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JP2000333910A - 心機能監視装置 - Google Patents

心機能監視装置

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Publication number
JP2000333910A
JP2000333910A JP11145502A JP14550299A JP2000333910A JP 2000333910 A JP2000333910 A JP 2000333910A JP 11145502 A JP11145502 A JP 11145502A JP 14550299 A JP14550299 A JP 14550299A JP 2000333910 A JP2000333910 A JP 2000333910A
Authority
JP
Japan
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pressure
ejection period
aortic pressure
aortic
heart
Prior art date
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Pending
Application number
JP11145502A
Other languages
English (en)
Inventor
Kazuko Hayashi
和子 林
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Nippon Colin Co Ltd
Original Assignee
Nippon Colin Co Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Nippon Colin Co Ltd filed Critical Nippon Colin Co Ltd
Priority to JP11145502A priority Critical patent/JP2000333910A/ja
Priority to US09/575,822 priority patent/US6254544B1/en
Priority to EP00111313A priority patent/EP1055394A3/en
Publication of JP2000333910A publication Critical patent/JP2000333910A/ja
Pending legal-status Critical Current

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Abstract

(57)【要約】 【課題】 心機械効率Ｅes／Ｅa を、非侵襲に簡便に連
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。 【解決手段】 心機械効率算出手段８８（Ｓ１４）によ
り、予め設定された数式１に示される関係を用いて、非
観血的に求められた前駆出期間ＰＥＰ、駆出期間ＥＴ、
拡張末期大動脈圧Ｐadおよび収縮末期大動脈圧Ｐedに基
づいて、左心室収縮末期エラスタンスＥesと大動脈実効
エラスタンスＥa との比である心機械効率Ｅes／Ｅa が
算出されるので、心機能に対応する心機械効率Ｅes／Ｅ
a が非侵襲で簡便に連続的に監視できる。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、生体の心臓の機械
的な効率である心機械効率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、この左心室収縮末期エラス
タンスＥesと大動脈実効エラスタンスＥa との比Ｅes／
Ｅa 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、その比Ｅes／Ｅa 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を収縮末期容積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、従来
は、切開手術やカテ−テルの挿入などを必要とする観血
的方法でそれら左心室の内圧と容積を求める必要があ
り、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を拡張末期容積Ｖedと
収縮末期容積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、従来は、観血的に左心室の
内圧と容積を求める必要があり、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Ｅes
／Ｅa を、非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種
々検討を重ねた結果、連続的に得られる左心室内の圧力
値Ｐ（ｔ）を、連続的に得られる左心室内の容積値Ｖ
（ｔ）と前記左心室アンストレスト容積Ｖ0 との差（Ｖ
（ｔ）−Ｖ0 ）で除算することにより圧容積比すなわち
エラスタンスＥ（ｔ）を求め、時間軸とエラスタンス軸
との二次元座標において描かれる図８に示すような時間
−エラスタンス曲線において、図９に示すように時間−
エラスタンス曲線の最大エラスタンスＥmax すなわち左
心室収縮末期エラスタンスＥesまでの曲線について、前
駆出期間ＰＥＰに対応する曲線が一本の直線Ｌ1 によ
り、駆出期間ＥＴに対応する曲線が一本の直線Ｌ2 によ
り近似されるとしたとき、直線Ｌ2 の傾きｋ2 と直線Ｌ
1 の傾きｋ1の比ｋ2 ／ｋ1 をｋとすると、左心室収縮
末期エラスタンスＥesと大動脈収縮末期エラスタンスＥ
a との比すなわち心機械効率Ｅes／Ｅa が、左心室の拡
張末期における大動脈内圧すなわち拡張末期大動脈圧Ｐ
ad、左心室の収縮末期における大動脈内圧すなわち収縮
末期大動脈圧Ｐes、心臓の左心室の駆出期間ＥＴと前駆
