡ６）により算出された心機械効率Ｅa ／Ｅ
esとに基づいて左心室収縮末期エラスタンスＥesが算出
されるので、心機能に対応する左心室収縮末期エラスタ
ンスＥesを非侵襲で簡便に測定できる。
エラスタンス算出手段９６（ＳＡ８）により、大動脈実
効エラスタンス算出手段９４（ＳＡ７）により算出され
た大動脈実効エラスタンスＥa と前記心機械効率算出手
段８８（ＳＡ６）により算出された心機械効率Ｅa ／Ｅ
esとに基づいて左心室収縮末期エラスタンスＥesが算出
されるので、心機能に対応する左心室収縮末期エラスタ
ンスＥesを非侵襲で簡便に測定できる。
【００６２】また、本実施例によれば、前記心音マイク
ロホン６２は、前記生体の食道などの体腔内において心
臓の近傍に配置され、その生体の心臓からから発生する
第１心音I および第２心音IIを検出するものであり、前
記前駆出期間決定手段８４（ＳＡ３）は、心電誘導装置
６８から得られた心電誘導波形のＱ波から上記第１心音
I 末期までの時間を上記前駆出期間ＰＥＰとしてを算出
するものであるので、非侵襲で前駆出時間ＰＥＰが正確
に測定される利点がある。
ロホン６２は、前記生体の食道などの体腔内において心
臓の近傍に配置され、その生体の心臓からから発生する
第１心音I および第２心音IIを検出するものであり、前
記前駆出期間決定手段８４（ＳＡ３）は、心電誘導装置
６８から得られた心電誘導波形のＱ波から上記第１心音
I 末期までの時間を上記前駆出期間ＰＥＰとしてを算出
するものであるので、非侵襲で前駆出時間ＰＥＰが正確
に測定される利点がある。
【００６３】また、本実施例によれば、前記駆出期間決
定手段８６（ＳＡ５）は、心音検出装置６８から得られ
た第１心音I の末期から第２心音IIの発生時までの区間
を駆出期間ＬＶＥＴを直接的に算出するものであるか、
或いは、心電誘導装置６８から得られた心電誘導波形の
Ｑ波から前記第２心音IIまでの区間（ＰＥＰ＋ＬＶＥ
Ｔ）から上記前駆出時間ＰＥＰを差し引くことにより駆
出期間ＬＶＥＴを算出するものであるか、また或いは、
前記推定動脈圧波形ＢＰ(t) の立ち上がり点から大動脈
弁閉鎖を示すノッチまでの時間から求められるので、駆
出期間ＬＶＥＴを非侵襲で正確に算出できる利点があ
る。
定手段８６（ＳＡ５）は、心音検出装置６８から得られ
た第１心音I の末期から第２心音IIの発生時までの区間
を駆出期間ＬＶＥＴを直接的に算出するものであるか、
或いは、心電誘導装置６８から得られた心電誘導波形の
Ｑ波から前記第２心音IIまでの区間（ＰＥＰ＋ＬＶＥ
Ｔ）から上記前駆出時間ＰＥＰを差し引くことにより駆
出期間ＬＶＥＴを算出するものであるか、また或いは、
前記推定動脈圧波形ＢＰ(t) の立ち上がり点から大動脈
弁閉鎖を示すノッチまでの時間から求められるので、駆
出期間ＬＶＥＴを非侵襲で正確に算出できる利点があ
る。
【００６４】また、本実施例において、前記心機能監視
装置８は、心機械効率算出手段８８（ＳＡ６）により逐
次算出された前駆出期間ＰＥＰと駆出期間ＬＶＥＴとの
比ＰＥＰ／ＬＶＥＴすなわち心機械効率Ｅa ／Ｅes、お
よび左心室収縮末期エラスタンス算出手段９６（ＳＡ
８）により算出された左心室収縮末期エラスタンスＥes
を、表示器３２において所定の時間軸に沿って逐次表示
する表示制御手段９８を備えているので、たとえば手術
中に患者の心機能が低下しつつある場合などにおいて、
その心機械効率Ｅa ／Ｅesおよび左心室収縮末期エラス
タンスＥesのトレンドより心機能の変化傾向を正確に知
ることができるので、異常値に達する前に心機能の異常
を予知することができる利点がある。
装置８は、心機械効率算出手段８８（ＳＡ６）により逐
次算出された前駆出期間ＰＥＰと駆出期間ＬＶＥＴとの
比ＰＥＰ／ＬＶＥＴすなわち心機械効率Ｅa ／Ｅes、お
よび左心室収縮末期エラスタンス算出手段９６（ＳＡ
