JPH11178802A - 生体状態測定装置及び生体状態測定方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 簡易な構成で中枢部血圧を正確に推定する。
実際の心筋負荷に対応するより正確な心筋負荷指数ＷＰ
を算出する。 【解決手段】 マイクロコンピュータ４は、脈波検出装
置１により出力された脈波波形を解析することにより得
られた循環動態パラメータに基づいて大動脈起始部血圧
の推定値を算出するので、構成を簡略化して中枢部血圧
を正確に推定できる。また、マイクロコンピュータ４
は、生体の心拍数を検出し、大動脈起始部血圧の推定値
及び検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出する
ので、末梢部血圧を用いて心筋負荷指数を算出する場合
と比較して、より広範な条件下で、最適な心筋負荷指数
を算出することが可能となる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、生体としての人体
の状態を測定するために好適な生体状態測定装置及び生
体状態測定方法に係り、特に心筋負荷指数の算出に好適
な生体状態測定装置及び生体状態測定方法に関する。

【０００２】

【従来の技術】人体の循環器系の状態について診断を行
う場合、最も一般的には血圧や心拍数等が用いられてい
る。しかし、さらに詳しい診断を行うためには、血管の
粘性抵抗やコンプライアンスといったいわゆる循環動態
パラメータを測定することが必要となる。

【０００３】ところで、これらの循環動態パラメータを
モデル化して表わす場合、動脈系の振る舞いを記述する
モデルとして、四要素集中定数モデルが用いられてい
る。一方、上記循環動態パラメータを測定するには、大
動脈起始部と切痕部における圧力波形や血流量を測定す
る必要がある。すなわち、動脈にカテーテルを挿入して
直接測定する方法を採るか、或いは、超音波等で間接的
に測定する方法を採ることになる。

【０００４】上記、脈にカテーテルを挿入して直接測定
する方法では侵襲的な測定となるため被験者への負担が
大きいとともに、装置も大がかりなものとなるという問
題があった。一方、超音波等で間接的に測定する方法で
は、血管内の血流を非侵襲的に観測することができ、被
験者への負担を低減することはできるが、測定に熟練を
要し、測定のための装置もやはり大がかりなものとなる
という問題があった。

【０００５】そこで、本発明者は、橈骨動脈の脈波波形
と１回拍出量を測定することにより四要素集中定数モデ
ルのパラメータを近似的に算出する方法を見い出した。
そして、この方法を用いることにより、循環動態パラメ
ータの評価を非侵襲的かつ手軽に行うことが可能な脈波
解析装置を提案してきた（特開平６−２０５７４７号、
発明の名称：脈波解析装置）。

【０００６】ところで、上記橈骨動脈の脈波波形と１回
拍出量を測定することにより四要素集中定数モデルのパ
ラメータを近似的に算出する方法においては、血管のコ
ンプライアンスを動脈系の中枢部と末梢部とに分けて取
り扱うモデルを採用していない。したがって、運動時や
循環動態動作薬を患者に投与した場合等に、循環動態作
動薬を患者に投与した場合に、その効果を中枢部と末梢
部に分けて評価することはできなかった。

【０００７】次に、上述した血圧の測定について簡単に
説明する。従来から一般的に用いられている非観血型の
血圧測定装置は、カフ（腕帯）を被験者の上腕部等に装
着させ、カフに圧力をかけて被験者の脈波を検出するこ
とにより血圧値を測定している。このように、被験者の
末梢部における血圧の測定装置として、例えば、特開平
４−２７６２３４号公報が挙げられる。すなわち、図２
９に示すように、カフ１１０を被験者の上肢の上腕部に
巻回させて取り付けるとともに、バンド１３８を手首１
４０に巻回し、脈波センサ１３４を被験者の橈骨動脈部
に密着させて、被験者の脈波を検出する。そして、カフ
１１０を加圧させた後に、降圧時において周知のオシロ
メトリック法により最高血圧値や最低血圧値を計測する
ものである。

【０００８】ところで、人体の動脈系における中枢側の
血圧値と末梢側の血圧値を実測してみると、特に最高血
圧値については、中枢側と末梢側の血圧値に差異が見ら
れる。しかも、この差異の程度は、末梢側で観察される
脈波の形状によって様々である。図２２〜図２４に、こ
のような脈波の形状に依存した血圧値の変動の様子を示
す。

【０００９】これらの図には、中枢側である大動脈圧波
形及び最高／最低血圧値、並びに、末梢側である橈骨動
脈圧波形及び最高／最低血圧値を示してある。図２２に
示す第１のタイプの脈波波形の場合には、点線で示す大
動脈圧波形と実線で示す橈骨動脈波形から得られるそれ
ぞれの最高血圧値は、若干橈骨動脈側が高いものの概ね
等しいと言って良い。

【００１０】ところが、図２３に示す第２のタイプの脈
波波形の場合には、最高血圧差が１４．９ｍｍＨｇ と
なって、図２２に示した第１のタイプの脈波波形の場合
と比較してかなり大きくなってくる。さらに、図２４に
示す第３のタイプの脈波波形になると、最高血圧差は２
６．１ｍｍＨｇといっそう大きくなる上に、第１ないし
第２のタイプの脈波波形とは逆に、大動脈圧波形が全体
的に橈骨動脈波形を大きく上回るようになる。

【００１１】ちなみに、これらの図２２〜図２４によれ
ば、橈骨動脈側における最低血圧値は、脈波の形状によ
らず略同じであることがわかる。ここで、既述した第１
ないし第３のタイプの脈波について簡単に説明してお
く。第１のタイプの脈波波形は、正常な健康人の脈象で
あって、その波形はゆったりとして緩和であり、リズム
が一定であって乱れの少ないことが特徴である。

【００１２】また、第２のタイプの脈波波形は、急激に
立ち上がった後にすぐに下降し、大動脈切痕が深く切れ
込むと同時に、その後の弛期峰が通常よりもかなり高い
のが特徴である。また、第３のタイプの脈波波形は、急
激に立ち上がり、その後はすぐには下降せず血圧の高い
状態が一定時間持続するのが特徴である。

【００１３】例示したこれらの図から導かれることは、
橈骨部や上腕部といった末梢側の血圧値が高くとも大動
脈起始部、すなわち中枢側，の血圧値が低い場合がある
上、これとは逆に末梢側の血圧値が低くとも中枢側の血
圧値が高い場合もある。このような関係は脈波波形の形
状によって異なり、しかもこれらの関係が脈波波形の形
状に如実に現れることである。

【００１４】例えば、高血圧治療のために患者に血圧降
下剤を投与し、橈骨動脈部の血圧をもとにして薬の効果
を見るとする。そうした場合、末梢側で測定した血圧が
下がってきても、実際には中枢側の血圧は下がっていな
いこともあるわけである。したがって、末梢側の血圧か
らだけでは、薬効を正しく把握することが困難な場合が
あると言える。

【００１５】また、これとは反対に、末梢側の血圧には
変化が見られなくとも、大動脈圧波形が変化して中枢側
での血圧が下がっていれば、実際には心臓の負担は軽く
なっているわけである。このような場合には、無理に末
梢側の血圧を下げなくとも、薬の効果は充分現われてい
るわけであるが、これを末梢側の血圧だけから判断する
ことは難しい。

【００１６】ところで、従来より心筋に対する負荷がど
の程度であるのかを推し量るための指標として、心筋負
荷指数（Ｗ−Ｐｒｏｄｕｃｔ）が用いられている。心筋
負荷指数ＷＰは、末梢側の血圧をＰperiとし、心拍数を
ＨＲとすると、以下のように表される。 ＷＰ=Ｐperi×ＨＲ

【００１７】

【発明が解決しようとする課題】上述したように、末梢
側の血圧値が高い場合でも大動脈起始部、すなわち、中
枢側の血圧値が低い場合がある。さらに、これとは逆に
末梢側の血圧値が低くい場合でも中枢側の血圧値が高い
場合もあり、末梢側の血圧値は、必ずしも中枢側の血圧
値に連動しているわけではない。

【００１８】ところで、心筋負荷指数は、本来心臓の負
担がどの程度なのかを見るための指標とすべきものであ
るにもかかわらず、従来から行われているように末梢側
で測定した血圧値（収縮期血圧）に基づいて心筋負荷指
数を算出すると、心臓の負担を過大評価してしまうこと
もあるし、逆に過小評価してしまうという不具合があっ
た。

【００１９】そこで、本発明の第１の目的は、簡易な構
成で正確に中枢部血圧を推定することが可能な生体状態
測定装置及び生体状態測定方法を提供することにある。

【００２０】また本発明の第２の目的は、実際の心筋負
荷に対応するより正確な心筋負荷指数ＷＰを算出するこ
とができる生体状態測定装置及び生体状態測定方法を提
供することにある。

【００２１】

【課題を解決するための手段】上記課題を解決するた
め、請求項１記載の構成は、生体の末梢部の脈波波形に
基づいて概略駆出期間を含む前記生体の状態を測定する
測定手段と、前記生体の状態をもとに、前記生体の中枢
部から末梢部に至る動脈系の循環動態を表わす循環動態
パラメータとして、大動脈の粘弾性を含む循環動態パラ
メータを算出する解析手段と、前記循環動態パラメータ
に基づいて前記生体の大動脈起始部血圧の推定値を算出
する大動脈血圧算出手段と、を備え、前記解析手段は、
前記循環動態パラメータを算出するに際し、前記概略駆
出期間を初期値として算出した左心室加圧時間を用いる
ことを特徴としている。

【００２２】請求項２記載の構成は、生体の末梢部血圧
あるいは前記生体の末梢部の脈波波形に基づいて、前記
生体の大動脈起始部血圧の推定値を算出する大動脈血圧
算出手段と、前記生体の心拍数を検出する心拍数検出手
段と、前記大動脈起始部血圧の推定値及び前記検出した
心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出する心筋負荷指数
算出手段と、を備えたことを特徴としている。

【００２３】請求項３記載の構成は、生体の末梢部の脈
波波形から所定の伝達関数に基づいて前記生体の大動脈
起始部血圧の推定値を算出する大動脈血圧算出手段と、
前記生体の心拍数を検出する心拍数検出手段と、前記大
動脈起始部血圧の推定値及び前記検出した心拍数に基づ
いて心筋負荷指数を算出する心筋負荷指数算出手段と、
を備えたことを特徴としている。

【００２４】請求項４記載の構成は、請求項１記載の構
成において、前記生体の心拍数を検出する心拍数検出手
段と、前記大動脈起始部血圧の推定値及び前記検出した
心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出する心筋負荷指数
算出手段と、を備えたことを特徴としている。

【００２５】請求項５記載の構成は、請求項１記載の構
成において、前記脈波波形に基づいて前記生体の心拍数
を検出する心拍数検出手段と、前記大動脈起始部血圧の
推定値及び前記検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数
を算出する心筋負荷指数算出手段と、を備えたことを特
徴としている。

【００２６】請求項６記載の構成は、生体の末梢部の脈
波波形に基づいて前記生体の状態を測定する測定手段
と、前記生体の状態をもとに、前記生体の中枢部から末
梢部に至る動脈系の循環動態を表わす循環動態パラメー
タとして、大動脈の粘弾性を含む循環動態パラメータを
算出する解析手段と、前記循環動態パラメータに基づい
て前記生体の大動脈起始部血圧の推定値を算出する大動
脈血圧算出手段と、前記生体の心拍数を検出する心拍数
検出手段と、前記大動脈起始部血圧の推定値及び前記検
出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出する心筋負
荷指数算出手段と、を備えたことを特徴としている。

【００２７】請求項７記載の構成は、請求項３記載の構
成において、前記循環動態パラメータは、前記中枢部で
の血液粘性による血管抵抗，前記中枢部での血液の慣
性，前記末梢部での血管抵抗，前記末梢部での血管の粘
弾性を含む、ことを特徴としている。

【００２８】請求項８記載の構成は、請求項１、請求項
４ないし請求項７のいずれかに記載の構成において、前
記血圧算出手段は、大動脈弁に対応するダイオードと，
前記中枢部での血液粘性による血管抵抗に対応する第１
の抵抗と，前記中枢部での血液の慣性に対応するインダ
クタンスと，前記大動脈の粘弾性に対応する第１の静電
容量と，前記末梢部での血管抵抗に対応する第２の抵抗
と，前記末梢部での血管の粘弾性に対応する第２の静電
容量を有するモデルであって、一対の入力端子間に前記
ダイオードと前記第１の静電容量の直列回路が接続さ
れ、一対の出力端子間に前記第２の静電容量及び前記第
２の抵抗からなる並列回路が挿入され、前記第１の静電
容量の両端子間と前記出力端子との間に前記第１の抵抗
及び前記インダクタンスからなる直列回路が挿入されて
なる五要素集中定数モデルにより前記動脈系の循環動態
をモデル化して、前記循環動態パラメータを決定すると
ともに、前記第１の静電容量の両端子間の電圧波形を前
記大動脈圧波形とする、ことを特徴としている。

【００２９】請求項９記載の構成は、請求項１、請求項
４ないし請求項８のいずれかに記載の構成において、前
記生体の状態は前記動脈系の末梢部における脈波であ
り、前記血圧算出手段は、前記生体の左心室圧に対応す
る電気信号が前記入力端子間に与えられたときに、前記
脈波の波形に対応する電気信号が前記出力端子から得ら
れるように、前記五要素集中定数モデルを構成する各素
子の値を決定することを特徴としている。

【００３０】請求項１０記載の構成は、請求項１、請求
項４ないし請求項８のいずれかに記載の構成において、
前記生体の状態は前記動脈系の末梢部における脈波であ
り、前記脈波の波形から該脈波のひずみを算出するひず
み算出手段を有し、前記血圧算出手段は、前記循環動態
パラメータと前記脈波のひずみとの相関関係に基づいて
前記循環動態パラメータを決定することを特徴としてい
る。

【００３１】請求項１１記載の構成は、請求項１、請求
項４ないし請求項１０のいずれかに記載の構成におい
て、前記生体の１回拍出量を検出する１回拍出量検出手
段を有し、前記血圧算出手段は、前記大動脈圧波形から
得られる１回拍出量の計算値と、前記１回拍出量測定手
段で測定された１回拍出量の実測値とが一致するよう
に、前記循環動態パラメータの値を調整することを特徴
としている。

【００３２】請求項１２記載の構成は、請求項１、請求
項４ないし請求項１１のいずれかに記載の構成におい
て、前記大動脈圧波形に基づいて前記生体の心臓の仕事
量を算出する仕事量算出手段を有することを特徴として
いる。

【００３３】請求項１３記載の構成は、請求項４ないし
請求項１２のいずれかに記載の構成において、前記検出
した心拍数の安静時の心拍数である基準心拍数に対する
変動率が予め設定した基準心拍数変動率を越えたか否か
を判別する判別手段を有し、前記心筋負荷指数算出手段
は、前記判別に基づいて前記変動率が前記基準心拍数変
動率以上の場合に、前記大動脈起始部血圧及び前記検出
した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出することを特
徴としている。

【００３４】請求項１４記載の構成は、請求項１３記載
の構成において、前記生体の末梢部血圧を非観血的に検
出する末梢部血圧検出手段を有し、前記心筋負荷指数算
出手段は、前記判別に基づいて前記変動率が前記基準心
拍数変動率未満の場合に前記末梢部血圧及び前記検出し
た心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出することを特徴
としている。

【００３５】請求項１５記載の構成は、請求項１、請求
項４ないし請求項１２のいずれかに記載の構成におい
て、前記心筋負荷指数算出手段は、前記算出した循環動
態パラメータの所定のタイミングにおける前記循環動態
パラメータである基準循環動態パラメータに対する変動
率が予め設定したパラメータ基準変動率以上の場合に、
前記大動脈起始部血圧及び前記検出した心拍数に基づい
て心筋負荷指数を算出することを特徴としている。