出期間ＰＥＰおよび上記２直線Ｌ1 、Ｌ2 の傾きの比ｋ
を用いて表すことが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）前記生体の大動脈圧の推定値である
推定大動脈圧を決定する推定大動脈圧決定手段と、
（ｄ）その推定大動脈圧決定手段により決定された推定
大動脈圧に基づいて、前記生体の拡張末期における大動
脈内圧である拡張末期大動脈圧を決定する拡張末期大動
脈圧決定手段と、（ｅ）その推定大動脈圧決定手段によ
り決定された推定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である収縮末期大動脈圧を決定
する収縮末期大動脈圧決定手段と、（ｆ）予め設定され
た関係から、前記前駆出期間決定手段により決定された
前駆出期間と、前記駆出期間決定手段により決定された
駆出期間と、前記拡張末期大動脈圧決定手段により決定
された拡張末期大動脈圧と、前記収縮末期大動脈圧決定
手段により決定された収縮末期大動脈圧とに基づいて、
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
により、予め設定された関係を用いて、非観血的に求め
られた前駆出期間、駆出期間、拡張末期大動脈圧および
収縮末期大動脈圧に基づいて、左心室収縮末期エラスタ
ンスと大動脈実効エラスタンスとの比である心機械効率
が算出される。従って、心機能に対応する心機械効率が
非侵襲で簡便に連続的に監視できる。
【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。
【数１】Ｅes／Ｅa ＝（Ｐad／Ｐes）〔１＋ｋ（ＥＴ／
ＰＥＰ）〕─１
【０００９】数式１は、図８に示すような時間−エラス
タンス曲線において、図９に示すように、最大エラスタ
ンスＥmax すなわち左心室収縮末期エラスタンスＥesま
での曲線を２本の直線Ｌ1 、Ｌ2 で近似したとき、心機
械効率Ｅes／Ｅa が、拡張末期大動脈圧Ｐad、収縮末期
大動脈圧Ｐes、駆出期間ＥＴ、前駆出期間ＰＥＰ、およ
び上記２直線Ｌ1 、Ｌ2 の傾きの比ｋを用いて表すこと
ができるという事実から求められたものである。
【００１０】また、好適には、前記数式１の傾きの比ｋ
は、心機械効率および前記駆出期間と前記前駆出期間と
の比の少なくとも一方の関数として表される変数であ
る。このようにすれば、心機械効率算出手段により、よ
り信頼性のある心機械効率が算出される利点がある。因
みに、傾きの比ｋを、心機械効率および駆出期間と前駆
出期間との比の少なくとも一方の関数としたのは、観血
的手法により心機械効率および上記傾きの比ｋを求めた
ところ、その傾きの比ｋが、心機械効率、および駆出期
間と前駆出期間との比と一定の相関関係があることを見
いだしたことに基づくものである。
【００１１】また、好適には、前記数式１の傾きの比ｋ
は、心機械効率および前記駆出期間と前記前駆出期間と
の比の関数として表される変数である。このようにすれ
ば、心機械効率算出手段により、より一層信頼性のある
心機械効率が算出される利点がある。
【００１２】また、好適には、前記数式１の変数ｋは、
数式２に示されるものである。
【数２】 ｋ＝ａ（Ｅes／Ｅa ）b ＋ｃ（ＥＴ／ＰＥＰ）＋ｄ （ただし、ａ，ｂ，ｃ，ｄは実験的に求められる定数） 上記数式２に示される関係は、変数ｋが上記観血的手法
により測定した心機械効率と指数関数的関係にあったと
いう事実、および変数ｋが駆出期間ＥＴと前駆出期間Ｐ
ＥＰとの比（ＥＴ／ＰＥＰ）と直線的関係にあったとい
う事実に基づいて決定したものである。
【００１３】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。
【００１４】また、好適には、前記拡張末期大動脈圧決
定手段は、前記心電誘導波形のＱ波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拡張末期大動脈
圧Ｐ adとして決定するものである。このようにすれば、
非侵襲で拡張末期大動脈圧Ｐ adが正確に決定される利点
がある。
【００１５】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。
【００１６】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I 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期間
ＰＥＰとして決定するものである。このようにすれば、
非侵襲で前駆出期間ＰＥＰが正確に決定される利点があ
る。
【００１７】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の発生までの区間（ＰＥＰ＋ＥＴ）
から、上記前駆出期間ＰＥＰを差し引くことにより駆出
期間ＥＴ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ＥＴ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ＥＴを決定する。このようにすれば、駆出期間Ｅ
Ｔを非侵襲で正確に算出できる利点がある。
【００１８】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心機械効率Ｅ
es／Ｅa 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Ｅes／Ｅa
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Ｅes／Ｅa 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
機能の異常を予測することが可能となる利点がある。
【００１９】
【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。
【００２０】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。