８）により算出された左心室収縮末期エラスタンスＥes
を、表示器３２において所定の時間軸に沿って逐次表示
する表示制御手段９８を備えているので、たとえば手術
中に患者の心機能が低下しつつある場合などにおいて、
その心機械効率Ｅa ／Ｅesおよび左心室収縮末期エラス
タンスＥesのトレンドより心機能の変化傾向を正確に知
ることができるので、異常値に達する前に心機能の異常
を予知することができる利点がある。
【００６５】また、本実施例において、前記拍出量推定
手段９２（ＳＢ１１）は、動脈圧波形推定手段８０（Ｓ
Ｂ４）により推定さた推定動脈圧波形ＢＰ(t) に基づい
て拍出量ＳＶを算出するものであるので、インピーダン
ス測定用電極やインピーダンス測定回路、超音波映像発
生装置など、拍出量ＳＶを検出するための検出装置を増
設することなく拍出量ＳＶが得られる利点がある。
手段９２（ＳＢ１１）は、動脈圧波形推定手段８０（Ｓ
Ｂ４）により推定さた推定動脈圧波形ＢＰ(t) に基づい
て拍出量ＳＶを算出するものであるので、インピーダン
ス測定用電極やインピーダンス測定回路、超音波映像発
生装置など、拍出量ＳＶを検出するための検出装置を増
設することなく拍出量ＳＶが得られる利点がある。
【００６６】以上、本発明の一実施例を図面に基づいて
説明したが、本発明はその他の態様においても適用され
る。
説明したが、本発明はその他の態様においても適用され
る。
【００６７】たとえば、前述の実施例の心機能監視装置
８では、心機械効率Ｅa ／Ｅesおよび左心室収縮末期エ
ラスタンスＥesが算出されて表示されるように構成され
ていたが、それら心機械効率Ｅa ／Ｅesおよび左心室収
縮末期エラスタンスＥesの一方のみが算出され或いは表
示されるものであっても差し支えない。
８では、心機械効率Ｅa ／Ｅesおよび左心室収縮末期エ
ラスタンスＥesが算出されて表示されるように構成され
ていたが、それら心機械効率Ｅa ／Ｅesおよび左心室収
縮末期エラスタンスＥesの一方のみが算出され或いは表
示されるものであっても差し支えない。
【００６８】また、前述の収縮末期大動脈圧決定手段９
０において、収縮末期大動脈圧Ｐesは、第２心音IIの開
始時点から時間差ＴＤだけ経過した時点における推定動
脈圧波形ＢＰ（ｔ）の大きさとして決定されていたが、
収縮末期大動脈圧Ｐesは経験則により平均血圧値（平均
動脈圧）ＭＡＰで近似できるため、推定動脈圧波形ＢＰ
（ｔ）から得られる血圧瞬時値の１周期Ｔ当たりの平均
値すなわち平均血圧値ＭＡＰを収縮末期大動脈圧Ｐesと
して決定してもよい。なお、この平均血圧値ＭＡＰは、
ΣＢＰ（ｔ）／Ｔとして表されるものであるから、１周
期Ｔ当たりの推定動脈圧波形ＢＰ（ｔ）の重心点の圧力
値としても表現され得る。
０において、収縮末期大動脈圧Ｐesは、第２心音IIの開
始時点から時間差ＴＤだけ経過した時点における推定動
脈圧波形ＢＰ（ｔ）の大きさとして決定されていたが、
収縮末期大動脈圧Ｐesは経験則により平均血圧値（平均
動脈圧）ＭＡＰで近似できるため、推定動脈圧波形ＢＰ
（ｔ）から得られる血圧瞬時値の１周期Ｔ当たりの平均
値すなわち平均血圧値ＭＡＰを収縮末期大動脈圧Ｐesと
して決定してもよい。なお、この平均血圧値ＭＡＰは、
ΣＢＰ（ｔ）／Ｔとして表されるものであるから、１周
期Ｔ当たりの推定動脈圧波形ＢＰ（ｔ）の重心点の圧力
値としても表現され得る。
【００６９】また、前述の拍出量推定手段９２は、数式
４から推定動脈圧波形ＢＰ(t) に基づいて１拍当たりの
拍出量ＳＶを算出するものであったが、クビセク（Kubi
cek）法として知られる予め設定された関係から、頸部
と腰部とに装着された電極を用いて検出されるインピー
ダンスカーディオグラフに基づいて算出されてもよい
し、予め設定された関係から超音波を用いて得られる心