【００３６】請求項１６記載の構成は、請求項１５記載
の構成において、前記生体の末梢部血圧を非観血的に検
出する末梢部血圧検出手段を有し、前記心筋負荷指数算
出手段は、前記判別に基づいて前記変動率が前記基準パ
ラメータ変動率未満の場合に前記末梢部血圧及び前記検
出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出することを
特徴としている。請求項１７記載の構成は、生体の末梢
部の脈波波形に基づいて概略駆出期間を含む前記生体の
状態を測定する測定プロセスと、前記生体の状態をもと
に、前記生体の中枢部から末梢部に至る動脈系の循環動
態を表わす循環動態パラメータとして、大動脈の粘弾性
を含む循環動態パラメータを算出する解析プロセスと、
前記循環動態パラメータに基づいて前記生体の大動脈起
始部血圧の推定値を算出する大動脈血圧算出プロセス
と、を備え、前記解析プロセスは、前記循環動態パラメ
ータを算出するに際し、前記概略駆出期間を初期値とし
て算出した左心室加圧時間を用いることを特徴としてい
る。

【００３７】請求項１８記載の構成は、生体の末梢部の
脈波波形に基づいて前記生体の状態を測定する測定プロ
セスと、前記生体の状態をもとに、前記生体の中枢部か
ら末梢部に至る動脈系の循環動態を表わす循環動態パラ
メータとして、大動脈の粘弾性を含む循環動態パラメー
タを算出する解析プロセスと、前記循環動態パラメータ
に基づいて前記生体の大動脈起始部血圧を算出する大動
脈血圧算出プロセスと、前記生体の心拍数を検出する心
拍数検出プロセスと、前記大動脈起始部血圧及び前記検
出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出する心筋負
荷指数算出プロセスと、を備えたことを特徴としてい
る。

【００３８】請求項１９記載の構成は、請求項１８記載
の構成において、前記検出した心拍数の安静時の心拍数
である基準心拍数に対する変動率が予め設定した基準心
拍数変動率を越えたか否かを判別する判別判別プロセス
を有し、前記心筋負荷指数算出プロセスは、前記判別に
基づいて前記変動率が前記基準心拍数変動率以上の場合
に、前記大動脈起始部血圧及び前記検出した心拍数に基
づいて心筋負荷指数を算出することを特徴としている。

【００３９】請求項２０記載の構成は、請求項１８記載
の構成において、前記生体の末梢部血圧を非観血的に検
出する末梢部血圧検出プロセスを有し、前記心筋負荷指
数算出プロセスは、前記判別に基づいて前記変動率が前
記基準心拍数変動率未満の場合に前記末梢部血圧及び前
記検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出するこ
とを特徴としている。

【００４０】請求項２１記載の構成は、請求項１７記載
の構成において、前記生体の心拍数を検出する心拍数検
出プロセスと、前記大動脈起始部血圧の推定値及び前記
検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出する心筋
負荷指数算出プロセスと、を備えたことを特徴としてい
る。

【００４１】請求項２２記載の構成は、請求項１７記載
の構成において、前記脈波波形に基づいて前記生体の心
拍数を検出する心拍数検出プロセスと、前記大動脈起始
部血圧の推定値及び前記検出した心拍数に基づいて心筋
負荷指数を算出する心筋負荷指数算出プロセスと、を備
えたことを特徴としている。

【００４２】請求項２３記載の構成は、請求項１７ない
し請求項２２のいずれかに記載の生体状態測定方法にお
いて、前記心筋負荷指数算出プロセスは、前記算出した
循環動態パラメータの所定のタイミングにおける前記循
環動態パラメータである基準循環動態パラメータに対す
る変動率が予め設定したパラメータ基準変動率を以上の
場合に、前記大動脈起始部血圧及び前記検出した心拍数
に基づいて心筋負荷指数を算出することを特徴としてい
る。

【００４３】請求項２４記載の構成は、請求項２３記載
の構成において、前記生体の末梢部血圧を非観血的に検
出する末梢部血圧検出プロセスを有し、前記心筋負荷指
数算出プロセスは、前記判別に基づいて前記変動率が前
記基準パラメータ変動率未満の場合に前記末梢部血圧及
び前記検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出す
ることを特徴としている。

【００４４】

【発明の実施の形態】次に図面を参照して本発明の好適
な実施形態について説明する。第１実施形態 以下、図面を参照して、本発明の第１実施形態について
説明する。

【００４５】［１］ 血圧測定装置の概要構成 図１に第１実施形態による生体状態測定装置としての血
圧測定装置の構成ブロック図を示す。本第１実施形態で
は、非侵襲的なセンサによって人体から得た情報に基づ
いて、人体の動脈系の循環動態パラメータを評価し、得
られた循環動態パラメータに基づいて中枢部における最
高血圧、最低血圧、心筋負荷指数及び心仕事量を算出す
るが、循環動態パラメータの具体的内容については後述
することとする。

【００４６】脈波検出装置１は、図２に示すように、被
験者の手首へ装着された圧力センサＳ２を介して橈骨動
脈波形を検出するとともに、被験者の上腕部に装着され
たカフ帯Ｓ１を介して被験者の血圧を検出する。そし
て、測定した橈骨動脈波形を血圧によって校正し、アナ
ログ電気信号として出力する。このアナログ信号は、Ａ
／Ｄ（アナログ／デジタル）変換器３へ入力され、所定
のサンプリング周期毎にデジタル信号に変換される。

【００４７】１回拍出量測定器２は、図２に示すよう
に、カフ帯Ｓ１に接続されており、このカフ帯Ｓ１を介
して、心臓から１回の拍で流出される血液の量である１
回拍出量を測定し、その測定結果を１回拍出量データと
してデジタル信号で出力する。この種の測定器として
は、いわゆる収縮期面積法により測定を行う装置を用い
ることができる。

【００４８】マイクロコンピュータ４は、Ａ／Ｄ変換器
３から取り込んだ脈波波形を格納するための波形メモリ
と、作業領域としての一時記憶メモリを内蔵している。
そして、マイクロコンピュータ４は、入力装置であるキ
ーボード５から投入されたコマンドに従って、図６に示
すような、各種の処理を行い、これら処理から得られた
結果を出力装置６へ出力する。

【００４９】ここでは、処理の概要についてのみ説明
し、それらの処理の詳細に関しては、動作説明の際に詳
述することとする。 脈波の測定データ読込処理（ステップＳ１） ａ） Ａ／Ｄ変換器３を介して得られる橈骨動脈波形の
時系列デジタル信号を内蔵の波形メモリ（図示略）に取
り込む。 ｂ） 波形メモリへ取り込んだ橈骨動脈波形を”拍”毎
に平均化して、１拍に対応した橈骨動脈波形（以下、平
均波形と呼ぶ）を求める。

【００５０】 １回拍出量の測定データ読込処理（ス
テップＳ２） １回拍出量データを、マイクロコンピュータ４内蔵の一
時記憶メモリへ取り込む パラメータ算出処理（ステップＳ３） １拍に対応した橈骨動脈波形を表わす数式を求め、この
数式に基づいて動脈系に対応した電気的モデルの各パラ
メータを算出する。

【００５１】 データ算出処理（ステップＳ４） 得られた循環動態パラメータから、大動脈起始部におけ
る脈波波形を求めるとともに、大動脈起始部における最
高血圧値，最低血圧値，心筋負荷指数ＷＰ及び心臓の仕
事量を算出する。 出力処理（ステップＳ５） 得られた循環動態パラメータ，最高血圧値，最低血圧
値，心筋負荷指数ＷＰ及び心臓の仕事量を出力装置６へ
出力する。

【００５２】［２］ 出力装置の詳細構成 次に、出力装置６の詳細について図１を参照して説明す
る。実測血圧表示部６１は、橈骨動脈波形に基づいて実
測された最高血圧、最低血圧および平均血圧を表示す
る。

【００５３】中枢部推定血圧表示部６２は、後述する処
理によって求められた中枢部の平均血圧Ｅ01、最高血圧
Ｅm’、最低血圧Ｅoを表示する。警告表示部６３は、横
一列に配列された複数のＬＥＤによって構成されてお
り、これらＬＥＤは、実測された最高血圧と中枢部の最
高血圧Ｅm’との差に対応して点灯する。

【００５４】すなわち、両者の差が±１０mmHg以下であ
れば、「NORMAL」の緑色のＬＥＤが点灯され、差が±１
０mmHgを越えた場合は「CAUTION」の赤色のＬＥＤが点
灯される。

【００５５】パラメータ表示部６４は、マイクロコンピ
ュータ４から静電容量Ｃc、電気抵抗Ｒc、インダクタン
スＬ、静電容量Ｃ、電気抵抗Ｒp、左心室加圧時間ｔs、
１拍の時間ｔp、１回拍出量ＳＶおよび心仕事量Ｗsが供
給されると、これらのパラメータを表示する。なお、こ
れらパラメータの詳細については後述する。ＣＲＴディ
スプレイ６７は、橈骨動脈波形、左心室圧波形、大動脈
圧波形等、各種の波形を表示する。

【００５６】プリンタ６５は、プリント指令ボタン６６
が押下されると、実測血圧表示部６１、中枢部推定血圧
表示部６２、警告表示部６３、パラメータ表示部６４に
表示された各種のデータと、ＣＲＴディスプレイ６７に
表示された波形とを用紙にプリントアウトする。

【００５７】心筋負荷指数表示部６８は、後述する処理
によって求められた心筋負荷指数ＷＰを表示する。ここ
で、警告表示部６３において警告表示を行う意義につい
て説明する。

【００５８】先に図２２〜図２４について説明したよう
に、推定された大動脈圧波形と橈骨動脈波形の最高血圧
差には３つのタイプがある。そして、脈波波形が第１の
タイプ（図２２）である被験者は健康人である可能性が
高く、第２および第３のタイプの場合は被験者が何らか
の疾患を有している場合が多い。

【００５９】例えば、第２のタイプ（図２３）は血流状
態の異常に原因するもので、浮腫，肝腎疾患，呼吸器疾
患，胃腸疾患，炎症性疾患などの疾患を有する可能性が
高い。また、第３のタイプは、血管壁の緊張度の上昇に
原因するもので、肝胆疾患，皮膚疾患，高血圧，疼痛性
疾患などを有する可能性が高い。

【００６０】そこで、本実施形態にあっては、最高血圧
差が異常であると考えられる場合に、赤色のＬＥＤを点
灯させて警告表示を行うこととしたものである。なお、
上記例にあっては、大動脈圧波形と橈骨動脈波形の最高
血圧差に基づいて診断を行ったが、最高血圧差に代えて
最低血圧差あるいは平均血圧差を用いてもよい。さら
に、最高血圧差、最低血圧差および平均血圧差の全てを
用いて診断を行ってもよいことは言うまでもない。

【００６１】［３］ 五要素集中定数モデルについて 本第１実施形態では、動脈系の電気的モデルとして新た
に「五要素集中定数モデル」を採用している。この五要
素集中定数モデルでは、人体の循環系の挙動を決定する
要因のうち、特開平６−２０５７４７号（発明の名称：
脈波解析装置）が開示する四要素集中定数モデルで採用
されている中枢部での血液による慣性，中枢部での血液
粘性による血管抵抗（粘性抵抗），末梢部における血管
のコンプライアンス（粘弾性），末梢部における血管抵
抗（粘性抵抗）の４つのパラメータに、新たなパラメー
タとして大動脈コンプライアンスを追加し、これらの５
つのパラメータを電気回路としてモデリングしたもので
ある。なお、コンプライアンスとは血管の軟度を表わす
量である。

【００６２】図３（ａ）には、四要素集中定数モデルの
回路図を示してあり、また、図３（ｂ）には、五要素集
中定数モデルの回路図を示してある。以下、五要素集中
定数モデルを構成する各素子と各パラメータの対応関係
を示す。 静電容量Ｃc ：大動脈コンプライアンス〔cm5/dyn〕 電気抵抗Ｒc ：動脈系中枢部での血液粘性による血管抵抗〔dyn・s/cm5〕 インダクタンスＬ：動脈系中枢部での血液の慣性 〔dyn・s2/cm5〕 静電容量Ｃ ：動脈系末梢部での血管のコンプライアンス〔cm5/dyn〕 電気抵抗Ｒp ：動脈系末梢部での血液粘性による血管抵抗〔dyn・s/cm5〕

【００６３】ここで、電気回路内の各部を流れる電流
ｉ，ｉp，ｉc，ｉsは、各々対応する各部を流れる血
流〔cm3/ｓ〕に相当する。中でも、電流ｉは大動脈血流
であり、電流ｉsは左心室から拍出される血流である。
また、入力電圧ｅは左心室圧〔dyn/cm2〕に相当し、電
圧ｖ1は大動脈起始部の圧力〔dyn/cm2〕に相当する。さ
らに、静電容量Ｃの端子電圧ｖpは橈骨動脈部での圧力
〔dyn/cm2〕に相当するものである。加えて、図３
（ｂ）に示すダイオードＤは大動脈弁に相当するもので
あって、収縮期に相当する期間においてオン（弁が開い
た状態）となり、拡張期に相当する期間ではオフ（弁が
閉じた状態）となる。

【００６４】後述するように、本第１実施形態において
は、これら５つのパラメータを一度に算出してしまうの
ではなく、静電容量Ｃcを除くパラメータを前述の文献
に開示されている四要素集中定数モデルを用いて算出し
た後に、静電容量Ｃcを決定するようにしている。そこ
で、まず、図３（ａ）に示す四要素集中定数モデルの挙
動についての理論的説明を行うこととする。

【００６５】同図（ａ）に示す四要素集中定数モデルに
おいては、下記微分方程式が成立する。 ｖ1＝Ｒcｉ＋Ｌ（ｄｉ／ｄｔ）＋ｖp …（1） ここで、電流ｉは、 ｉ＝ｉc＋ｉp＝Ｃ（ｄｖp／ｄｔ）＋（ｖp／Ｒp） …（2） と表わすことができるから、式（1）は次式のように変
形される。 ｖ1＝ＬＣ（ｄ2ｖp／ｄｔ2）＋｛ＲcＣ＋（Ｌ／Ｒp）｝（ｄｖp／ｄｔ） ＋｛１＋（Ｒc／Ｒp）｝ｖp …（3）

【００６６】周知のように、式（3）によって示される
２次の定係数常微分方程式の一般解は、式（3）を満足
する特殊解（定常解）と、次式の微分方程式を満足する
過渡解の和によって与えられる。 ０＝ＬＣ（ｄ2ｖp／ｄｔ2）＋｛ＲcＣ＋（Ｌ／Ｒp）｝（ｄｖp／ｄｔ） ＋｛１＋（Ｒc／Ｒp）｝ｖp …（4）

【００６７】次に、微分方程式（4）の解は次のように
して得られる。まず、微分方程式（4）の解として次式
によって表わされる減衰振動波形を仮定する。 ｖp＝ｅｘｐ（ｓｔ） …（5） 式（5）を式（4）に代入すると、式（4）は次のように
変形される。 ［ＬＣｓ2＋｛ＲcＣ＋（Ｌ／Ｒp）｝ｓ＋｛１＋（Ｒc／Ｒp）｝］ｖp＝０ …（6）

【００６８】式（6）をｓについて解くと、 ｓ＝［−｛ＲcＣ＋（Ｌ／Ｒp）｝±√｛｛ＲcＣ＋（Ｌ／Ｒp）｝2 −４ＬＣ｛１＋（Ｒc／Ｒp）｝｝］／２ＬＣ …（7） となる。式（7）において、 ｛ＲcＣ＋（Ｌ／Ｒp）｝2＜４ＬＣ｛１＋（Ｒc／Ｒp）｝ …（8） である場合には、第２項の根号√の中が負となり、ｓは
以下のようになる。 ｓ＝［−｛ＲcＣ＋（Ｌ／Ｒp）｝±ｊ√（４ＬＣ｛１＋（Ｒc／Ｒp）｝ −｛ＲcＣ＋（Ｌ／Ｒp）｝2）］／２ＬＣ ＝−α±ｊω …（9）

【００６９】ここで、減衰率をα，角周波数をωとして
おり、 α＝｛ＲcＣ＋（Ｌ／Ｒp）｝／２ＬＣ ＝（Ｌ＋ＲpＲcＣ）／２ＬＣＲp …（10） ω＝［√｛４ＬＣ｛１＋（Ｒc／Ｒp）｝−｛ＲcＣ＋（Ｌ／Ｒp）｝2｝］ ／２ＬＣ …（11） である。そして、 Ａ1＝ＬＣ …（12） Ａ2＝（Ｌ＋ＲcＲpＣ）／Ｒp …（13） Ａ3＝（Ｒc＋Ｒp）／Ｒp …（14） とおくと、式（10），式（11）は以下のように表わすこ
とができる。 α＝（Ａ2／２Ａ1） …（15） ω＝√｛（Ａ3／Ａ1）−α2｝ …（16）