【００２１】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。
【００２２】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。
【００２３】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。
【００２４】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。
【００２５】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。
【００２６】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。
【００２７】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。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ＢＰ
DIA 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Ｐ Mmin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）ＰMmaxおよび最低値（下ピーク値）ＰMminに基
づいて最高血圧値ＭＢＰSYS および最低血圧値ＭＢＰ
DIA （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ＭＢＰSYS
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を示す波形を連続的に表示させる。
【００２８】上記対応関係は、たとえば図２に示すもの
であり、数式３により表される。この数式３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３】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。
【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。
【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、および圧脈波信号ＳＭ
2 を処理して、拡張末期大動脈圧Ｐad、収縮末期大動脈
圧Ｐ es、前駆出期間ＰＥＰ、駆出期間ＥＴを算出し、さ
らに算出した拡張末期大動脈圧Ｐad、収縮末期大動脈圧
Ｐes、前駆出期間ＰＥＰ、駆出期間ＥＴから、予め設定
された前記数式１に基づいて心機械効率Ｅes／Ｅa 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Ｅes／Ｅa 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。
【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７６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。推定血圧値決定手段すなわち動脈圧波形推定手段８
０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は推定大動脈
圧決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上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。
【００３５】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。なお、第１心音Ｉの終わりの判断が困難な場
合、第１心音Ｉの終わりに代えて、心室筋の興奮すなわ
ち左心室の収縮の開始を表す心電誘導波形のＱ，Ｒ，Ｓ
波が用いられてもよい。
【００３６】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。また、心電誘導波形のＱ波とＲ波との時間間
隔が問題にならない場合は、より検出が容易なＲ波がＱ
波に代えて用いられてもよい。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、心臓の左心室
の心筋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で、
等容積性収縮期間とも呼ばれる。
【００３７】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ＥＴ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計数すること
などにより計測し、駆出期間ＥＴ（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ＥＴとの合計値
（ＰＥＰ＋ＥＴ）を算出し、その合計値（ＰＥＰ＋Ｅ
Ｔ）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ＥＴ（秒）
を１拍毎に算出してもよい。この場合も、前記前駆出期
間算出手段８４と同様に、心電誘導波形のＱ波に代え
て、Ｒ波が用いられてもよい。また或いは、前記動脈圧
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ＥＴ（秒）を算出してもよい。
【００３８】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Ｂ
Ｐ(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Ｔ
Ｄ後に撓骨動脈に伝播するので、第２心音の始まりを判
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。
【００３９】拡張末期大動脈圧決定手段９２は、動脈圧
波形推定手段８０により推定された大動脈圧に基づい
て、生体の左心室拡張末期における大動脈内圧Ｐadを決
定する。例えば、心筋の収縮開始すなわち拡張終了を示