臓画像の幅寸法に基づいて算出されても差し支えない。
なお、１分当たりの心拍出量ＣＯが求められる場合に
は、その心拍出量ＣＯを心拍数ＨＲで除算することによ
り上記１拍当たりの拍出量ＳＶが得られる。
４から推定動脈圧波形ＢＰ(t) に基づいて１拍当たりの
拍出量ＳＶを算出するものであったが、クビセク（Kubi
cek）法として知られる予め設定された関係から、頸部
と腰部とに装着された電極を用いて検出されるインピー
ダンスカーディオグラフに基づいて算出されてもよい
し、予め設定された関係から超音波を用いて得られる心
臓画像の幅寸法に基づいて算出されても差し支えない。
なお、１分当たりの心拍出量ＣＯが求められる場合に
は、その心拍出量ＣＯを心拍数ＨＲで除算することによ
り上記１拍当たりの拍出量ＳＶが得られる。
【００７０】なお、上述したのはあくまでも本発明の一
実施例であり、本発明はその主旨を逸脱しない範囲にお
いて種々変更が加えられ得るものである。
実施例であり、本発明はその主旨を逸脱しない範囲にお
いて種々変更が加えられ得るものである。
【図１】本発明の一実施例の心機能監視装置の構成の要
部を説明するブロック図である。
部を説明するブロック図である。
【図２】図１の心機能監視装置において圧脈波センサに
より検出された圧脈波から動脈圧波形を推定するために
用いられる対応関係を示すである。
より検出された圧脈波から動脈圧波形を推定するために
用いられる対応関係を示すである。
【図３】図１の心機能監視装置の演算制御装置の制御機
能の要部を説明する機能ブロック線図である。
能の要部を説明する機能ブロック線図である。
【図４】図３の動脈圧波形推定手段により推定された動
脈圧波形の例を示す図である。
脈圧波形の例を示す図である。
【図５】図３の前駆出期間決定手段および駆出期間決定
手段により決定される前駆出期間ＰＥＰおよび駆出期間
ＬＶＥＴと、大動脈圧波形、心電誘導波形、および心音
との関係を説明するタイムチャートである。
手段により決定される前駆出期間ＰＥＰおよび駆出期間
ＬＶＥＴと、大動脈圧波形、心電誘導波形、および心音
との関係を説明するタイムチャートである。
【図６】生体の左心室内の容積と圧力との関係の例を１
拍のループで示す図である。
拍のループで示す図である。
【図７】図６のような圧容積ループを矩形に近似した
図、およびその図と左心室収縮末期エラスタンスＥes、
大動脈実効エラスタンスＥa などとの関係を説明する図
である。
図、およびその図と左心室収縮末期エラスタンスＥes、
大動脈実効エラスタンスＥa などとの関係を説明する図
である。
【図８】種々の圧容積ループと収縮末期圧−容積関係線
Ｌesとの関係を説明する図である。
Ｌesとの関係を説明する図である。
【図９】左心室収縮時間と左心室エラスタンスとの関係
を説明する図である。
を説明する図である。
【図１０】図１の心機能監視装置において、心機械効率
Ｅa ／Ｅesおよび左心室収縮末期エラスタンスＥesが表
示器に表示されるトレンドグラフの例を示す図である。
Ｅa ／Ｅesおよび左心室収縮末期エラスタンスＥesが表
示器に表示されるトレンドグラフの例を示す図である。
【図１１】図１の心機能監視装置の演算制御装置の制御
作動の要部を説明するフローチャートであって、メイン
ルーチンを示す図である。
作動の要部を説明するフローチャートであって、メイン
ルーチンを示す図である。
【図１２】図１の心機能監視装置の演算制御装置の制御
作動の要部を説明するフローチャートであって、推定動
脈圧波形、収縮末期大動脈圧、拍出量算出ルーチンを示
す図である。
作動の要部を説明するフローチャートであって、推定動
脈圧波形、収縮末期大動脈圧、拍出量算出ルーチンを示
す図である。