【００７０】このようにしてｓの値が確定し、微分方程
式（4）を満足する解が得られる。以上の知見に基づく
ことで、四要素集中定数モデルの応答波形に含まれる減
衰振動成分を近似する式として、式（5）を用いること
ができる。次に、大動脈起始部における圧力波形のモデ
リングを行う。一般に、大動脈起始部の圧力波形は図４
の太線の如き波形であって、同図における時間ｔp は波
形の１拍分の時間，時間ｔsは左心室の加圧時間であ
る。四要素集中定数モデルでは、この圧力波形を図５に
示す三角波で近似することにする。図５において近似波
形の振幅と時間がＥo，Ｅm，ｔp，ｔp1で表わされると
すると、任意の時間ｔにおける大動脈圧ｖ1は以下の式
で表わされる。ここで、Ｅoは最低血圧（拡張期血
圧）、Ｅmは脈圧，（Ｅo＋Ｅm）は最高血圧（収縮期血
圧），ｔpは１拍の時間、ｔp1は大動脈圧の立ち上がり
から圧力が最低血圧値になるまでの時間である。０≦ｔ
＜ｔp1の区間： ｖ1＝Ｅo＋Ｅm｛１−（ｔ／ｔp1）｝ …（17） ｔp1≦ｔ＜ｔpの区間： ｖ1＝Ｅo …（18）

【００７１】そして、式（17），式（18）によって表わ
される電圧ｖ1を図３（ａ）の等価回路へ入力した時の
応答波形ｖp（即ち橈骨動脈波）は以下のようになる。
０≦ｔ＜ｔp1の区間： ｖp＝Ｅmin＋Ｂ（１−ｔ／ｔb）＋Ｄm1ｅｘｐ（−αｔ） ・ｓｉｎ（ωｔ＋θ1） …（19） ｔp1≦ｔ＜ｔpの区間： ｖp＝Ｅmin＋Ｄm2・ｅｘｐ｛−α（ｔ−ｔp1）｝ ×ｓｉｎ｛ω（ｔ−ｔp1）＋θ2｝ …（20）

【００７２】ここで、Ｅminは、脈波検出装置１が測定
する橈骨動脈波形における最低の血圧値（後述する 図
１１を参照）である。式（19）における右辺第３項およ
び式（20）における右辺第２項が既述した式（5）の減
衰振動成分であって、これらの項におけるαおよびωは
式（15），式（16）により与えられている。なお、Ｂ，
ｔb，Ｄm1，Ｄm2は後述する手順にしたがって算出され
る定数値である。

【００７３】次に、式（19），式（20）の各定数のう
ち、既に確定したα，ω以外のものについて検討する。
まず、式（17），式（19）を微分方程式（3）に代入す
ると、次式が得られる。 Ｅo＋Ｅm｛１−（ｔ／ｔp1）｝ ＝｛１＋（Ｒc／Ｒp）｝（Ｅmin＋Ｂ） −（Ｂ／ｔb）｛ＲcＣ＋（Ｌ／Ｒp）｝ｔ ＋｛ＬＣ（α2−ω2）Ｄm1−αＤm1｛ＲcＣ＋（Ｌ／Ｒp）｝ ＋Ｄm1｛１＋（Ｒc／Ｒp）｝｝ ・ｅｘｐ（−αｔ）ｓｉｎ（ωｔ＋θ1） ＋｛ωＤm1｛ＲcＣ＋（Ｌ／Ｒp）｝−２ＬＣαωＤm1｝ ・ｅｘｐ（−αｔ）ｃｏｓ（ωｔ＋θ1） …（21）

【００７４】式（21）が成立するためには、以下の条件
が必要となる。 Ｅo＋Ｅm＝｛１＋（Ｒc／Ｒp）｝（Ｅmin＋Ｂ） ＝Ｅo＋Ａ3Ｂ−（Ｂ／ｔb）Ａ2 …（22） （Ｅm／ｔp1）＝（Ｂ／ｔb）｛１＋（Ｒc／Ｒp）｝ ＝（Ａ3Ｂ／ｔb） …（23） ＬＣ（α2−ω2）−α｛ＲcＣ＋（Ｌ／Ｒp）｝＋（１＋Ｒc／Ｒp）＝０ …（24） ＲcＣ＋（Ｌ／Ｒp）＝２ＬＣα …（25）

【００７５】なお、式（24）および（25）はαおよびω
を拘束するものであるが、既に式（15），式（16）によ
り得られたα，ωはこれらの式を満足する。一方、式
（18），式（20）を微分方程式（3）に代入すると、次
式が得られる。 Ｅo＝ ｛１＋（Ｒc／Ｒp）｝Ｅmin ＋［ＬＣ（α2−ω2）Ｄm2−α｛ＲcＣ＋（Ｌ／Ｒp）｝Ｄm2 ＋｛１＋（Ｒc／Ｒp）｝Ｄm2］ ・ｅｘｐ｛−α（ｔ−ｔp1）｝ｓｉｎ｛ω（ｔ−ｔp1）＋θ2｝ ＋［ω｛ＲcＣ＋（Ｌ／Ｒp）｝Ｄm2−２ＬＣαωＤm2］ ・ｅｘｐ｛−α（ｔ−ｔp1）｝ｃｏｓ｛ω（ｔ−ｔp1）＋θ2 ｝ …（26）

【００７６】式（26）が成立するためには式（24），式
（25）が成立することに加えて、次式が成立することが
必要である。 Ｅo＝｛１＋（Ｒc／Ｒp）｝Ｅmin＝Ａ3Ｅmin …（27） 次に、微分方程式（3）が成立するための条件式（22）
〜（25），式（27）に基づいて、式（19），式（20）の
各定数を算定する。

【００７７】まず、Ｅminは式（27）より次式のように
得られる。 Ｅmin＝（ＥO／Ａ3） …（28） また、式（23）よりＢは、 Ｂ＝（ｔbＥm）／（ｔp1Ａ3） …（29） となる。また、式（22）に式（29）を代入して、ｔbに
ついて解くと、 ｔb＝（ｔp1Ａ3＋Ａ2）／（Ａ3） …（30） となる。

【００７８】さらに、残りの定数Ｄm1，Ｄm2，θ1，θ2
は、橈骨動脈波形ｖpがｔ＝０，ｔp1，ｔpにおいて連続
性を維持し得るような値、すなわち、下記に示す条件
〜を満足する値が選ばれる。 式（19）のｖp（ｔp1）と式（20）のｖp（ｔp1）と
が一致すること 式（20）のｖp（ｔp）と式（19）のｖp（０）とが
一致すること 式（19）および式（20）におけるｔ＝ｔp1の微分係
数が一致すること 式（19）のｔ＝０での微分係数と、式（20）のｔ＝
ｔpでの微分係数が一致すること

【００７９】すなわち、Ｄm1およびθ1は、 Ｄm1＝√（Ｄ112＋Ｄ122）／ω …（31） θ1＝ｔａｎ-1（Ｄ11／Ｄ12） …（32） なる値が選ばれる。ただし、 Ｄ11＝（ｖO1−Ｂ−Ｅmin）ω …（33） Ｄ12＝（ｖO1−Ｂ−Ｅmin）α＋（Ｂ／ｔp）＋（ｉO1／Ｃ） …（34） であり、ｖO1とｉO1はｔ＝０におけるｖpとｉcの初期値
である。

【００８０】また、Ｄm2およびθ2は、 Ｄm2＝√（Ｄ212＋Ｄ222）／ω …（35） θ2＝ｔａｎ-1（Ｄ21／Ｄ22） …（36） なる値が選ばれる。ただし、 Ｄ21＝（ｖO2−Ｅmin）・ω …（37） Ｄ22＝（ｖO2−Ｅmin）・α＋（ｉO2／Ｃ） …（38） であり、ｖO2とｉO2はｔ＝ｔp1でのｖpとｉcの初期値で
ある。

【００８１】このようにして、式（19），式（20）の各
定数が得られた。さて、式（16）の角周波数ωから逆算
することにより、血管抵抗ＲCは、 Ｒc＝［Ｌ−２Ｒp√｛ＬＣ（１−ω2ＬＣ）｝］／ＣＲp …（39） となる。ここで、Ｒcが実数でかつ正となる条件は、 ｛４Ｒp2Ｃ｝／｛１＋（２ωＲpＣ）2｝≦Ｌ≦（１／ω2Ｃ） …（40） である。

【００８２】一般に、Ｒpは１０3［dyn・s/cm5］程度，
Ｃは１０-4［cm5/dyn］程度であり、ωは脈波に重 畳
している振動成分の角周波数であるから１０（rad/s）
以上であるとみてよい。このため、式（40）の下限はほ
ぼ１／（ω2Ｃ）と見なせる。そこで、簡略化のため、
Ｌを近似的に、 Ｌ＝１／（ω2Ｃ） …（41） とおくと、Ｒcは、 Ｒc＝Ｌ／（ＣＲp） …（42） となる。

【００８３】また、式（41），式（42）の関係より式
（15）の減衰定数αは、 α＝１／（ＣＲp） …（43） となる。式（41）〜式（43）の関係を用いて、α，ω，
Ｌによって四要素集中定数モデルの残りのパラメータを
表わすと、 Ｒc＝αＬ …（44） Ｒp＝（ω2Ｌ／α） …（45） Ｃ＝１／（ω2Ｌ） …（46） となる。これらの式（44）〜式（46）より、パラメータ
はα，ω，Ｌが得られることにより確定することが明ら
かである。

【００８４】ここで、後述するようにα，ω，Ｂ，ｔb
は橈骨動脈波の実測波形から得られ、Ｌは１回拍出量Ｓ
Ｖに基づいて算出できる。以下に１回拍出量ＳＶに基づ
くＬの算出手順について説明する。まず、大動脈起始部
の圧力波の平均値Ｅ01は次式により与えられる。 Ｅ01＝｛Ｅoｔp＋（ｔp1Ｅm／２）｝／ｔp …（47） 一方、Ｒc，Ｒp，α，ω，Ｌの間には次式が成立する。 Ｒc＋Ｒp＝αＬ＋（ω2Ｌ／α）＝（α2＋ω2）Ｌ／α …（48）

【００８５】そして、四要素集中定数モデルを流れる平
均電流，すなわち平均値Ｅ01，を（Ｒc＋Ｒp）によって
除算したものは、拍動により動脈を流れる血流の平均値
（ＳＶ／ｔp）に相当するから、次式が成立する。 ＳＶ／ｔp＝（α）／｛（α2＋ω2）Ｌ｝（１／ｔp）｛Ｅoｔp＋（ｔp1Ｅm／ ２）｝ …（49）

【００８６】このようにして得られた式（49）をＬにつ
いて解くことにより、１回拍出量ＳＶからＬを求めるた
めの式が次の通りに得られる。 Ｌ＝ α・｛Ｅoｔp＋（ｔp1Ｅm／２）｝／｛（α2＋ω2）ＳＶ｝ …（50） なお、血流量を測定することにより式（49）中の平均電
流（１／ｔp）｛Ｅoｔp＋（ｔp1Ｅm／２）｝に相当する
値を求め、この結果に基づいてインダクタンスＬを算出
してもよい。血流量を測定する装置としては、インピー
ダンス法によるもの，ドップラー法によるもの等が知ら
れている。また、ドップラー法による血流量測定装置に
は、超音波を利用したもの，レーザを利用したもの等が
ある。

【００８７】［４］ 循環動態パラメータの算出方法の
原理説明 次に、五要素集中定数モデルに基づいた循環動態パラメ
ータの算出方法の原理的な説明をおこなう。先に触れた
ように、循環動態パラメータの中のＲc，Ｒp，Ｃ，Ｌ
が、四要素集中定数モデルを用いて決定されるので、こ
れらのパラメータをもとに静電容量Ｃcの値を決定す
る。そのために、図３（ｂ）における電流ｉ，電流ｉ
s，電圧ｖ1，電圧ｖp等を求める必要がある。

【００８８】まず、左心室圧波形ｅを図４に示すような
正弦波で近似する。すなわち、 ωs＝π／ｔs とおいて、左心室圧波形ｅを次式で表わす。 ｅ＝Ｅm’ ｓｉｎωsｔ …（51） ここで、Ｅm’は最高血圧であって、図５で言えば（Ｅm
＋Ｅo）に相当する。以下、図４に示すように、時間ｔ
がｔ1≦ｔ＜ｔ2の収縮期とｔ2≦ｔ＜（ｔp＋ｔ1）の拡
張期に場合分けして説明することとする。ここで、時刻
ｔ1，時刻ｔ2は左心室圧波形と大動脈圧波形との交点に
おける時刻である。

【００８９】［４．１］ 収縮期 この場合、ｖ1＝ｅが成立するとともに、電圧ｖ1と電流
ｉについてはそれぞれ式（1）と式（2）が成立する。し
たがって、式（1）〜式（3）と式（12）〜式（14），式
（51）から、次に示す微分方程式が成立する。 Ａ1（ｄ2ｖp／ｄｔ2）＋Ａ2（ｄｖp／ｄｔ）＋Ａ3ｖp＝Ｅm’ｓｉｎωsｔ …（52）

【００９０】そこでまず、四要素集中定数モデルと同様
にして、この微分方程式の定常解ｖpstを求める。その
ために、定常解ｖpstを次式のように仮定する。 ｖpst＝Ｅ1ｃｏｓωsｔ＋Ｅ2ｓｉｎωsｔ …（53） 式（53）を式（52）のｖpに代入して係数を比較するこ
とにより、次の２式が得られる。 （Ａ3・ωs2Ａ1）Ｅ1＋ωsＡ2Ｅ2＝０ …（54 ） −ωsＡ2Ｅ1＋（Ａ3−ωs2Ａ1）Ｅ2＝Ｅm’ …（55 ）

【００９１】これらの式を解くことにより、 Ｅ1＝（−ωsＡ2Ｅm’）／｛（ωsＡ2）2＋（Ａ3−ωs2Ａ1）2｝ …（56） Ｅ2＝｛（Ａ3−ωs2Ａ1）Ｅm’｝／｛（ωsＡ2）2＋（Ａ3−ωs2Ａ1）2｝ …（57） が得られる。

【００９２】次に、式（52）の微分方程式の過渡解ｖpt
rを求める。そのために、 ｖptr＝ｅｘｐ（λｔ） とおいて、次式のｖpへ代入する。 Ａ1（ｄ2ｖp／ｄｔ2）＋Ａ2（ｄｖp／ｄｔ）＋Ａ3ｖp＝０ …（58） これにより、次式が得られる。 Ａ1λ2＋Ａ2λ＋Ａ3＝０ …（59）

【００９３】そこで、この式をλについて解くと次式が
得られる。λ＝｛−Ａ2±√（Ａ22−４Ａ1Ａ3）｝／
（２Ａ1）＝｛−Ａ2／（２Ａ1）｝±√［｛Ａ2／（２Ａ
1）｝2−（Ａ3／Ａ1）］…（60）

【００９４】ここで、｛Ａ2／（２Ａ1）｝2＜（Ａ3／Ａ
1）とする（振動モード）と、次式が得られる。 λ＝−Ａ2／（２Ａ1）±ｊ√［（Ａ3／Ａ1）−｛Ａ2／（２Ａ1）｝2］ ＝−β1±ｊω1 …（61）

【００９５】このとき、 β1＝Ａ2／（２Ａ1） …（62 ） ω1＝√（Ａ3／Ａ1−β12 …（63 ） である。

【００９６】ここで、さらに過渡解ｖptrを次式のよう
に置く。 ｖptr＝（ａ1ｃｏｓω1ｔ＋ｊａ2ｓｉｎω1ｔ）ｅｘｐ（−β1ｔ）…（64） すると、電圧ｖpは定常解と過渡解との和で表わされる
ことから、式（53）と式（64）によって次式で与えられ
る。 ｖp＝（Ｅ1ｃｏｓωsｔ＋Ｅ2ｓｉｎωsｔ）＋ （ａ1ｃｏｓω1ｔ＋ｊａ2ｓｉｎω1ｔ）ｅｘｐ（−β1ｔ）…（65）