す前記心電誘導波形のＱ波の発生時点から、時間差算出
手段８２により得られた時間差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
値を拡張末期大動脈圧Ｐ adとして決定する。
【００４０】心機械効率算出手段８８は、前記数式１に
示すような予め設定された関係から、前駆出期間決定手
段８４により求められた前駆出期間ＰＥＰ、駆出期間決
定手段８６により求められた駆出期間ＥＴ、収縮末期大
動脈圧決定手段９０により求められた収縮末期大動脈圧
Ｐesおよび拡張末期大動脈圧決定手段９２により求めら
れた拡張末期大動脈圧Ｐadに基づいて、左心室収縮末期
エラスタンスＥesと大動脈実効エラスタンスＥa との比
すなわち心機械効率Ｅes／Ｅa を算出する。なお、数式
１が用いられる場合は、数式１の「ｋ」は、心機械効率
Ｅes／Ｅa の関数、または駆出期間ＥＴと前駆出期間Ｐ
ＥＰとの比（ＥＴ／ＰＥＰ）の関数、または心機械効率
Ｅes／Ｅa および駆出期間ＥＴと前駆出期間ＰＥＰとの
比（ＥＴ／ＰＥＰ）の関数として予め実験的に決定され
た関数が用いられてもよいし、予め実験的に決定された
定数（たとえば０．７）であってもよい。たとえば、数
式１の「ｋ」が、心機械効率Ｅes／Ｅa および比ＥＴ／
ＰＥＰの関数とされる場合、観血的手法により測定した
心機械効率Ｅes／Ｅa 、その測定された心機械効率Ｅes
／Ｅa に基づいて決定された上記「ｋ」、および上記比
ＥＴ／ＰＥＰを用いて、非線形最小２乗法により前記数
式２の定数ａ，ｂ，ｃ，ｄを決定した数式４が用いられ
る。
【００４１】
【数４】ｋ＝０．７２（Ｅes／Ｅa ）0.41−０．０４５
（ＥＴ／ＰＥＰ）−０．０９１
【００４２】ここで、前記数式１について説明する。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
圧力容積ル−プは、等容積性拡張線Ｌ3 、等圧力性拡張
線Ｌ4 、等容積性収縮線Ｌ5 、等圧力性収縮線Ｌ6 から
成る矩形として略表される。図において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、この左心室アンストレスト容積Ｖ
o は、図７に示すように、各圧力容積ループの等容積性
拡張線Ｌ3 と等圧力性収縮線Ｌ6 との交点すなわち等圧
力性収縮終了点と左心室容積Ｖとの関係を示す線すなわ
ち収縮末期圧−容積関係線Ｌesと、上記容積軸との交点
である。
【００４３】この略矩形で表される圧力容積ループを示
す図６において、エラスタンスＥ(t) は、連続的に得ら
れる左心室内の圧力値Ｐ（ｔ）を、左心室内の容積値Ｖ
（ｔ）と前記左心室アンストレスト容積Ｖ0 との差（Ｖ
（ｔ）−Ｖ0 ）で除算することで求められるため、圧容
積比とも呼ばれる。従って、左心室収縮末期エラスタン
スＥesは、左心室収縮末期における圧容積比すなわち上
記収縮末期圧−容積関係線Ｌesの傾きであり、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。また、大動脈実効エラスタ
ンスＥa は、容積軸上の拡張末期容積Ｖedと前記等圧力
性収縮終了点とを結ぶ線Ｌa の傾きである。
【００４４】この図６の圧力容積ル−プから逐次算出さ
れるエラスタンスＥ(t) を縦軸とし、時間を横軸とする
二次元座標の圧容積比図は、図８に示すような曲線で表
される。なお、図８に示す曲線は一拍分のエラスタンス
Ｅ(t) について示してある。図９は、図８の圧容積比曲
線のうち、最大圧容積比Ｅmax すなわち左心室収縮末期
エラスタンスＥesまでの曲線を２本の直線Ｌ1 、Ｌ2 で
近似した図である。図９において、前駆出期間ＰＥＰに
対応する曲線が直線Ｌ1 により、駆出期間ＥＴに対応す
る曲線が直線Ｌ2 により近似されている。
【００４５】前駆出期間ＰＥＰの終了時点のエラスタン
スＥadは、図６の等容積性収縮線Ｌ 5 と等圧力性収縮線
Ｌ6 の交点と左心室アンストレスト容積Ｖ0 を結ぶ直線
の傾きであるので、前駆出期間ＰＥＰ終了時点における
左心室内の圧力を左心室拡張末期容積Ｖedと左心室アン
ストレスト容積Ｖ0 の差（Ｖed−Ｖ0 ）で除したものと
して求められるが、前駆出期間ＰＥＰ終了時には左心室
内圧と大動脈内圧は等しく、前駆出期間ＰＥＰ終了時の
大動脈内圧は前駆出期間ＰＥＰ開始時すなわち左心室拡
張末期における大動脈圧Ｐadと略等しい。従って、前駆
出期間ＰＥＰ終了時点のエラスタンスＥ（ｔ）は、拡張
末期大動脈圧Ｐadを左心室拡張末期容積Ｖedと左心室ア
ンストレスト容積Ｖ0 の差（Ｖed−Ｖ0 ）で除したもの
として表すことができる。従って、直線Ｌ1 の傾きｋ1
は数式５で表される。
【００４６】
【数５】ｋ1 ＝（Ｐad／（Ｖed−Ｖ0 ））／ＰＥＰ
【００４７】直線Ｌ2 の傾きｋ2 は、図９に示すよう
に、駆出期間ＥＴの終了時点のエラスタンスＥ（ｔ）す
なわち左心室収縮末期エラスタンスＥesと上記前駆出期
間ＰＥＰ終了時点のエラスタンスＥadとの差（Ｅes−Ｅ
ad）を、駆出期間ＥＴで割ったものである。ところで、
左心室収縮末期エラスタンスＥesは、前記収縮末期圧−
容積関係線Ｌesの傾きであるので、直線Ｌ2 の傾きｋ2
は数式６で表される。なお、Ｐmax は、血液の駆出がな
いとした場合の推定ピーク圧であり、収縮末期圧−容積
関係線Ｌesと等容積性収縮線Ｌ5 との交点における左心
室内圧である。
【００４８】
【数６】ｋ2 ＝〔Ｐmax ／（Ｖed−Ｖ0 ）−Ｐad／（Ｖ
ed−Ｖ0 ）〕／ＥＴ
【００４９】前記数式１のｋは、上記直線Ｌ1 の傾きｋ
1 と上記直線Ｌ2 の傾きｋ2 との比であるので、数式７
のように表すことができる。
【数７】 ｋ＝｛（Ｐmax −Ｐad）／Ｐad｝×（ＥＴ／ＰＥＰ）
【００５０】ここで、図６より、左心室収縮末期エラス
タンスＥesは数式８としても表すことができ、大動脈実
効エラスタンスＥa は数式９で表されることから、心機
械効率Ｅes／Ｅa は、数式１０として表される。この数
式１０に、前記数式７をＰma x について整理した式を代
入すると、前記数式１が得られるのである。
【数８】Ｅes＝（Ｐmax −Ｐes）／（Ｖed−Ｖes）