６２：心音マイクロホン（心音検出装置） ６８：心電誘導装置 ８０：動脈圧波形推定手段 ８４：前駆出期間決定手段 ８６：駆出期間決定手段 ８８：心機械効率算出手段 ９０：収縮末期大動脈圧決定手段 ９２：拍出量推定手段 ９４：大動脈実効エラスタンス算出手段 ９６：左心室収縮末期エラスタンス算出手段
Claims (2)
- 【請求項１】 生体の心臓の機能を心機械効率に基づい
て監視するための心機能監視装置であって、 前記生体の左心室の収縮開始から、左心室から血液が駆
出するまでの前駆出期間を非観血的に決定する前駆出期
間決定手段と、 前記生体の左心室から血液が駆出されている駆出期間を
非観血的に決定する駆出期間決定手段と、 予め設定された関係から前記前駆出期間および駆出期間
に基づいて、前記生体の心機械効率を算出する心機械効
率算出手段と、 を、含むことを特徴とする心機能監視装置。 - 【請求項２】 前記生体の大動脈圧を推定する大動脈圧
推定手段と、 該大動脈圧推定手段により推定された大動脈圧に基づい
て、前記生体の収縮末期における大動脈内圧を決定する
収縮末期大動脈圧決定手段と、 前記生体の左心室の一拍あたりの拍出量を非観血的に推
定する拍出量推定手段と、 予め設定された関係から前記収縮末期大動脈圧決定手段
により決定された左心室の収縮末期における大動脈内圧
と、前記拍出量推定手段により推定された左心室の一拍
あたりの拍出量とに基づいて、大動脈実効エラスタンス
を算出する大動脈実効エラスタンス算出手段と、 該大動脈実効エラスタンス算出手段により算出された大
動脈実効エラスタンスと前記心機械効率算出手段により
算出された心機械効率とに基づいて左心室収縮末期エラ
スタンスを算出する左心室収縮末期エラスタンス算出手
段とを、含むことを特徴とする請求項１の心機能監視装
置
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP27633897A JP3829220B2 (ja) | 1997-10-09 | 1997-10-09 | 心機能監視装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP27633897A JP3829220B2 (ja) | 1997-10-09 | 1997-10-09 | 心機能監視装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11113860A true JPH11113860A (ja) | 1999-04-27 |
| JP3829220B2 JP3829220B2 (ja) | 2006-10-04 |
Family
ID=17568056
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP27633897A Expired - Lifetime JP3829220B2 (ja) | 1997-10-09 | 1997-10-09 | 心機能監視装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3829220B2 (ja) |
Cited By (14)
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| EP1055394A3 (en) * | 1999-05-25 | 2003-01-29 | Colin Corporation | Heart-function monitor apparatus |
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-
1997
- 1997-10-09 JP JP27633897A patent/JP3829220B2/ja not_active Expired - Lifetime
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