【００９７】また、電流ｉは、式（65）を式（2）へ代
入することによって、次式のように得られる。 ｉ＝（Ｅ1／Ｒp＋ωsＣＥ2）ｃｏｓωsｔ＋（−ωsＣcＥ1＋Ｅ2／Ｒp）ｓｉｎω sｔ＋［［｛（１−β1ＣＲp）／Ｒp｝ｃｏｓω1ｔ−ω1Ｃｓｉｎω1ｔ］ａ1＋ｊ ［ω1Ｃｃｏｓω1ｔ＋｛（１−β1ＣＲp）／Ｒp｝ｓｉｎω1ｔ］ａ2］ｅｘｐ（ −β1ｔ） …（67）

【００９８】次に、ｔ＝ｔ1のときのｖp，ｉを各々ｖ0
2，ｉ0として次式の如く仮定する。 ｉ0＝Ｊ0＋（ａ1Ｊ1＋ｊａ2Ｊ2）ｅｘｐ（−β1ｔ1） …（68） ｖ02＝Ｐ0＋（ａ1Ｐ1＋ｊａ2Ｐ2）ｅｘｐ（−β1ｔ1） …（69） すると、式（65）〜式（69）より以下の式が成立する。 Ｊ0＝（Ｅ1／Ｒp＋ωsＣＥ2）ｃｏｓωsｔ1＋−ωsＣＥ1＋Ｅ2／Ｒp） ・ｓｉｎωsｔ1 …（70 ） Ｊ1＝｛（１−β1ＣＲp）／Ｒp｝ｃｏｓω1ｔ1−ω1Ｃｓｉｎω1ｔ1…（71 ） Ｊ2＝ω1Ｃｃｏｓω1ｔ1＋｛（１−β1ＣＲp）／Ｒp｝ｓｉｎω1ｔ1…（72 ） Ｐ0＝Ｅ1ｃｏｓωsｔ1＋Ｅ2ｓｉｎωsｔ1 …（73 ） Ｐ1＝ｃｏｓω1ｔ1 …（74 ） Ｐ2＝ｓｉｎω1ｔ1 …（75）

【００９９】また、式（68）〜式（69）をａ1，ａ2につ
いて解くと、次のようになる。 ａ1＝［｛（ｖ02−Ｐ0）Ｊ2−（ｉ0−Ｊ0）Ｐ2｝／（Ｊ2Ｐ1−Ｊ1Ｐ2）］ ・ｅｘｐ（β1ｔ1） …（76） ａ2＝［｛−（ｖ02−Ｐ0）Ｊ1＋（ｉ0−Ｊ0）Ｐ1｝ ／｛ｊ（Ｊ2Ｐ1−Ｊ1Ｐ2）｝］・ｅｘｐ（β1ｔ1） …（77）

【０１００】さらに、式（71）〜式（75）から次式の関
係が成立することがわかる。 Ｊ2Ｐ1−Ｊ1Ｐ2＝ω1Ｃ …（78） したがって、式（64）に式（76）〜式（77）を代入し、
その際に式（78）を用いると、過渡解ｖptrとして次式
が得られる。 ｖptr＝［（ｖ02−Ｐ0）ｃｏｓω1（ｔ−ｔ1）−［｛（１−β1ＣＲp） ・（ｖ02−Ｐ0）−Ｒp（ｉ0−Ｊ0）｝｛ｓｉｎω1（ｔ−ｔ1）｝ ］ ／（ω1ＣＲp）］ｅｘｐ（β1ｔ1）ｅｘｐ（−β1ｔ）…（80 ）

【０１０１】ここで、 Ｂ1tr＝ｖ02−Ｐ0 …（81） ｔ’ ＝ｔ−ｔ1 …（82） Ｂ2tr＝−｛（１−β1ＣＲp）（ｖ02−Ｐ0）−Ｒp（ｉ0−Ｊ0）｝ ／（ω1ＣＲp） …（83） とおくと、 ｖptr＝（Ｂ1trｃｏｓω1ｔ’＋Ｂ2trｓｉｎω1ｔ’） ｅｘｐ（−β1ｔ’ ） …（84） が得られる。

【０１０２】結局、式（65）は次式のようになる。 ｖp＝（Ｅ1ｃｏｓωsｔ＋Ｅ2ｓｉｎωsｔ）＋ （Ｂ1trｃｏｓω1ｔ’＋Ｂ2trｓｉｎω1ｔ’） ｅｘｐ（−β1ｔ’） …（85）

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

【０１０４】すると、電流ｉとしては、 ｉ＝（Ｄ1stｃｏｓωsｔ＋Ｄ2stｓｉｎωsｔ） ＋（Ｄ1trｃｏｓω1ｔ’＋Ｄ2trｓｉｎω1ｔ’）ｅｘｐ（−β1ｔ’） …（90） が得られる。

【０１０５】また、電流ｉsは、 ｉs＝Ｃc（ｄｖ1／ｄｔ）＋ｉ＝ωsＣcＥm’ｃｏｓωsｔ＋ｉ …（91） として得られる。

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

【０１０７】したがって、電圧ｖpは、 ｖp＝Ｒp（ｉ−ｉc）＝−Ｒp｛Ｃc（ｄｖ1／ｄｔ）＋Ｃ（ｄｖp／ｄｔ）｝ …（94） となる。

【０１０８】また、ｉ−ｉc＝ｉp＝ｖp／Ｒp であるか
ら、 ｉ＝ｖp／Ｒp＋Ｃ（ｄｖp／ｄｔ） …（95） となる。

【０１０９】次に、式（1）に式（95）を代入して、得
られた式の両辺を時間ｔで微分すると次式が得られ
る。 ｄｖ1／ｄｔ＝ＬＣ（ｄ3ｖp／ｄｔ3） ＋（Ｌ／Ｒp＋ＣＲc）（ｄ2ｖp／ｄｔ2） ＋（Ｒc／Ｒp＋１）（ｄｖp／ｄｔ） …（96）

【０１１０】また、式（92）と式（95）から次式が導か
れる。 ｄｖ1／ｄｔ＝−｛ｖp／Ｒp＋Ｃ（ｄｖp／ｄｔ）｝／Ｃc …（97） そして、式（96）と式（97）から次式が得られる。 ＬＣ（ｄ3ｖp／ｄｔ3）＋｛（Ｌ＋ＣＲcＲp）／Ｒp｝（ｄ2ｖp／ｄｔ2） ＋ ｛（ＣcＲc＋ＣcＲp＋ＣＲp）／ＣcＲp｝（ｄｖp／ｄt） ＋｛１／（ＣcＲp）｝ｖp＝０ …（98）

【０１１１】したがって、この式を変形すると次式が得
られる。 （ｄ3ｖp／ｄｔ3）＋Ａ1’（ｄ2ｖp／ｄｔ2） ＋Ａ2’（ｄｖp／ｄt）＋Ａ3’ｖp＝０ …（99 ） ここで、 Ａ1’＝（Ｌ＋ＣＲcＲp）／（ＬＣＲp） …（100） Ａ2’＝（ＣcＲc＋ＣcＲp＋ＣＲp）／（ＬＣcＣＲp） …（101） Ａ3’＝１／（ＬＣcＣＲp） …（102）

【０１１２】次に、ｖp＝ｅｘｐ（λｔ）とおいて、こ
れを式（99）へ代入すると次式が得られる。 （λ3＋Ａ1’λ2＋Ａ2’λ＋Ａ3’）ｅｘｐ（λｔ）＝０ …（103） さらに、以下のような定義をおこなう。 ｐ＝（Ａ1’2／９）−（Ａ2’／３） …（104） ｑ＝−Ａ1’3／２７＋（Ａ1’Ａ2’）／６−Ａ3’／２ …（105） ｕ＝｛ｑ＋√（ｑ2−ｐ3）｝1/3 …（106） ｖ＝｛ｑ−√（ｑ2−ｐ3）｝1/3 …（107） α’＝−（ｕ＋ｖ）＋Ａ1’／３ …（108） β2＝（ｕ＋ｖ）／２＋Ａ1’／３ …（109） ω2＝（ｕ−ｖ）√（３）／２ …（110） λ1＝−α’ …（111） λ2＝−β2＋ｊω2 …（112） λ3＝−β2−ｊω2 …（113） なお、（ｑ2−ｐ3）＞０であれば振動モードである。

【０１１３】そして、電圧ｖpをさらに次式のように仮
定する。 ｖp＝ｂ1ｅｘｐ（−α’ｔ）＋ｂ2ｅｘｐ｛（−β2＋ｊω2）ｔ｝ ＋ｂ3ｅｘｐ｛（−β2−ｊω2）ｔ｝ …（114）

【０１１４】すると、式（95）へ式（114）を代入する
ことにより、電流ｉは次式のように変形される。 ｉ＝ｇ0ｂ1ｅｘｐ（−α’ｔ） ＋（ｇ1＋ｊｇ2）ｂ2ｅｘｐ｛（−β2＋ｊω2）ｔ｝ ＋（ｇ1−ｊｇ2）ｂ3ｅｘｐ｛（−β2−ｊω2）ｔ｝ …（115）

【０１１５】ここで、 ｇ0＝（１−α’ＣＲp）／Ｒp …（116） ｇ1＝（１−β2ＣＲp）／Ｒp …（117） ｇ2＝（ω2ＣＲp）／Ｒp …（118）

【０１１６】したがって、電圧ｖ1は式（115）から次式
のようになる。 ｖ1＝−（１／ＣC） ∫ｉ ｄｔ ＝ｆ0ｂ1ｅｘｐ（−α’ｔ） ＋（ｆ1＋ｊｆ2）ｂ2ｅｘｐ｛（−β2＋ｊω2）ｔ｝ ＋（ｆ1−ｊｆ2）ｂ3ｅｘｐ｛（−β2−ｊω2）ｔ｝ …（119）

【０１１７】ここで、 ｆ0＝ｇ0／（α’Ｃc） …（120） ｆ1＝（β2ｇ1−ω2ｇ2）／｛（β22＋ω22）Ｃc｝ …（121） ｆ2＝（ω2ｇ1＋β2ｇ2）／｛（β22＋ω22）Ｃc｝ …（122） 次に、計算の簡略化を図るために、以後の説明において
は、図４に示す時刻ｔ2をｔ＝０とおくことにする。そ
して、ｔ＝０における電圧ｖ1，電圧ｖp，電流ｉを各々
ｖ01，ｖ02，ｉ0とすると、これらは式（119），式（11
4），式（115）のｔをｔ＝０とおくことで以下のように
得られる。 ｖ01＝ｆ0ｂ1＋（ｆ1＋ｊｆ2）ｂ2＋（ｆ1−ｊｆ2）ｂ3 …（123） ｖ02＝ｂ1＋ｂ2＋ｂ3 …（124） ｉ0＝ｇ0ｂ1＋（ｇ1＋ｊｇ2）ｂ2＋（ｇ1−ｊｇ2）ｂ3 …（125）

【０１１８】次に、式（114）における第２項と第３項
を変形することで、電圧ｖp は次式のようになる。 ｖp＝ｂ1 ｅｘｐ（−α’ｔ）＋｛（ｂ2＋ｂ3）ｃｏｓω2ｔ ＋ｊ（ｂ2−ｂ3）ｓｉｎω2ｔ｝ｅｘｐ（−β2ｔ） ＝Ｂ0ｅｘｐ（−α’ｔ） ＋（Ｂ1ｃｏｓω2ｔ＋Ｂ2ｓｉｎω2ｔ）ｅｘｐ（−β2ｔ）…（126）

【０１１９】ここで、 Ｂ0＝ｂ1 ＝ｖ02−（ｋ1ｇ2−ｋ2ｆ2）／（ｋ4ｇ2−ｋ3ｆ2） …（127） Ｂ1＝ｂ2＋ｂ3 ＝（ｋ1ｇ2−ｋ2ｆ2）／（ｋ4ｇ2−ｋ3ｆ2） …（128） Ｂ2＝ｊ（ｂ2−ｂ3）＝（ｋ2ｋ4−ｋ1ｋ3）／（ｋ4ｇ2−ｋ3ｆ2）…（129） であって、 ｋ1＝ｖ01−ｆ0ｖ02 …（130） ｋ2＝ｉ0−ｇ0ｖ02 …（131 ） ｋ3＝ｇ1−ｇ0 …（132） ｋ4＝ｆ1−ｆ0 …（133） である。

【０１２０】次いで、式（126）のｖp を式（2）へ代入
することにより、電流ｉは以下のようになる。 ｉ＝Ｄ0ｅｘｐ（−α’ｔ） ＋（Ｄ1ｃｏｓω2ｔ＋Ｄ2ｓｉｎω2ｔ） ｅｘｐ（−β2ｔ）…（134 ） ここで、 Ｄ0＝｛（１−α’ＣＲp）／Ｒp｝Ｂ0 …（135） Ｄ1＝｛（１−β2ＣＲp）／Ｒp｝Ｂ1＋ω2ＣＢ2 …（136 ） Ｄ2＝−ω2ＣＢ1＋｛（１−β2ＣＲp）／Ｒp｝Ｂ2 …（137 ）

【０１２１】したがって、式（134）から電圧ｖ1は、 ｖ1＝−（１／ＣC） ∫ｉｄｔ ＝Ｈ0ｅｘｐ（−α’ｔ） ＋（Ｈ1ｃｏｓω2ｔ＋Ｈ2ｓｉｎω2ｔ）ｅｘｐ（−β2ｔ）…（138） となる。ここで、 Ｈ0＝Ｄ0／（α’Ｃc） …（139） Ｈ1＝（β2Ｄ1＋ω2Ｄ2）／｛（β22＋ω22）Ｃc｝ …（140 ） Ｈ2＝（−ω2Ｄ1＋β2Ｄ2）／｛（β22＋ω22）Ｃc｝ …（141）

【０１２２】上述したように、以上の説明では時刻ｔ2
をｔ＝０としていた。そこで、時間スケールを合わせる
ために、ｔ→（ｔ−ｔ2）の置き換えを行う。これによ
り、電圧ｖ1，電圧ｖp，電流ｉは各々式（138），式（1
26），式（134）から以下のように求められる。 ｖ1＝Ｈ0ｅｘｐ｛−α’（ｔ−ｔ2）｝ ＋｛Ｈ1ｃｏｓω2（ｔ−ｔ2）＋Ｈ2ｓｉｎω2（ｔ−ｔ2）｝ ・ｅｘｐ｛−β2（ｔ−ｔ2）｝ ＝Ｈ0ｅｘｐ｛−α’（ｔ−ｔ2）｝ ＋［Ｈmｓｉｎ｛ω2（ｔ−ｔ2）＋φ21｝］ ・ｅｘｐ｛−β2（ｔ−ｔ2）｝ …（142） ｖp ＝ Ｂ0ｅｘｐ｛−α’（ｔ−ｔ2）｝ ＋｛Ｂ1ｃｏｓω2（ｔ−ｔ2）＋ Ｂ2ｓｉｎω2（ｔ−ｔ2）｝ ・ｅｘｐ｛−β2（ｔ−ｔ2）｝ ＝ Ｂ0ｅｘｐ｛−α’（ｔ−ｔ2）｝ ＋［Ｂmｓｉｎ｛ω2（ｔ−ｔ2）＋φ22｝］ ・ｅｘｐ｛−β2（ｔ−ｔ2）｝ …（143 ） ｉ＝Ｄ0ｅｘｐ｛−α’（ｔ−ｔ2）｝ ＋｛Ｄ1ｃｏｓω2（ｔ−ｔ2）＋Ｄ2ｓｉｎω2（ｔ−ｔ2）｝ ・ｅｘｐ｛−β2（ｔ−ｔ2）｝ ＝Ｄ0ｅｘｐ｛−α’（ｔ−ｔ2）｝ ＋［Ｄmｓｉｎ｛ω2（ｔ−ｔ2）＋φ23｝］ｅｘｐ｛−β2（ｔ−ｔ 2）｝ …（144 ）