【数９】Ｅa ＝Ｐes／（Ｖed−Ｖes）
【数１０】Ｅes／Ｅa ＝（Ｐmax −Ｐes）／Ｐes
【００５１】図３に戻って、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心機械効
率Ｅes／Ｅa を、たとえば図１０に示すようにトレンド
グラフ形式で表示器３２に表示させる。本実施例の心機
械効率Ｅes／Ｅa は、生体の心機能が高くなるほど大き
な値を示す。
【００５２】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）Ｓ１では、カフ１
０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Ｓ１の判断が否定された場合はＳ４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Ｓ２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Ｓ３
では、圧脈波センサ４６の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ＰM と血圧測定手段によりカ
フ１０を用いて測定された血圧値ＢＰ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Ｓ４において、上記対応関係を用いて
圧脈波センサ４６のアクティブエレメントにより検出さ
れる圧脈波信号ＳＭ2 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。
【００５３】続くＳ５では、心電誘導信号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Ｓ５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Ｓ５の判断
が肯定された場合には、Ｓ６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Ｓ６の判断が否定された場合には繰り返しＳ６
の判断が実行されるが、肯定された場合には、Ｓ７にお
いて、上記Ｑ波の発生時から第１心音I の終端までの時
間が前駆出期間ＰＥＰとして決定される。従って、本実
施例では、上記Ｓ５乃至Ｓ７が前駆出期間決定手段８４
に対応している。
【００５４】続くＳ８では、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Ｓ８の判断が否定された場合には繰り返しＳ８
の判断が実行されるが、肯定された場合には、続く時間
差算出手段８２に対応するＳ９において、Ｓ６において
検出された第１心音I の終端点からＳ８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が算出され
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。
【００５５】続く拡張末期大動脈圧決定手段９２に対応
するＳ１０では、Ｓ５において検出された心電誘導波形
のＱ波の発生時点から、Ｓ９において算出された大動脈
圧波形が撓骨動脈５６まで伝播する時間差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
ち血圧値を拡張末期大動脈圧Ｐadとして決定する。
【００５６】続くＳ１１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Ｓ
１１の判断が否定された場合には繰り返しＳ１１の判断
が実行されるが、肯定された場合には、Ｓ１２におい
て、Ｓ６において検出された第１心音I の終端点からＳ
１１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ＥＴとして決
定される。従って、本実施例では、上記Ｓ６、Ｓ１１お
よびＳ１２が駆出期間決定手段８６に対応している。
【００５７】続く収縮末期大動脈圧決定手段９０に対応
するＳ１３では、Ｓ１１において第２心音IIの始まりが
検出された時点から、Ｓ１０において算出された大動脈
圧が撓骨動脈５６まで伝播する時間差ＴＤだけ後の時間
における推定動脈圧波形ＢＰ(t) の大きさが収縮末期大
動脈圧Ｐesとして決定される。
【００５８】次いで、心機械効率算出手段８８に対応す
るＳ１４では、前記数式１に示す関係式、および前記数
式２に示す関係式に、上記拡張末期大動脈圧Ｐad、上記
収縮末期大動脈圧Ｐes、上記前駆出期間ＰＥＰおよび駆
出期間ＥＴが代入された後に、それら２式に基づいて心
機械効率Ｅes／Ｅa が算出される。続く表示制御手段９
８に対応するＳ１５では、上記Ｓ１４で算出された心機
械効率Ｅes／Ｅa の値が表示器３２において表示され、
且つその心機械効率Ｅes／Ｅa 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に表示され
る。
【００５９】上述のように、本実施例によれば、心機械
効率算出手段８８（Ｓ１４）により、予め設定された数
式１に示される関係を用いて、非観血的に求められた前
駆出期間ＰＥＰ、駆出期間ＥＴ、拡張末期大動脈圧Ｐad
および収縮末期大動脈圧Ｐedに基づいて、左心室収縮末
期エラスタンスＥesと大動脈実効エラスタンスＥa との
比である心機械効率Ｅes／Ｅa が算出されるので、心機
能に対応する心機械効率Ｅes／Ｅa が非侵襲で簡便に連
続的に監視できる。
【００６０】図１２は、上述のようにして算出（推定）
した心機械効率Ｅes／Ｅa と、観血的手法により実測し
た心機械効率Ｅes／Ｅa との相関を示す図である。推定
した心機械効率Ｅes／Ｅa を「ｘ」とし、実測した心機
械効率Ｅes／Ｅa を「ｙ」とすると、数式１１の関係が
得られ、また平均２乗誤差は０．１２１１であったこと
から、実用的な精度を有している。
【００６１】
【数１１】ｙ＝０．９６ｘ＋０．０３ （ｒ2 ＝０．９６１４，ｐ＜０．００１）
【００６２】また、本実施例によれば、前記数式１の
「ｋ」は、心機械効率Ｅes／Ｅa および駆出期間ＥＴと