【０１２３】ここで、 Ｈm＝√（Ｈ12＋Ｈ22） …（145） φ21＝ｔａｎ-1（Ｈ1／Ｈ2） …（146） Ｂm＝√（Ｂ12＋Ｂ22） …（147） φ22＝ｔａｎ-1（Ｂ1／Ｂ2） …（148） Ｄm＝√（Ｄ12＋Ｄ22） …（149） φ23＝ｔａｎ-1（Ｄ1／Ｄ2） …（150 ）

【０１２４】ちなみに、拡張期における電流ｉsは
「０」である。次いで、１回拍出量ＳＶの理論値を求め
る。１回拍出量ＳＶは、収縮期における電流ｉsの面積
で与えられることから、式（91）で示す電流ｉsを時刻
ｔ1〜時刻ｔ2について積分することによって得られる。
すなわち、 ＳＶ＝∫t1t2ｉsｄｔ ＝｛（ωSＣCＥm’＋Ｄ1st）／ωS｝（ｓｉｎωSｔ2−ｓｉｎωSｔ1） −（Ｄ2st／ωS）（ｃｏｓωSｔ2−ｃｏｓωSｔ1） ＋［ｅｘｐ｛−β1（ｔ2−ｔ1）｝／（β12＋ω12）］ ・｛−（β1Ｄ1tr＋ω1Ｄ2tr）ｃｏｓω1（ｔ2−ｔ1） ＋（ω1Ｄ1tr−β1Ｄ2tr）ｓｉｎω1（ｔ2−ｔ1）｝ ＋（β1Ｄ1tr＋ω1Ｄ2tr）／（β12＋ω12）…（151）

【０１２５】［５］脈波解析装置の動作 次に、本実施形態による脈波解析装置の動作を図６ない
し図１２を参照して説明する。図６〜図１０に、第１実
施形態における脈波解析装置の動作を示すフローチャー
トを示す。

【０１２６】また、図１１に、上述した平均化処理によ
り得られる平均波形の波形図を示す。さらに図１２に、
後述するパラメータ算出処理により得られる橈骨動脈波
形と、平均化処理により得られた平均波形とを対比した
波形図を示す。以下、これらの図を参照して動作説明を
行うこととする。

【０１２７】 脈波の測定データ読込処理（ステップ
Ｓ１） （ａ） 脈波読取処理 循環動態パラメータの評価を行うに際して、被験者の診
断を担当する診断者は、図２に示すようにカフ帯Ｓ１及
び圧力センサＳ２を被験者に装着させ、測定開始のコマ
ンドをキーボード５から入力する。マイクロコンピュー
タ４はこのコマンドに応答して、脈波の測定指示を脈波
検出装置１へ送出する。この結果、脈波検出装置１が橈
骨動脈波を検出して、この橈骨動脈波を表わす時系列デ
ジタル信号をＡ／Ｄ変換器３が出力する。マイクロコン
ピュータ４は、このデジタル信号を一定時間（約１分
間）にわたって内蔵の波形メモリへ取り込む。このよう
にして、波形メモリには複数拍分の橈骨動脈波形が取り
込まれる。

【０１２８】（ｂ） 平均化処理 次に、マイクロコンピュータ４は、複数拍分の橈骨動脈
波形を１拍毎ごとに重ね合わせ、上記の一定時間におけ
る１拍当たりの平均波形を求める。そして、この平均波
形を橈骨動脈波形の代表波形として内蔵メモリへ格納す
る。このようにして作成された平均波形の代表波形Ｗ１
を、図１１に例示する。

【０１２９】 １回拍出量データ取込処理（ステップ
Ｓ２） 次いで、マイクロコンピュータ４は１回拍出量測定器２
へ１回拍出量の測定指示を送る。この結果、１回拍出量
測定器２が被験者の１回拍出量を測定し、その測定結果
がマイクロコンピュータ４によって内蔵の一時記憶メモ
リへ取り込まれる。

【０１３０】 パラメータ算出処理（ステップＳ３） つぎに、四要素集中定数モデルに基づいて、五要素集中
定数モデルを構成する５つの循環動態パラメータのう
ち、静電容量Ｃcを除く４つの循環動態パラメータの決
定を行う。

【０１３１】マイクロコンピュータ４は、図７〜図８に
示すパラメータ算出処理ルーチンを実行する。その際、
当該ルーチンの実行に伴って、図９に示すα，ω算出処
理ルーチンが実行され（ステップＳ１０９、Ｓ１１７）
る。また、当該α，ω算出処理ルーチンの実行に伴っ
て、図１０に示すω算出ルーチンが実行される（ステッ
プＳ２０３）。

【０１３２】以下、これらのルーチンの処理内容につい
て説明する。まず、マイクロコンピュータ４は、図１１
に示すごとき橈骨動脈の平均波形について、血圧が最大
となる第１ポイントＰ１に対応する時間ｔ1’と血圧値
ｙ1，第１ポイントの後に血圧が一旦落込む第２ポイン
トに対応する時間ｔ2’と血圧値ｙ2，２番目のピーク点
である第３ポイントＰ３に対応する時間ｔ3’と血圧値
ｙ3，１拍分の時間ｔp，最低血圧値Ｅmin（上述した式
（3）と式（4）の第１項に相当する）を求める（ステッ
プＳ１０１）。

【０１３３】なお、脈波が”なだらか”であって第２ポ
イントＰ２や第３ポイントＰ３を区別するのが困難であ
れば、第２ポイントと第３ポイントの時間を各々ｔ2’
＝２ｔ1’、ｔ3’＝３ｔ1’と想定する。次に、処理を
簡略化するために、図１３に示すＡ点の血圧値ｙ0を用
いて血圧値ｙ1〜ｙ3の正規化処理を行い（ステップＳ１
０２，Ｓ１０３）、Ｂ点の値を（ｙ0／２）−０．１に
初期設定する（ステップＳ１０４）。

【０１３４】次いで、以下の手順に従ってＢ，ｔb，
α，ωの最適値を決定する。 （ａ） まず、Ｂを 「（ｙ0／２）〜ｙ0」 の範囲で変化させ、同時に、ｔbを 「（ｔp／２）〜ｔp」 の範囲で変化させる。その際、Ｂとｔbは何れも＋０．
１間隔で変化させるようにする。そして、Ｂ及びｔbの
各々について、 ｜ｖp（ｔ1’）−ｙ1｜， ｜ｖp（ｔ2’）−ｙ2｜， ｜ｖp（ｔ3’）−ｙ3｜ が最小となるα，ωを求める。

【０１３５】（ｂ） （ａ）において求めたＢ，ｔb，
α，ωの中で ｜ｖp（ｔ1’）−ｙ1｜， ｜ｖp（ｔ2’）−ｙ2｜， ｜ｖp（ｔ3’）−ｙ3｜ が最小となるＢ，ｔb，α，ωを求める。

【０１３６】（ｃ） （ｂ）において求めたＢ，ｔbを
基準にして、Ｂについては Ｂ±０．０５， ｔbについては ｔb±０．０５ の範囲で、上記の（ａ），（ｂ）の処理を再実行する。

【０１３７】（ｄ） 上記（ａ）〜（ｃ）の処理の際、
αは３〜１０の範囲を０．１間隔で変化させ、各αにつ
いて最適なωを算出する。またωは、各αにおいて、 ｄｖp（ｔ2’）／ｄｔ＝０ となる点について二分法を用いて求める（図１０のフロ
ーチャートを参照）。

【０１３８】なお、上記の各処理におけるｖpの値の演
算に際して、式（33）の初期値ｖo1は零とする。以上の
ような処理によって、Ｂ，ｔb，α，ωが最終的に決定
される。

【０１３９】（ｅ） ｔp1，Ｅm，Ｅoを式（28）〜式
（30），式（44）〜式（46）に基づいて算出する（ステ
ップＳ１２３、Ｓ１２４）。 （ｆ） 式（50）を用いて、測定した１回拍出量ＳＶを
もとにＬの値を算出し（ステップＳ１２５）、残りのパ
ラメータＲc，Ｒp，Ｃを式（44）〜式（46）から求める
（ステップＳ１２６）。

【０１４０】次に、五要素集中定数モデルに基づいて、
最後の循環動態パラメータである静電容量Ｃcを決定す
る。その際、１回拍出量ＳＶの計算値と実測値が一致す
るように静電容量Ｃcを決定する方法と、計算脈波の最
低血圧と実測脈波の最低血圧とが一致するように静電容
量Ｃcを決定する方法とが考えられる。そこで、各々の
方法について場合を分けて説明する。

【０１４１】−１ １回拍出量ＳＶの計算値と実測値
とが一致するように静電容量Ｃc（大動脈コンプライア
ンス）を決定する方法 最初に、１回拍出量ＳＶの計算値と実測値とが一致する
ように静電容量Ｃcを決定するための具体的な方法につ
いて説明する。まず初めに、静電容量Ｃcの値を、四要
素集中定数モデルにより算出した静電容量Ｃをもとに、
次式のように推定する。また、その他の循環動態パラメ
ータ，すなわちＲc，Ｒp，Ｃ，Ｌの値は、四要素集中定
数モデルで得られたものを用いる。 Ｃc＝１０・Ｃ …（153） 次いで、これらの循環動態パラメータを用いて、１回拍
出量ＳＶの計算値を式（152）によって算出する。

【０１４２】その際、左心室加圧時間ｔsは、四要素集
中定数モデルによって得られた１拍の時間ｔpから、次
式によって推定することとする。 ｔs＝（１．５２−１．０７９ｔp）ｔp …（154） この関係式は、心エコーで左心室の収縮時間を測定した
結果から得られた実験式であって、図１４に示すよう
に、相関係数としては−０．８８２が得られている。ま
た、最高血圧Ｅm’については、四要素集中定数モデル
により得られた値を用いる（式（22），式（28）を参
照）。

【０１４３】また、時刻ｔ1，時刻ｔ2に関しては、左心
室内圧＝大動脈圧の関係から求めることができる。さら
に、前述したようにｖ02とｉ0はｔ＝ｔ1におけるｖp，
ｉの値であるから、式（85），式（90）に存在するｔへ
ｔ1を代入することで、ｖ02とｉ0を得ることができる。
次に、上記のようにして求めた１回拍出量ＳＶ計算値
が、１回拍出量測定器２から取り込んだ測定値と一致す
るように静電容量Ｃcの値を決定する。すなわち、静電
容量Ｃcの値を式（153）で求めた初期値から所定の範囲
内で変化させてゆく。そして、１回拍出量の測定値と、
各静電容量Ｃcの値から計算された計算値とを比較し
て、測定値の整数部分と計算値の整数部分が一致するか
どうかを調べる。もし整数部分に一致が見られれば、測
定値と計算値とが一致したものと見なし、静電容量Ｃc
が決定されてパラメータ算出処理が終了する。

【０１４４】一方、静電容量Ｃcの値を調整しただけで
は１回拍出量の測定値と計算値に一致が見られない場合
には、調整した静電容量Ｃcの値の中で、１回拍出量の
測定値と計算値との差分が最小であった静電容量Ｃcの
値を最終的な値とする。次いで、最高血圧Ｅm’の値を
±３ｍｍＨｇの範囲内で１ｍｍＨｇ毎に変化させて、上
記と同様に１回拍出量の測定値と計算値との一致の有無
を調べる。もし、一致が見られる最高血圧Ｅm’が存在
すれば、その値を最終的な最高血圧Ｅm’として、パラ
メータ算出処理を終える。

【０１４５】他方、最高血圧Ｅm’の値を調整しても、
まだ１回拍出量の測定値と計算値に一致が見られない場
合には、さらに抵抗Ｒpの値を調整する。そこで、調整
した最高血圧値Ｅm’の値の中で、１回拍出量の測定値
と計算値との差分が最小であった最高血圧値Ｅm’の値
を最終的な値とする。次いで、抵抗Ｒpを例えば１０［d
yn・s/cm5］刻みで増減させて、１回拍出量の測定値と
計算値との差分が最も小さい値を最終的な抵抗Ｒpの値
に決定する。

【０１４６】以上説明した過程を実現するフローチャー
トの一例を図３１に示す。なお、プログラム中で所定の
範囲内で変動されるパラメータに対しては、元々のパラ
メータ名に対して下添字の「ｖ」を付けた。

【０１４７】−２ 計算脈波の最低血圧と実測脈波の
最低血圧とが一致するように静電容量Ｃcを決定する方
法 次に、計算脈波の最低血圧と実測脈波の最低血圧とが一
致するように静電容量Ｃcを決定する方法について説明
する。この場合において、従来は、収縮期時間ＱＴを初
期値として用いて静電容量Ｃcを決定していた。

【０１４８】この初期値として用いる収縮期時間ＱＴの
算出方法としては、従来は、被験者の心電図より収縮期
時間ＱＴを予め求めたり、心電図あるいは脈波波形より
得た心拍数ＨＲから収縮期時間ＱＴを求める回帰式を用
いて算出したりしていた。そして、この予め得られた収
縮期時間ＱＴに対して、左心室加圧時間ｔsvを「ＱＴ＋
０．１〔sec〕」〜「ＱＴ＋０．２〔sec〕」の範囲で
「０．０１〔sec〕」間隔で変化させ、同時に最高血圧
Ｅmv’を「Ｅo＋Ｅm−２０〔ｍｍＨｇ〕」〜「Ｅo＋Ｅm
＋２０〔ｍｍＨｇ〕」の範囲で「１ｍｍＨｇ」間隔で変
化させる、すなわち、これら左心室加圧時間ｔsvおよび
最高血圧Ｅmv’の各々に対して、４５１通りの組合せが
想定され、これら各組合せにおいて、計算脈波の最低血
圧と実測脈波の最低血圧とが一致するような静電容量Ｃ
cが計算する構成としていた。

【０１４９】しかしながら、上記従来の心電図から収縮
期時間ＱＴを求める方法においては、予め心電図を採取
する必要があり、装置構成が大型化、複雑化してしまう
という問題点があった。また、心拍数ＨＲから回帰式を
用いて収縮時間ＱＴを求める方法においては、正確な回
帰式を求めることが困難であるという問題点があった。

【０１５０】図３３に、一般的な脈波波形を示す。とこ
ろで、脈波波形は、心臓の収縮・拡張によって生じる血
液流の脈動を末梢部で測定したものであるから、その波
形形状には、心臓の動きが反映されている。図中のＥＥ
Ｄ（Estimated Ejection Duration）は概略駆出期間と
呼ばれ、１回の心拍中に心臓から血液が流れ出る時間、
ひいては、収縮期時間ＱＴに対応している。

【０１５１】そこで、本実施形態においては、この収縮
期時間ＱＴに代えて、概略駆出時間ＥＥＤ（Estimated
Ejection Duration）を用い、この概略駆出時間ＥＥＤ
に対して、左心室加圧時間ｔsvを「ＥＥＤ＋０．１〔se
c〕」〜「ＥＥＤ＋０．２〔sec〕」の範囲で「０．０１
〔sec〕」間隔で変化させ、同時に最高血圧Ｅmv’を
「Ｅo＋Ｅm−２０〔ｍｍＨｇ〕」〜「Ｅo＋Ｅm＋２０
〔ｍｍＨｇ〕」の範囲で「１ｍｍＨｇ」間隔で変化させ
る。

【０１５２】すなわち、これら左心室加圧時間ｔsvおよ
び最高血圧Ｅmv’の各々に対して、４５１通りの組合せ
が想定されることになる。これら各組合せにおいて、計
算脈波の最低血圧と実測脈波の最低血圧とが一致するよ
うな静電容量Ｃcが計算される。この結果、各被験者自
身の末梢部における圧脈波波形によるＥＥＤを用いて循
環動態をパラメータを求めることができるため、心電計
が不要となるなど装置構成を簡略化でき、被験者の循環
動態を反映したより正確な循環動態パラメータを算出す
ることができるのである。

【０１５３】次に、各組合せにおける計算脈波のサンプ
リング値をＰ1（ｔ）とし、実測脈波のサンプリング値
をＰ2（ｔ）としたとき、各組合せにおける波形平均誤
差εは下式により求まる。そして、波形平均誤差εが最
も小さい場合における静電容量Ｃc（大動脈コンプライ
アンス）が採用される。以上説明した過程を実現するフ
ローチャートの一例を図３２に示す。 ε＝Σt=0tp（｜Ｐ2（ｔ）−Ｐ2（ｔ）｜）／（Ｎ） …（155）