前駆出期間ＰＥＰとの比（ＥＴ／ＰＥＰ）の関数として
表される変数であるので、心機械効率算出手段８８（Ｓ
１４）により、より一層信頼性のある心機械効率Ｅes／
Ｅa が算出される利点がある。
【００６３】また、本実施例によれば、拡張末期大動脈
圧決定手段９２（Ｓ１０）は、心電誘導波形のＱ波が検
出された時点の大動脈圧に対応する推定動脈圧波形ＢＰ
（ｔ）を拡張末期大動脈圧Ｐadとして決定するものであ
るので、非侵襲で拡張末期大動脈圧Ｐadが正確に決定さ
れる利点がある。
【００６４】また、本実施例によれば、収縮末期大動脈
圧決定手段９０（Ｓ１３）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推定動脈圧波形
ＢＰ（ｔ）を収縮末期大動脈圧Ｐesとして決定するもの
であるので、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。
【００６５】また、本実施例によれば、前駆出期間決定
手段８４（Ｓ５乃至Ｓ７）は、心電誘導装置６８から得
られた心電誘導波形のＱ波からマイクロホン６２により
検出された第心１音I 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期
間ＰＥＰとして決定するものであるので、非侵襲で前駆
出期間ＰＥＰが正確に決定される利点がある。
【００６６】また、好適には、駆出期間決定手段８６
（Ｓ６、Ｓ１１乃至Ｓ１２）は、マイクロホン６２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
の区間が駆出期間ＥＴとして決定されるので、駆出期間
ＥＴを非侵襲で正確に算出できる利点がある。
【００６７】また、本実施例では、前記心機能監視装置
８は、心機械効率算出手段８８（Ｓ１４）により逐次算
出された心機械効率Ｅes／Ｅa 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
（Ｓ１５）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Ｅes／Ｅa 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
異常を予測することができる利点がある。
【００６８】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。
【００６９】たとえば、前述の収縮末期大動脈圧決定手
段９０は、収縮末期大動脈圧Ｐesを、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していたが、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）の面積の重心点
の圧力値としても表現され得る。
【００７０】また、前述の実施例では、拡張末期大動脈
圧決定手段９２は、心電誘導波形のＱ波の発生から時間
差ＴＤだけ経過した後の推定動脈圧波形ＢＰ（ｔ）の大
きさを拡張末期大動脈圧Ｐadとして決定していたが、左
心室拡張末期における大動脈圧は、図５に示すように、
比較的長い間にわたりあまり大きく変化しないので、第
１心音I が検出されている間の任意の時点、または心電
誘導波形のＲ波あるいはＳ波の検出時点における大動脈
圧を推定動脈圧波形ＢＰ（ｔ）から推定して拡張末期大
動脈圧Ｐadとして決定してもよい。また或いは、推定動
脈圧波形ＢＰ（ｔ）の立ち上がり点を拡張末期大動脈圧
Ｐadとして決定してもよい。
【００７１】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。
【図面の簡単な説明】
【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。
【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。
【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。
【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。
【図５】図３の前駆出期間決定手段および駆出期間決定
手段により算出される前駆出期間ＰＥＰおよび駆出期間
ＥＴ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。
【図７】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。
【図８】図６の一拍分の圧力容積ル−プに対応するエラ
スタンスを示す圧容積比図である。
【図９】図８の一拍分のエラスタンスの最大圧容積比Ｅ
max までの曲線を２本の直線で近似した図である。
【図１０】図１の心機能監視装置において、表示器に表
示される心機械効率Ｅes／Ｅa の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を示す図である。
【図１２】非観血的に算出した心機械効率Ｅes／Ｅ
a と、観血的手法により実測した心機械効率Ｅes／Ｅa
との相関を示す図である。
【符号の説明】
８：心機能監視装置 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：拡張末期大動脈圧決定手段

Claims (1)

    【特許請求の範囲】
  1. 【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、 前記生体の大動脈圧の推定値である推定大動脈圧を決定
    する推定大動脈圧決定手段と、 該推定大動脈圧決定手段により決定された推定大動脈圧
    に基づいて、前記生体の拡張末期における大動脈内圧で
    ある拡張末期大動脈圧を決定する拡張末期大動脈圧決定
    手段と、 該推定大動脈圧決定手段により決定された推定大動脈圧
    に基づいて、前記生体の収縮末期における大動脈内圧で
    ある収縮末期大動脈圧を決定する収縮末期大動脈圧決定
    手段と、 予め設定された関係から、前記前駆出期間決定手段によ
    り決定された前駆出期間と、前記駆出期間決定手段によ
    り決定された駆出期間と、前記拡張末期大動脈圧決定手
    段により決定された拡張末期大動脈圧と、前記収縮末期
    大動脈圧決定手段により決定された収縮末期大動脈圧と
    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。
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Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2002085203A1 (en) * 2001-04-19 2002-10-31 Seiko Epson Corporation Central blood pressure waveform estimating device and peripheral blood pressure waveform detecting device
EP1264573A3 (en) * 2001-06-06 2004-01-21 Colin Corporation Blood-pressure measurement apparatus capable of heart function assessment
JP2004287894A (ja) * 2003-03-24 2004-10-14 Mitsubishi Electric Corp 切断経路作成装置及び切断経路作成方法
JP2009136656A (ja) * 2007-12-10 2009-06-25 National Yang Ming Univ カフ圧力の振動波形の解析技術を利用した遠位動脈血圧の計算の改良
JP2015146966A (ja) * 2014-02-07 2015-08-20 国立大学法人福井大学 循環動態監視装置
WO2022059653A1 (ja) * 2020-09-15 2022-03-24 テルモ株式会社 動脈圧推定装置、動脈圧推定システム、及び動脈圧推定方法

Families Citing this family (26)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6453201B1 (en) 1999-10-20 2002-09-17 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device with voice responding and recording capacity
US6368283B1 (en) * 2000-09-08 2002-04-09 Institut De Recherches Cliniques De Montreal Method and apparatus for estimating systolic and mean pulmonary artery pressures of a patient
US6524544B1 (en) * 2000-10-27 2003-02-25 Aeronex, Inc. Self-regenerative process for contaminant removal from ammonia
JP3587798B2 (ja) 2001-04-04 2004-11-10 コーリンメディカルテクノロジー株式会社 連続血圧監視装置
US7052466B2 (en) * 2001-04-11 2006-05-30 Cardiac Pacemakers, Inc. Apparatus and method for outputting heart sounds
WO2006138728A2 (en) * 2005-06-17 2006-12-28 The Research Foundation Of State University Of New York Method of determining cardiac indicators
US8442607B2 (en) 2006-09-07 2013-05-14 Sotera Wireless, Inc. Hand-held vital signs monitor
US9575560B2 (en) 2014-06-03 2017-02-21 Google Inc. Radar-based gesture-recognition through a wearable device
US9811164B2 (en) 2014-08-07 2017-11-07 Google Inc. Radar-based gesture sensing and data transmission
US9921660B2 (en) 2014-08-07 2018-03-20 Google Llc Radar-based gesture recognition
US9778749B2 (en) 2014-08-22 2017-10-03 Google Inc. Occluded gesture recognition
US11169988B2 (en) 2014-08-22 2021-11-09 Google Llc Radar recognition-aided search
US9600080B2 (en) 2014-10-02 2017-03-21 Google Inc. Non-line-of-sight radar-based gesture recognition
US10064582B2 (en) 2015-01-19 2018-09-04 Google Llc Noninvasive determination of cardiac health and other functional states and trends for human physiological systems
US10016162B1 (en) 2015-03-23 2018-07-10 Google Llc In-ear health monitoring
US9848780B1 (en) 2015-04-08 2017-12-26 Google Inc. Assessing cardiovascular function using an optical sensor