【０１５４】以上のようにして、１回拍出量の測定値と
計算値が一致する循環動態パラメータが全て決定された
ことになる。ここで、３２歳の男性を被験者とした場合
について橈骨動脈波形から算出した循環動態パラメータ
等の値を以下に示す。 静電容量Ｃc ＝ ０．００１２１３〔cm5/dyn〕 電気抵抗Ｒc ＝ ９８．７６８〔dyn・s/cm5〕 インダクタンスＬ ＝ １５．９３０〔dyn・s2/cm5〕 静電容量Ｃ ＝ ０．０００１２４１〔cm5/dyn〕 電気抵抗Ｒp ＝ １３００．０５８〔dyn・s/cm5〕 左心室加圧時間ｔs ＝ ０．４９６〔s〕 １拍の時間ｔp ＝ ０．８９６〔s〕 １回拍出量ＳＶ ＝ ８３．６〔cc/拍〕 最高血圧Ｅm’ ＝ １１７．４４〔mmHg〕 また、図１２に示す通り、算出したパラメータから求め
た橈骨動脈の計算波形と実測波形とは良く一致している
ことがわかる。

【０１５５】 データ算出処理（ステップＳ４） さらに、循環動態パラメータＬ，Ｃ，Ｃc，Ｒc，Ｒpの
値等をもとにして、大動脈圧波形が求められる。すなわ
ち、収縮期にあっては式（51）を用い、拡張期にあって
は式（142）を用いることにより、電圧ｖ1の波形を１拍
分（すなわち、時刻０〜時刻ｔp或いは時刻ｔ1〜時刻
（ｔ1＋ｔp））だけ計算する。

【０１５６】そして、次に、得られた大動脈起始部の波
形の時刻ｔ1における値をこれらの式から算出して、そ
の算出結果を最低血圧値Ｅoとする。次に先に求めた最
高血圧値Ｅm‘に心拍数HR（＝６０／ｔp）を乗じること
により、心筋負荷指数ＷＰを算出する。 ＷＰ＝Ｅm‘×HR ＝Ｅm‘×（６０／ｔp）

【０１５７】 データ出力処理（ステップＳ５） 次にマイクロコンピュータ４は、パラメータ算出処理に
より得られた循環動態パラメータＬ，Ｃ，Ｃc，Ｒc，Ｒ
pを出力装置６へ出力し、出力装置上に表示する。ま
た、得られた計算波形を出力装置６へ出力して大動脈圧
波形の表示を行う。さらに最高血圧値Ｅm’、心筋負荷
指数ＷＰを最低血圧値Ｅoと一緒に出力装置６へ送出し
て、これらの値を出力装置６上に表示させる。

【０１５８】［６］ 第１実施形態のまとめ ところで、従来の血圧測定装置では、橈骨動脈部，上腕
部等の末梢側において血圧を測定しており、心臓の負担
を間接的に測定する手法であると言える。ところが、心
臓の負担の変化が末梢側の血圧に反映されているとは限
らないのであって、心臓の負担を末梢側で見るというこ
とは、必ずしも的確なものとは言えない。

【０１５９】このようなことから、本第１実施形態で
は、とりわけ中枢部の血圧波形が心臓の負担を見る上で
重要であることに着目し、大動脈起始部（動脈系の中枢
部）の血圧波形を末梢側で測定した脈波波形から推定し
て求めるようにしている。そして、推定された大動脈圧
波形から、大動脈起始部における最高血圧値，最低血圧
値並びに心筋負荷指数ＷＰを算出すれば、これらの値が
心臓の負担を直接的に表わす指標となりうる。

【０１６０】このように、本実施形態によれば、各種の
循環動態パラメータとともに、中枢側の最高血圧，最低
血圧，心筋負荷指数、大動脈圧波形を診断者や被験者に
対して示すことができる。

【０１６１】なお、式（51）は左心室圧波形そのものを
示すことから、中枢部における圧波形として、上述した
大動脈圧波形の代わりに左心室圧波形を出力装置６へ表
示させるようにしても良い。

【０１６２】第２実施形態 上記第１実施形態では、橈骨動脈波形と１回拍出量から
循環動態パラメータの各値を算出することとした。しか
るに、上述したように、１回拍出量の検出を行うには、
被験者がカフ帯Ｓ１を装着する必要があるため、被験者
にとって煩わしいものと言える。

【０１６３】そこで、本第２実施形態では、橈骨動脈波
形の形状によって大動脈圧が変化するという現象に着眼
して、波形の形状をひずみ率で代表させて中枢側の血圧
値等を推定するものである。すなわち、本実施形態で
は、橈骨動脈波形から得られるひずみ率ｄをもとにして
循環動態パラメータを導出する。

【０１６４】まず、マイクロコンピュータ４は、第１実
施形態と同様にして、脈波読み取り処理と平均化処
理を実施して、橈骨動脈波形の１拍分の平均波形を求め
る。次に、この平均波形に対して周知のＦＦＴ（高速フ
ーリエ変換）処理を施すことによって、脈波のフーリエ
解析を行う。そして、解析の結果として得られた周波数
スペクトルから、基本波の振幅Ａ1，第２高調波の振幅
Ａ2，第３高調波の振幅Ａ3，…，第ｎ高調波の振幅Ａn
を求める。なお、ｎ（ｎは自然数）の値は、高調波の振
幅の大きさを考慮して適宜決定するものとする。そし
て、これらの振幅値をもとにして、次式で定義されるひ
ずみ率ｄを算出する。 ひずみ率ｄ＝（Ａ22＋Ａ32＋…＋Ａn2）1/2／Ａ1 …（156）

【０１６５】次いで、得られたひずみ率ｄから循環動態
パラメータを推定する。推定にあたっては、橈骨動脈波
形のひずみ率と循環動態パラメータの各値の間に相当程
度の相関関係があるという知見に基づいて行う。すなわ
ち、予め多数の被験者についてひずみ率ｄと循環動態パ
ラメータとを測定して、ひずみ率と各循環動態パラメー
タの間の関係式を導出しておく。ここで、ひずみ率ｄと
循環動態パラメータＲC，Ｒp，Ｌ，Ｃの測定結果との相
関関係の一例を、図２５〜図２８に示しておく。なお、
大動脈コンプライアンスＣCに関しては図示していない
が、他の四つのパラメータと同様に相関係数と関係式を
求めることができる。

【０１６６】そして、上記の式（156）で算出したひず
み率ｄと図２５〜図２８に各々図示した関係式に基づい
て、循環動態パラメータＲc，Ｒp，Ｌ，Ｃ，Ｃcを計算
する。次いで、第１実施形態におけるおよびの出力
処理と同様にして、算出した循環動態パラメータから、
大動脈圧波形の１拍分の波形を求めるとともに、大動脈
起始部における最低血圧値Ｅo、最高血圧値Ｅm‘及び心
筋負荷指数ＷＰを算出して、これらを出力装置６上へ表
示させる。

【０１６７】第３実施形態 本第３実施形態は、大動脈起始部における最高血圧値、
最低血圧値あるいは心筋負荷指数ＷＰに加え、上記のよ
うにして求めた大動脈起始部の血圧波形から、心臓の仕
事量（以下、心仕事量と呼ぶ）を算出して、これを表示
させるものである。

【０１６８】この心仕事量は、心臓の負担を表わす１指
標であって、１回拍出量と大動脈圧との積で定義され、
１分あたりの心拍出量を仕事量に換算したものである。
ここで、１回拍出量は、１回の拍動で心臓から送り出さ
れる血流量で定義され、心臓から出る血流波形の面積に
相当するものである。この１回拍出量は、大動脈圧波形
の収縮期の面積と相関があり、大動脈圧波形に対して収
縮期面積法を適用することで１回拍出量を求めることが
できる。

【０１６９】すなわち、まず、心臓の収縮期に対応する
部分の脈波波形の面積Ｓを算出する。これを図２９の脈
波波形で説明すると、脈波の立ち上がりの部分から窪み
（ノッチ）に至る領域の面積，即ち同図でハッチングを
付した部分が、面積Ｓに相当する。次いで、所定の定数
をＫとすると、１回拍出量ＳＶを次式によって算出する
ことができる。 １回拍出量ＳＶ［ｍｌ］＝面積Ｓ［ｍｍＨｇ・ｓ］×定
数Ｋ

【０１７０】一方、心拍出量は、心臓から１分間に送り
出される血流量で定義される。したがって、心拍出量は
１回拍出量を１分間に換算することで得られる。すなわ
ち、心拍出量は、１回拍出量と心拍数の積によって求め
られる。本実施形態では、第１実施形態又は第２実施形
態のの出力処理において、マイクロコンピュータ４
が、算出された左心室圧波形をもとに心仕事量を算出し
て出力装置６へ表示する。その他の処理は、第１実施形
態或いは第２実施形態と同じであり、その説明は省略す
る。

【０１７１】ここで、マイクロコンピュータ４は、以下
に示す手順によって心仕事量Ｗsを算出する。まず、ｗs
をｅ・ｉsで定義すると、これは式（51），式（90），
式（91）から次式のように算出される。 ｗs＝ｅ・ｉs ＝ωsＣcＥm’2ｓｉｎωsｔｃｏｓωsｔ ＋Ｅm’ｓｉｎωsｔ（Ｄ1stｃｏｓωsｔ＋Ｄ2stｓｉｎωsｔ） ＋Ｅm’ｓｉｎωsｔ（Ｄ1trｃｏｓω1ｔ’＋Ｄ2trｓｉｎω1ｔ’）ｅｘｐ（−β 1ｔ’） …（157）

【０１７２】ここで、式（157）における第１項，第２
項，第３項をそれぞれｗ1，ｗ2，ｗ3とすると、各々は
以下の式のように変形される。 ｗ1＝（ωsＣcＥm’2／２）ｓｉｎ２ωsｔ …（161） ｗ2＝（Ｅm’／２）｛Ｄ1stｓｉｎ２ωsｔ−Ｄ2st（ｃｏｓ２ωsｔ−１）｝ …（162） ｗ3＝（Ｅm’／２）［Ｄ1tr｛ｓｉｎ（ωsｔ＋ω1ｔ’） ＋ｓｉｎ（ωsｔ−ω1ｔ’）｝−Ｄ2tr｛ｃｏｓ（ωsｔ＋ω1ｔ’） −ｃｏｓ（ωsｔ−ω1ｔ’）｝］ｅｘｐ（−β1ｔ’） …（163）

【０１７３】次に、式（82）より ωsｔ＋ω1ｔ’＝ωsｔ＋ω1（ｔ−ｔ1）＝（ωs＋ω1）ｔ−ω1ｔ1 ＝ωaｔ−Φ …（164） とおき、 ωsｔ−ω1ｔ’＝（ωs−ω1）ｔ＋ω1ｔ1＝ωbｔ＋Φ …（165） とおく。

【０１７４】すなわち、 ωa＝ωs＋ω1 …（166） ωb＝ωs−ω1 …（167） Φ ＝ω1ｔ1 …（168） である。

【０１７５】すると、式（163）は次式のようになる。 ｗ3＝（Ｅm’／２）［Ｄ1tr｛ｓｉｎ（ωaｔ−Φ）＋ｓｉｎ（ωbｔ＋Φ）｝ −Ｄ2tr｛ｃｏｓ（ωaｔ−Φ）−ｃｏｓ（ωbｔ＋Φ）｝］ｅｘｐ（−β1ｔ’） …（169）

【０１７６】次に、Ｗ1，Ｗ2，Ｗ3をそれぞれ以下のよ
うに定義し、式（161），式（162），式（169）から以
下の式を導出する。 Ｗ1＝∫ｗ1ｄｔ＝−（ＣcＥm’2／４）ｃｏｓ２ωsｔ ＝（ＣcＥm’2／４）（１−２ｃｏｓ2ωsｔ） …（173） Ｗ2＝∫ｗ2ｄｔ ＝（Ｅm’／２）［−｛Ｄ1st／（２ωs）｝ｃｏｓ２ωsｔ −Ｄ2st｛ｓｉｎ２ωsｔ／（２ωs）−ｔ｝］ ＝｛Ｅm’／（４ωs）｝｛（Ｄ1st＋２Ｄ2stωsｔ） −２ｃｏｓωsｔ（Ｄ1stｃｏｓωsｔ＋Ｄ2stｓｉｎωsｔ）｝ …（174） Ｗ3＝∫ｗ3ｄｔ ＝（Ｅm’／２）［｛（−ωaＤ1tr＋β1Ｄ2tr）ｃｏｓ（ωaｔ−Φ） −（β1Ｄ1tr＋ωaＤ2tr）ｓｉｎ（ωaｔ−Φ）｝／（β12＋ωa2） ＋｛−（ωbＤ1tr＋β1Ｄ2tr）ｃｏｓ（ωbｔ＋Φ） ＋（−β1Ｄ1tr＋ωbＤ2tr）ｓｉｎ（ωbｔ＋Φ）｝ ／（β12＋ωb2）］ｅｘｐ（−β1ｔ’） …（175）

【０１７７】仕事量Ｗsは、上記のＷ1，Ｗ2，Ｗ3の総和
を”分”あたりに換算して得られることから、最終的に
次式で表わされる。 Ｗs＝（Ｗ1＋Ｗ2＋Ｗ3）×１０-7×６０／ｔp〔Ｊ／分〕 …（176） 大動脈起始部における最高血圧値，最低血圧値及び心筋
負荷指数ＷＰに加えて、以上説明したような心仕事量を
表示する意味は次のようなものである。

【０１７８】大動脈圧波形をもとに上述した心仕事量を
求めることで、心臓の負担を表わす指標として、大動脈
起始部の最高血圧値，最低血値値あるいは心筋負荷指数
ＷＰとは別の有用な指標を提供することも可能となる。
ここで、心仕事量を算出することによる意義について以
下に例を挙げて説明することとする。

【０１７９】いま、患者へ降圧剤を投与して高血圧の治
療を行う場合を考えてみる。通常、薬が効いているので
あれば、橈骨動脈部で測定される最高血圧値，最低血圧
値に変化が現れて薬の効果を確認することができる。と
ころが、最高血圧値，最低血圧値に変化が見られない場
合であっても、実際には薬が効いていて、心臓の負荷自
体は軽くなっていることがある。これは、降圧剤の役割
としては動脈系のどこかで心臓の負荷を小さくしていれ
ば良く、必ずしも橈骨動脈部における血圧が下がってい
る必要はないからである。

【０１８０】このように、橈骨動脈部等の動脈系の末梢
部における血圧値に顕著な変化が見られない場合であっ
ても、大動脈起始部の血圧波形から求めた心仕事量を算
出することで、真の心臓の負担を知ることが可能となる
のである。ところで、このような心臓の負担の変化は、
大動脈起始部の血圧波形を子細に検討することで見い出
せるのではあるが、心仕事量を算出することによって微
妙な波形の変化を定量的に表現できるようになるのであ
る。

【０１８１】したがって、最高血圧値や最低血圧値ばか
りでなく、心筋負荷指数ＷＰ及び心仕事量を求めてこれ
を表示することによって、降圧剤療法の評価をいっそう
きめ細かく行うことが可能となるのである。図２２〜図
２４に上述した第１ないし第３のタイプの各脈波形状に
ついて心仕事量を算出した結果を示す。

【０１８２】第４実施形態 以上の第１ないし第３実施形態においては、心筋負荷指
数ＷＰを算出するに際しては、常に大動脈起始部血圧及
び検出した心拍数に基づいていたが、本第４実施形態は
末梢部血圧と大動脈起始部血圧との差を無視することが
可能な心拍数範囲では、大動脈起始部血圧に代えて末梢
部血圧を用い、末梢部血圧と大動脈起始部血圧との差を
無視することができない心拍数範囲では、大動脈起始部
血圧を用いることにより、全体として演算処理の軽減を
図るための実施形態である。

【０１８３】一般に心拍数が増加すると、大動脈起始部
血圧と末梢部血圧との差は大きくなることが知られてい
る。そこで本第４実施形態においては、心拍数の変動範
囲が所定の基準心拍数変動範囲内である場合には、末梢
部血圧（最高血圧）及び検出した心拍数を用いて心筋負
荷指数ＷＰを求め、心拍数の変動範囲が基準心拍数変動
範囲以上となった場合には、大動脈起始部血圧（最高血
圧）及び検出した心拍数を用いて心筋負荷指数を求める
こととした。