EP3521853B1 (en) 2015-04-30 2021-02-17 Google LLC Rf-based micro-motion tracking for gesture tracking and recognition
US10310620B2 (en) 2015-04-30 2019-06-04 Google Llc Type-agnostic RF signal representations
WO2016176574A1 (en) 2015-04-30 2016-11-03 Google Inc. Wide-field radar-based gesture recognition
US10080528B2 (en) 2015-05-19 2018-09-25 Google Llc Optical central venous pressure measurement
US10088908B1 (en) 2015-05-27 2018-10-02 Google Llc Gesture detection and interactions
US10376195B1 (en) 2015-06-04 2019-08-13 Google Llc Automated nursing assessment
US10817065B1 (en) 2015-10-06 2020-10-27 Google Llc Gesture recognition using multiple antenna
US10492302B2 (en) 2016-05-03 2019-11-26 Google Llc Connecting an electronic component to an interactive textile
WO2021033097A1 (en) * 2019-08-20 2021-02-25 Ecole Polytechnique Federale De Lausanne (Epfl) System and methods for real time noninvasive estimation of cardiovascular parameters
WO2024110829A1 (en) * 2022-11-23 2024-05-30 École Polytechnique Fédérale De Lausanne (Epfl) Apparatus for non-invasively computing cardio-vasculature parameters using morphology of uncalibrated pressure wave signal

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3580925B2 (ja) * 1995-12-22 2004-10-27 コーリンメディカルテクノロジー株式会社 生体の循環機能評価装置
US5810011A (en) * 1996-02-27 1998-09-22 Kunig; Sabine Vivian Method and apparatus for measuring myocardial impairment and dysfunctions from efficiency and performance diagrams
AU742481B2 (en) * 1997-06-12 2002-01-03 Donald D. Hickey Noninvasive monitoring of cardiac performance
JP3829220B2 (ja) * 1997-10-09 2006-10-04 オムロンヘルスケア株式会社 心機能監視装置

Cited By (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2002085203A1 (en) * 2001-04-19 2002-10-31 Seiko Epson Corporation Central blood pressure waveform estimating device and peripheral blood pressure waveform detecting device
US6740045B2 (en) 2001-04-19 2004-05-25 Seiko Epson Corporation Central blood pressure waveform estimation device and peripheral blood pressure waveform detection device
EP1264573A3 (en) * 2001-06-06 2004-01-21 Colin Corporation Blood-pressure measurement apparatus capable of heart function assessment
JP2004287894A (ja) * 2003-03-24 2004-10-14 Mitsubishi Electric Corp 切断経路作成装置及び切断経路作成方法
JP2009136656A (ja) * 2007-12-10 2009-06-25 National Yang Ming Univ カフ圧力の振動波形の解析技術を利用した遠位動脈血圧の計算の改良
JP2015146966A (ja) * 2014-02-07 2015-08-20 国立大学法人福井大学 循環動態監視装置
WO2022059653A1 (ja) * 2020-09-15 2022-03-24 テルモ株式会社 動脈圧推定装置、動脈圧推定システム、及び動脈圧推定方法
CN116322495A (zh) * 2020-09-15 2023-06-23 泰尔茂株式会社 动脉压推定装置、动脉压推定系统以及动脉压推定方法
JP7646691B2 (ja) 2020-09-15 2025-03-17 テルモ株式会社 動脈圧推定装置、動脈圧推定システム、及び動脈圧推定方法

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