【０１８４】より具体的には、安静時におけるヒトの心
拍数（もちろん、個人差を有する）である基準心拍数に
対する心拍数変動は、±１０［％］程度である。従っ
て、例えば、実際の心拍数変動が安静時の基準心拍数に
対して±１０［％］未満であるならば、末梢部血圧と大
動脈起始部血圧との差を無視することが可能であると判
断して末梢部血圧Ｐperi及び心拍数ＨＲに基づいて次式
により心筋負荷指数ＷＰを算出する。 ＷＰ＝Ｐperi×ＨＲ 一方、実際の心拍数変動が安静時の基準心拍数に対し
て、測定誤差マージンを考慮した±１５［％］以上とな
った場合には、末梢部血圧と大動脈起始部血圧との差を
無視することができないと判断して、大動脈起始部血圧
Ｐcent及び心拍数ＨＲに基づいて次式により心筋負荷指
数ＷＰを算出することとなる。 ＷＰ＝Ｐcent×ＨＲ これにより本第４実施形態によれば、実際の心拍数変動
が安静時の基準心拍数に対して所定範囲未満であれば、
末梢部血圧を用いて心筋負荷指数ＷＰを算出することと
なるので、常に大動脈起始部血圧を用いて心筋負荷指数
を算出する場合と比較して、処理を簡略化し、処理速度
の向上を図ることが可能となる。

【０１８５】また、実際の心拍数変動が安静時の基準心
拍数に対して所定範囲以上であれば、循環動態パラメー
タに基づいて算出した大動脈起始部血圧を用いて心筋負
荷指数ＷＰを算出することとなるので、末梢部血圧を用
いて心筋負荷指数ＷＰを算出する場合と比較してより正
確な心筋負荷指数を算出することが可能となる。このよ
うに本第４実施形態によれば、全体として処理を簡略化
することができるにも拘わらず、常に正確な心筋負荷指
数ＷＰを算出することが可能となる。

【０１８６】第５実施形態 上記第１実施形態ないし第３実施形態においては、所定
のタイミングで常時、大動脈起始部血圧及び検出した心
拍数に基づいて心筋負荷指数ＷＰを算出する構成として
いたが、大動脈起始部血圧があまり変化したとは考えら
れない場合には、必ずしも心筋負荷指数ＷＰを継続的に
算出する必要はないと考えられる。

【０１８７】そこで、本第５実施形態は、大動脈起始部
血圧が大きく変化したと考えられる場合にのみ新たに心
筋負荷指数ＷＰを算出し、大動脈起始部血圧があまり変
化したとは考えられない場合には、心筋負荷指数ＷＰの
算出を行わずに前回求めた心筋負荷指数ＷＰを保持、表
示することにより演算処理量を低減するための実施形態
である。

【０１８８】ところで、大動脈起始部血圧を算出するた
めには、それに先だって循環動態パラメータの算出が必
要である。この場合において、今回求めた循環動態パラ
メータの前回（あるいは複数回前）に求めた循環動態パ
ラメータに対する変化（変化率）が小さい場合には、今
回求めた循環動態パラメータにより得られるであろう大
動脈起始部血圧の前回に求めた循環動態パラメータによ
り得られるであろう大動脈起始部血圧に対す変化（変化
率）も小さいと考えられる。

【０１８９】そこで、本第５実施形態においては、今回
求めた循環動態パラメータと前回求めた循環動態パラメ
ータとを比較し、各循環動態パラメータの変化率が予め
定めた基準変化率未満である場合には、大動脈起始部血
圧の算出、ひいては、心筋負荷指数ＷＰの算出を行わず
に前回（あるいは複数回前）に求めた心筋負荷指数を保
持し、表示を継続する。

【０１９０】また、今回求めた循環動態パラメータと前
回求めた循環動態パラメータとを比較し、各循環動態パ
ラメータの変化率が予め定めた基準変化率以上である場
合には、今回求めた循環動態パラメータに基づいて大動
脈起始部血圧の算出並びに心筋負荷指数ＷＰの算出を行
うものである。

【０１９１】より具体的には、今回もとめた循環動態パ
ラメータと前回（あるいは複数回前）に求めた循環動態
パラメータとを比較し、各循環動態パラメータの変化率
が±５［％］以上である場合には大動脈起始部血圧の算
出及びこの算出した大動脈起始部血圧に基づく心筋負荷
指数ＷＰの算出を行う。

【０１９２】一方、各循環動態パラメータの変化率が±
５［％］未満の場合には、大動脈起始部血圧の算出及び
心筋負荷指数ＷＰの算出を行わず、前回（あるいは複数
回前）に求めた心筋負荷指数を保持し、表示を継続す
る。この結果、本第５実施形態によれば、不必要な演算
を行う必要がなくなり、演算処理量を低減し、処理を簡
略化して、全体的な処理速度の向上を図ることが可能と
なる。

【０１９３】実施形態の変形例 本発明は上述した実施形態に限定されるものではなく、
例えば以下のように種々の変形が可能である。例えば、
１回拍出量ＳＶの測定を行うことなく循環動態パラメー
タを求める形態も考えられる。すなわち、この実施形態
によれば、循環動態パラメータのうちのインダクタンス
Ｌは固定値とすることとして、被験者から測定した橈骨
動脈脈波の波形のみに基づいて、その他の循環動態パラ
メータの値を算出するようにする。このようにすれ
ば、図１の構成において必要とされた１回拍出量測定器
２を、図１５に示す如く省略することが可能となる。し
たがって、この実施形態における測定の態様は、図１６
に示されるように、図２で必要とされたカフ帯Ｓ１が不
要となっている。

【０１９４】ところで、このようにインダクタンスＬの
値を固定してしまうと、実測した１回拍出量を用いた方
法に比して、得られる循環動態パラメータの精度が低下
する。そこでこの点を補うため、図１７に示すように、
測定により得られた橈骨動脈波形（測定波形）Ｗ１と計
算により得られた橈骨動脈波形（計算波形）Ｗ２とを重
ねて出力装置６に表示させる。そして、まず、インダク
タンスＬの値を上記の固定値に設定して計算波形Ｗ２を
求め、この波形を出力装置６に表示させて測定波形Ｗ１
との波形の一致の程度を見る。次に、診断者が、上記の
固定値とは異なる適当な値をインダクタンスＬとして決
めて、再度、計算波形Ｗ２を求めて測定波形Ｗ１との一
致の程度を出力装置６上で見る。そして、以後は、診断
者が上記と同様にインダクタンスＬの値を幾つか適当に
決めて、それぞれのインダクタンスＬの値について計算
波形Ｗ２を求め、出力装置６上で計算波形Ｗ２の各々と
測定波形Ｗ１とを比較する。そして、これらの計算波形
Ｗ２の中で測定波形Ｗ１と最も良く一致する波形を一つ
選んで、その時のインダクタンスＬの値を最適値として
決定する。

【０１９５】なお、大動脈起始部の圧波形のモデルとし
ては、上述した三角波の代わりに台形波を使用すること
が考えられる。このようにすると、三角波で近似する場
合に比べて実際の圧波形により近い波形となるため、さ
らに正確な循環動態パラメータを算出することができ
る。

【０１９６】また、脈波や１回拍出量の測定箇所は、図
２や図１６に示す場所に限られるものではなく、被験者
の体の如何なる部位であっても良い。すなわち、上述し
た実施形態では、被験者の上腕部にカフ帯Ｓ１を装着さ
せた測定態様としたが、被験者の利便を考えるとカフ帯
を使用しない形態が好ましいと言える。

【０１９７】その一例として、手首において橈骨動脈波
形と１回拍出量の双方を測定する形態が考えられる。こ
の種の構成例としては、図１８に示すように、血圧測定
用のセンサおよび１回拍出量測定用のセンサからなるセ
ンサ１２を腕時計１１のベルト１３に装着するととも
に、脈波解析装置のうちセンサ１２以外の構成部分１０
を腕時計１１の本体部分に内蔵させた構成が考えられ
る。そして、図に示すように、センサ１２が取り付け具
１４によってベルト１３へ摺動自在に取り付けられてお
り、被験者が腕時計１１を手首にはめることで、センサ
１２が適度な圧力で橈骨動脈部へ押し当てられるように
なっている。

【０１９８】また、指において脈波と１回拍出量とを測
定する形態も考えられるのであって、この形態による装
置の構成例を図１９に示す。同図に示すように、血圧測
定用のセンサおよび１回拍出量測定用のセンサからなる
センサ２２を指（この図の例では人差し指）の根元に取
り付けるとともに、脈波解析装置のうちセンサ２２以外
の構成部分１０を腕時計２１に内蔵させてリード線２
３，２３を介してセンサ２２へ接続してある。

【０１９９】さらに、これら２つの測定形態を組み合わ
せることによって、手首において１回拍出量を測定する
とともに指において脈波を測定する形態，指において１
回拍出量を測定するとともに手首において橈骨動脈波を
測定する形態を実現することが可能となる。

【０２００】そして、これらの如くカフ帯なしの構成と
することで被験者が腕をまくらずに済み、測定にあたっ
て被験者の負担が軽減される。他方、カフ帯だけを用い
た形態として図２０に示す構成が考えられる。同図に示
すように、血圧測定用のセンサおよび１回拍出量測定用
のセンサからなるセンサ３２と、脈波解析装置のうちセ
ンサ３２以外の構成部分１０とを、カフ帯によって被験
者の上腕部へ固定させており、図２と比較しても簡易な
構成となっていることがわかる。

【０２０１】また、上記の実施形態においては、循環動
態パラメータを算出するにあたって脈波を用いることと
したが、これに限定されるものではなく、その他の生体
の状態を用いることが可能なことは言うまでもない。以
上の実施形態においては、算出した循環動態パラメータ
に基づく大動脈起始部血圧及び検出した心拍数に基づい
て心筋負荷指数を算出する構成としていたが、生体の末
梢部血圧あるいは生体の末梢部の脈波波形に基づいて、
生体の大動脈起始部血圧の推定値を算出すれば、算出方
法の如何を問わず、同様に大動脈起始部血圧の推定値及
び検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出するこ
とが可能である。

【０２０２】例えば、循環動態パラメータに基づいて算
出した大動脈起始部血圧に代えて、生体の末梢部の脈波
波形からＧＴＦ（Genelal Transfer Function）等の予
め求めた所定の伝達関数に基づいて生体の大動脈起始部
血圧の推定値を算出し、この算出した大動脈起始部血圧
の推定値及び検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を
算出するように構成することも可能である。この場合に
おいて、所定の伝達関数としては、万人に適用可能な一
般的な伝達関数に限らず、特定の生体に固有の補正を加
えた伝達関数を用いることも可能である。

【０２０３】実施形態の効果 本実施形態によれば、算出した循環動態パラメータに基
づく大動脈起始部血圧の推定値及び検出した心拍数に基
づいて心筋負荷指数を算出するので、末梢部血圧を用い
て心筋負荷指数を算出する場合と比較して、より広範な
条件下で、最適な心筋負荷指数を算出することが可能と
なる。

【０２０４】また、心拍数の変動率が基準心拍数変動率
以上の場合に、大動脈起始部血圧及び検出した心拍数に
基づいて心筋負荷指数を算出するので、常に大動脈起始
部血圧及び検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算
出する構成と比較して、より処理を簡略化することがで
き、処理の高速化を図ることができる。

【０２０５】さらに心拍数の変動率が基準心拍数変動率
未満の場合に末梢部血圧及び検出した心拍数に基づいて
心筋負荷指数を算出する構成によれば、正確な心筋負荷
指数を得られるにも拘わらず、処理を簡略化することが
可能となる。さらにまた、算出した循環動態パラメータ
の基準循環動態パラメータに対する変動率が予め設定し
たパラメータ基準変動率以上の場合に、大動脈起始部血
圧及び検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出す
る構成によれば、心筋負荷指数があまり変化しない状態
においては、不必要に演算処理を行うことがないので、
処理の簡略化を図ることができる。

【０２０６】また、循環動態パラメータの変動率が基準
パラメータ変動率未満の場合に末梢部血圧及び検出した
心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出する構成によれ
ば、正確な心筋負荷指数を得られるにも拘わらず、処理
を簡略化することが可能となる。さらに生体の末梢部血
圧あるいは生体の末梢部の脈波波形に基づいて、生体の
大動脈起始部血圧の推定値を算出し、生体の心拍数を検
出し、大動脈起始部血圧の推定値及び検出した心拍数に
基づいて心筋負荷指数を算出する構成によれば、簡易、
正確、かつ、迅速に心筋負荷指数を算出することが可能
となる。

【０２０７】さらにまた、生体の末梢部の脈波波形及び
所定の伝達関数に基づいて生体の大動脈起始部血圧の推
定値を算出し、生体の心拍数を検出し、大動脈起始部血
圧及び検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出す
る構成によれば、簡易、正確、かつ、迅速に心筋負荷指
数を算出することが可能となる。

【０２０８】

【発明の効果】本発明によれば、循環動態パラメータを
算出するに際し、前記概略駆出期間を初期値として算出
した左心室加圧時間を用いることにより、心電計が不要
となるなど装置構成を簡略化でき、被験者の循環動態を
反映したより正確な循環動態パラメータを算出すること
ができるので、得られた循環動態パラメータに基づいて
生体の大動脈起始部血圧の推定値をより正確に算出する
ことができる。

【０２０９】また、生体の末梢部血圧あるいは生体の末
梢部の脈波波形に基づいて、生体の大動脈起始部血圧の
推定値を算出し、生体の心拍数を検出し、大動脈起始部
血圧の推定値及び検出した心拍数に基づいて心筋負荷指
数を算出するので、簡易、正確、かつ、迅速に心筋負荷
指数を算出することが可能となる。

【０２１０】また、生体の末梢部の脈波波形及び所定の
伝達関数に基づいて生体の大動脈起始部血圧の推定値を
算出し、生体の心拍数を検出し、大動脈起始部血圧及び
検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出するの
で、簡易、正確、かつ、迅速に心筋負荷指数を算出する
ことが可能となる。

【０２１１】さらに、算出した循環動態パラメータに基
づく大動脈起始部血圧及び心電図などにより別個に検出
した心拍数あるいは脈波波形から検出した心拍数に基づ
いて心筋負荷指数を算出するので、末梢部血圧を用いて
心筋負荷指数を算出する場合と比較して、より広範な条
件下で、最適な心筋負荷指数を算出することが可能とな
る。

【０２１２】また心筋負荷指数算出手段は、心拍数の変
動率が基準心拍数変動率以上の場合に、大動脈起始部血
圧及び検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出す
るので、常に大動脈起始部血圧及び検出した心拍数に基
づいて心筋負荷指数を算出する構成と比較して、より処
理を簡略化することができ、処理の高速化を図ることが
できる。

【０２１３】さらにまた、心筋負荷指数算出手段は、心
拍数の変動率が基準心拍数変動率未満の場合に末梢部血
圧及び検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出す
るので、正確な心筋負荷指数を得られるにも拘わらず、
処理を簡略化することが可能となる。

【０２１４】また心筋負荷指数算出手段は、算出した循
環動態パラメータの基準循環動態パラメータに対する変
動率が予め設定したパラメータ基準変動率以上の場合
に、大動脈起始部血圧及び検出した心拍数に基づいて心
筋負荷指数を算出するので、心筋負荷指数があまり変化
しない状態においては、不必要に演算処理を行うことが
ないので、処理の簡略化を図ることができる。

【０２１５】さらに心筋負荷指数算出手段は、循環動態
パラメータの変動率が基準パラメータ変動率未満の場合
に末梢部血圧及び検出した心拍数に基づいて心筋負荷指
数を算出するので、正確な心筋負荷指数を得られるにも
拘わらず、処理を簡略化することが可能となる。

【図面の簡単な説明】

【図１】 本発明の第１実施形態による脈波解析装置の
構成を示すブロック図である。

【図２】 第１実施形態における脈波検出装置，１回拍
出量測定器を用いた測定態様を示す図である。

【図３】 （ａ）は、人体の動脈系をモデル化した四要
素集中定数モデルを示す回路図、（ｂ ）は同じく五要
素集中定数モデルを示す回路図である。

【図４】 左心室圧波形と大動脈起始部の血圧波形とを
示す図である。

【図５】 大動脈起始部の血圧波形をモデル化した波形
を示す図である。

【図６】 第１実施形態における脈波解析装置の動作の
概要を示すフローチャートである。

【図７】 第１実施形態における脈波解析装置のパラメ
ータ算出処理の動作を示すフローチャートである。

【図８】 第１実施形態における脈波解析装置のパラメ
ータ算出処理の動作を示すフローチャートである。

【図９】 第１実施形態における脈波解析装置のα，ω
算出処理の動作を示すフローチャートである。

【図１０】 第１実施形態における脈波解析装置のω算
出処理の動作を示すフローチャートである。

【図１１】 第１実施形態における脈波解析装置の平均
化処理により得られた橈骨動脈波形を例示する波形図で
ある。

【図１２】 第１実施形態における脈波解析装置の演算
処理により得られた橈骨動脈波形と平均化処理により得
られた橈骨動脈波形とを重ね表示した波形図である。

【図１３】 第１実施形態における脈波解析装置の平均
化処理により得られた橈骨動脈波形へ適用する正規化の
処理内容を説明する図である。

【図１４】 左心室加圧時間ｔsと１拍の時間ｔpとの相
関を示す図である。

【図１５】 第２実施形態による脈波解析装置の構成を
示すブロック図である。

【図１６】 第２実施形態における脈波検出装置を用い
た測定態様を示す図である。

【図１７】 第２実施形態において、出力装置に表示さ
れる橈骨動脈波の測定波形と計算波形の重ね表示を示す
図である。

【図１８】 センサを除く脈波解析装置の構成部分を腕
時計に内蔵させ、センサを腕時計のバンドへ装着させた
形態の斜視図である。

【図１９】 センサを除く脈波解析装置の構成部分を腕
時計に内蔵させ、センサを指の根元に装着させた形態の
斜視図である。

【図２０】 センサを除く脈波解析装置の構成部分とセ
ンサをカフ帯によって上腕部に取り付けた形態の構成図
である。

【図２１】 本発明の第３実施形態による血圧測定装置
の構成を示すブロック図である。

【図２２】 第１のタイプの脈波における大動脈圧波形
（点線）と橈骨動脈波形（実線）の関係を表わす図であ
る。

【図２３】 、第２のタイプの脈波における大動脈圧波
形（点線）と橈骨動脈波形（実線）の関係を表わす図で
ある。

【図２４】 第３のタイプの脈波における大動脈圧波形
（点線）と橈骨動脈波形（実線）の関係を表わす図であ
る。

【図２５】 中枢部血管抵抗Ｒcとひずみ率ｄの関係を
表わす図である。

【図２６】 末梢部血管抵抗Ｒpとひずみ率ｄの関係を
表わす図である。

【図２７】 血流による慣性Ｌとひずみ率ｄの関係を表
わす図である。

【図２８】 コンプライアンスＣとひずみ率ｄの関係を
表わす図である。

【図２９】 収縮期面積法を説明した図である。

【図３０】 従来の技術による血圧測定装置の構成を示
す図である。

【図３１】 静電容量Ｃcを求めるプログラムのフロー
チャートである。

【図３２】 静電容量Ｃcを求める他のプログラムのフ
ローチャートである。

【図３３】 脈波波形の説明図である。

【符号の説明】

１ 脈波検出装置 ２ １回拍出量測定器 ３ Ａ／Ｄ変換器 ４ マイクロコンピュータ ５ キーボード ６ 出力装置 ７ モニタ ６１ 実測血圧表示部 ６２ 中枢部推定血圧表示部 ６３ 警告表示部 ６４ パラメータ表示部 ６５ プリンタ ６６ プリント指令ボタン ６７ ＣＲＴディスプレイ ６８ 心筋負荷指数表示部

Claims (24)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 生体の末梢部の脈波波形に基づいて概略
   駆出期間を含む前記生体の状態を測定する測定手段と、 前記生体の状態をもとに、前記生体の中枢部から末梢部
   に至る動脈系の循環動態を表わす循環動態パラメータと
   して、大動脈の粘弾性を含む循環動態パラメータを算出
   する解析手段と、 前記循環動態パラメータに基づいて前記生体の大動脈起
   始部血圧の推定値を算出する大動脈血圧算出手段と、 を備え、 前記解析手段は、前記循環動態パラメータを算出するに
   際し、前記概略駆出期間を初期値として算出した左心室
   加圧時間を用いることを特徴とする生体状態測定装置。
2. 【請求項２】 生体の末梢部血圧あるいは前記生体の末
   梢部の脈波波形に基づいて、前記生体の大動脈起始部血
   圧の推定値を算出する大動脈血圧算出手段と、 前記生体の心拍数を検出する心拍数検出手段と、 前記大動脈起始部血圧の推定値及び前記検出した心拍数
   に基づいて心筋負荷指数を算出する心筋負荷指数算出手
   段と、 を備えたことを特徴とする生体状態測定装置。
3. 【請求項３】 生体の末梢部の脈波波形から所定の伝達
   関数に基づいて前記生体の大動脈起始部血圧の推定値を
   算出する大動脈血圧算出手段と、 前記生体の心拍数を検出する心拍数検出手段と、 前記大動脈起始部血圧の推定値及び前記検出した心拍数
   に基づいて心筋負荷指数を算出する心筋負荷指数算出手
   段と、 を備えたことを特徴とする生体状態測定装置。
4. 【請求項４】 請求項１記載の生体状態測定装置におい
   て、 前記生体の心拍数を検出する心拍数検出手段と、 前記大動脈起始部血圧の推定値及び前記検出した心拍数
   に基づいて心筋負荷指数を算出する心筋負荷指数算出手
   段と、 を備えたことを特徴とする生体状態測定装置。
5. 【請求項５】 請求項１記載の生体状態測定装置におい
   て、 前記脈波波形に基づいて前記生体の心拍数を検出する心
   拍数検出手段と、 前記大動脈起始部血圧の推定値及び前記検出した心拍数
   に基づいて心筋負荷指数を算出する心筋負荷指数算出手
   段と、 を備えたことを特徴とする生体状態測定装置。
6. 【請求項６】 生体の末梢部の脈波波形に基づいて前記
   生体の状態を測定する測定手段と、 前記生体の状態をもとに、前記生体の中枢部から末梢部
   に至る動脈系の循環動態を表わす循環動態パラメータと
   して、大動脈の粘弾性を含む循環動態パラメータを算出
   する解析手段と前記循環動態パラメータに基づいて前記
   生体の大動脈起始部血圧の推定値を算出する大動脈血圧
   算出手段と、 前記生体の心拍数を検出する心拍数検出手段と、 前記大動脈起始部血圧の推定値及び前記検出した心拍数
   に基づいて心筋負荷指数を算出する心筋負荷指数算出手
   段と、 を備えたことを特徴とする生体状態測定装置。
7. 【請求項７】 請求項１、請求項４ないし請求項６のい
   ずれかに記載の生体状態測定装置において、 前記循環動態パラメータは、前記中枢部での血液粘性に
   よる血管抵抗，血液の慣性，前記末梢部での血管抵抗，
   前記末梢部での血管の粘弾性を含む、 ことを特徴とする生体状態測定装置。
8. 【請求項８】 請求項１、請求項４ないし請求項７のい
   ずれかに記載の生体状態測定装置において、 前記大動脈血圧算出手段は、大動脈弁に対応するダイオ
   ードと，前記中枢部での血液粘性による血管抵抗に対応
   する第１の抵抗と，血液の慣性に対応するインダクタン
   スと，前記大動脈の粘弾性に対応する第１の静電容量
   と，前記末梢部での血管抵抗に対応する第２の抵抗と，
   前記末梢部での血管の粘弾性に対応する第２の静電容量
   を有するモデルであって、一対の入力端子間に前記ダイ
   オードと前記第１の静電容量の直列回路が接続され、一
   対の出力端子間に前記第２の静電容量及び前記第２の抵
   抗からなる並列回路が挿入され、前記第１の静電容量の
   両端子間と前記出力端子との間に前記第１の抵抗及び前
   記インダクタンスからなる直列回路が挿入されてなる五
   要素集中定数モデルにより前記動脈系の循環動態をモデ
   ル化して、前記循環動態パラメータを決定するととも
   に、前記第１の静電容量の両端子間の電圧波形を前記大
   動脈圧波形とする、 ことを特徴とする生体状態測定装置。
9. 【請求項９】 請求項１、請求項４ないし請求項８のい
   ずれかに記載の生体状態測定装置において、 前記生体の状態は前記動脈系の末梢部における脈波であ
   り、 前記血圧算出手段は、前記生体の左心室圧に対応する電
   気信号が前記入力端子間に与えられたときに、前記脈波
   の波形に対応する電気信号が前記出力端子から得られる
   ように、前記五要素集中定数モデルを構成する各素子の
   値を決定することを特徴とする生体状態測定装置。
10. 【請求項１０】 請求項１、請求項４ないし請求項８の
    いずれかに記載の生体状態測定装置において、 前記生体の状態は前記動脈系の末梢部における脈波であ
    り、 前記脈波の波形から該脈波のひずみを算出するひずみ算
    出手段を有し、 前記血圧算出手段は、前記循環動態パラメータと前記脈
    波のひずみとの相関関係に基づいて前記循環動態パラメ
    ータを決定することを特徴とする生体状態測定装置。
11. 【請求項１１】 請求項１、請求項４ないし請求項１０
    のいずれかに記載の生体状態測定装置において、 前記生体の１回拍出量を検出する１回拍出量検出手段を
    有し、 前記血圧算出手段は、前記大動脈圧波形から得られる１
    回拍出量の計算値と、前記１回拍出量測定手段で測定さ
    れた１回拍出量の実測値とが一致するように、前記循環
    動態パラメータの値を調整することを特徴とする生体状
    態測定装置。
12. 【請求項１２】 請求項１、請求項４ないし請求項１１
    のいずれかに記載の生体状態測定装置において、 前記大動脈圧波形に基づいて前記生体の心臓の仕事量を
    算出する仕事量算出手段を有することを特徴とする生体
    状態測定装置。
13. 【請求項１３】 請求項１、請求項４ないし請求項１２
    のいずれかに記載の生体状態測定装置において、前記検
    出した心拍数の安静時の心拍数である基準心拍数に対す
    る変動率が予め設定した基準心拍数変動率を越えたか否
    かを判別する判別手段を有し、前記心筋負荷指数算出手
    段は、前記判別に基づいて前記変動率が前記基準心拍数
    変動率以上の場合に、前記大動脈起始部血圧及び前記検
    出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出することを
    特徴とする生体状態測定装置。
14. 【請求項１４】 請求項１３記載の生体状態測定装置に
    おいて、 前記生体の末梢部血圧を非観血的に検出する末梢部血圧
    検出手段と、 前記心筋負荷指数算出手段は、前記判別に基づいて前記
    変動率が前記基準心拍数変動率未満の場合に前記末梢部
    血圧及び前記検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を
    算出することを特徴とする生体状態測定装置。
15. 【請求項１５】 請求項１、請求項４ないし請求項１２
    のいずれかに記載の生体状態測定装置において、 前記心筋負荷指数算出手段は、前記算出した循環動態パ
    ラメータの所定のタイミングにおける前記循環動態パラ
    メータである基準循環動態パラメータに対する変動率が
    予め設定したパラメータ基準変動率以上の場合に、前記
    大動脈起始部血圧及び前記検出した心拍数に基づいて心
    筋負荷指数を算出することを特徴とする生体状態測定装
    置。
16. 【請求項１６】 請求項１５記載の生体状態測定装置に
    おいて、 前記生体の末梢部血圧を非観血的に検出する末梢部血圧
    検出手段を有し、 前記心筋負荷指数算出手段は、前記判別に基づいて前記
    変動率が前記基準パラメータ変動率未満の場合に前記末
    梢部血圧及び前記検出した心拍数に基づいて心筋負荷指
    数を算出することを特徴とする生体状態測定装置。
17. 【請求項１７】 生体の末梢部の脈波波形に基づいて概
    略駆出期間を含む前記生体の状態を測定する測定プロセ
    スと、 前記生体の状態をもとに、前記生体の中枢部から末梢部
    に至る動脈系の循環動態を表わす循環動態パラメータと
    して、大動脈の粘弾性を含む循環動態パラメータを算出
    する解析プロセスと、 前記循環動態パラメータに基づいて前記生体の大動脈起
    始部血圧の推定値を算出する大動脈血圧算出プロセス
    と、 を備え、 前記解析プロセスは、前記循環動態パラメータを算出す
    るに際し、前記概略駆出期間を初期値として算出した左
    心室加圧時間を用いることを特徴とする生体状態測定方
    法。
18. 【請求項１８】 生体の末梢部の脈波波形に基づいて前
    記生体の状態を測定する測定プロセスと、 前記生体の状態をもとに、前記生体の中枢部から末梢部
    に至る動脈系の循環動態を表わす循環動態パラメータと
    して、大動脈の粘弾性を含む循環動態パラメータを算出
    する解析プロセスと前記循環動態パラメータに基づいて
    前記生体の大動脈起始部血圧の推定値を算出する大動脈
    血圧算出プロセスと、 前記生体の心拍数を検出する心拍数検出プロセスと、 前記大動脈起始部血圧及び前記検出した心拍数に基づい
    て心筋負荷指数を算出する心筋負荷指数算出プロセス
    と、 を備えたことを特徴とする生体状態測定方法。
19. 【請求項１９】 請求項１８記載の生体状態測定方法に
    おいて、 前記検出した心拍数の安静時の心拍数である基準心拍数
    に対する変動率が予め設定した基準心拍数変動率を越え
    たか否かを判別する判別判別プロセスを有し、 前記心筋負荷指数算出プロセスは、前記判別に基づいて
    前記変動率が前記基準心拍数変動率以上の場合に、前記
    大動脈起始部血圧及び前記検出した心拍数に基づいて心
    筋負荷指数を算出することを特徴とする生体状態測定方
    法。
20. 【請求項２０】 請求項１９記載の生体状態測定方法に
    おいて、 前記生体の末梢部血圧を非観血的に検出する末梢部血圧
    検出プロセスを有し、 前記心筋負荷指数算出プロセスは、前記判別に基づいて
    前記変動率が前記基準心拍数変動率未満の場合に前記末
    梢部血圧及び前記検出した心拍数に基づいて心筋負荷指
    数を算出することを特徴とする生体状態測定方法。
21. 【請求項２１】 請求項１７記載の生体状態測定方法に
    おいて、 前記生体の心拍数を検出する心拍数検出プロセスと、 前記大動脈起始部血圧の推定値及び前記検出した心拍数
    に基づいて心筋負荷指数を算出する心筋負荷指数算出プ
    ロセスと、 を備えたことを特徴とする生体状態測定方法。
22. 【請求項２２】 請求項１７記載の生体状態測定方法に
    おいて、 前記脈波波形に基づいて前記生体の心拍数を検出する心
    拍数検出プロセスと、前記大動脈起始部血圧の推定値及
    び前記検出した心拍数に基づいて心筋負荷指数を算出す
    る心筋負荷指数算出プロセスと、 を備えたことを特徴とする生体状態測定方法。
23. 【請求項２３】 請求項１７ないし請求項２２のいずれ
    かに記載の生体状態測定方法において、 前記心筋負荷指数算出プロセスは、前記算出した循環動
    態パラメータの所定のタイミングにおける前記循環動態
    パラメータである基準循環動態パラメータに対する変動
    率が予め設定したパラメータ基準変動率を以上の場合
    に、前記大動脈起始部血圧及び前記検出した心拍数に基
    づいて心筋負荷指数を算出することを特徴とする生体状
    態測定方法。
24. 【請求項２４】 請求項２３記載の生体状態測定方法に
    おいて、 前記生体の末梢部血圧を非観血的に検出する末梢部血圧
    検出プロセスを有し、 前記心筋負荷指数算出プロセスは、前記判別に基づいて
    前記変動率が前記基準パラメータ変動率未満の場合に前
    記末梢部血圧及び前記検出した心拍数に基づいて心筋負
    荷指数を算出することを特徴とする生体状態測定方法。