JPS625618B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） 本発明は循環系の血管の性状および循環動態を
解析し、循環系の臨床診断に供する循環動態診断
用解析装置に関する。

生体は膨大な数の細胞から構成されている。こ
れらの個々の細胞から種々の臓器、脳、筋肉およ
び神経等が構成されて生体を形づくつている。こ
の細胞が生活してゆくためには酸素および代謝物
質の供給そして同時に代謝老廃物の排泄を行わな
ければならなく、この役割を担うのが血液であ
り、その径路が血管からなる体循環である。従つ
て細胞の生命を維持する主要部分は必臓を中心と
した循環系であるといつても過言ではない。

個々の細胞への上述の役割は実際には毛細血管
が果たすが、その毛細血管への血液の補給は心
臓、大動脈血管、中小動脈血管という動脈系によ
つてなされ、静脈系を経て心臓へ戻る。この経路
の中で心臓の貯血作用、ポンプ作用の重要性は述
べるまでもないが、その作用に直接影響をおよぼ
すのが心臓の後負荷としての動脈経路である。

この動脈経路はただ単に血液を通すパイプの役
割をはたすだけでなく、心臓の収縮期のエネルギ
ーを蓄積して血管壁の弾力性の跳ね返りによつて
心臓の拡張期に血液を末梢の毛細血管に押し出し
毛細血管の血流を保つべくしている。そこで仮り
に動脈経路が硬化して弾力性がなくなるとそのぶ
ん心臓に大きな負担がかかり、血液が末梢の毛細
血管にまで到達しにくくなることから細胞への酸
素、代謝物質の供給および代謝老廃物の排泄が低
減するとともに血圧の上昇となつてあらわれる。
この血圧の上昇は急激な運動、気温の急変等外的
要因によつて血管の破損を招き易すく、特に頭部
内の動脈血管や毛細血管の破損は生命を危険にさ
らすことになる。

したがつて、上述のごとく循環系の血管壁の性
状および循環動態を把握することは臨床医学にお
ける診断上重要であるばかりでなく予防医学上に
おいても必要不可欠なことである。

従来、循環系の血管壁の性状および循環動態の
把握をする場合には、圧力の情報は皮膚血管を穿
刺するか或はカテーテルを直接血管内に挿入して
血圧の測定を行ない、また流量の情報は皮膚を切
開して血管を露出させて電磁血流量計やそれに類
似した計測器で観血的に行なわれている。なるほ
どこの手段は直接的な手段ではあるが、被検者に
苦痛を与えるばかりでなく測定時の過度の緊張に
より生体の正常な状態を把握することが非常に難
かしい。またこの手段が観血的な測定であるため
に細菌の感染の恐れもあり、臨床に用いることは
容易なことではない。

最近エレクトロニクスの発達にともなつて、生
体の体表より、生体の循環系の動脈部の脈動変動
とか血液変動を非観血的に検出できる精度のよい
小型の検出器が種々使用されはじめ、生体の循環
系の診断に使用しはじめられているが、この検出
器より得られる信号は単に循環系の動脈部の脈動
変化を脈圧変化として検知し、また単に循環系の
動脈部の血液の変動を容積変化として検知してい
るにすぎず、生体の循環系の動脈経路の機能と運
動状態を大系的に把握することができるものでは
ない。

（本発明の目的） 本発明は、上述の従来の欠点を克服すべく研究
の結果生まれたもので、その目的は生体内の循環
系の動脈経路の機能と運動状態を体系的に把握で
きる情報を検知し、出力することができる実用性
の高い装置を提供することにある。

生体の循環系の動脈経路の機能を物理的な情報
としてとらえる場合、圧力と容積の情報が考えら
れる。測定対象とする動脈経路の情報を検知する
場合、圧力はポイントで検知できるものの容積は
一つの区画で捕らえなければ容積情報とはならな
い。

したがつて、循環系の測定対象とする部位を概
念的に一つの区画室（コンパートメント）と考
え、この区画室に加わる圧力変動ΔＰと該圧力変
化ΔＰに対する区画室の容積変動ΔＶとをそれぞ
れ検知し、このΔＰとΔＶとをコンプライアンス
Ｃ＝ΔＶ／ΔＰとして表示すれば、圧力とその圧
力による容積変化を介して動脈経路の血管壁の動
的変化である膨張、収縮、すなわち、該血管壁の
弾力性を評価することをねらうことができる。得
られた値の大小から生体循環系の測定対象とする
部位の血管の性状（硬さ、弾力性）を機能的に表
現することができる。

また、上記ΔＰとΔＶの関係を図形的すなわ
ち、圧力―容積線図（Ｐ―Ｖ線図）と表示すれ
ば、測定対象の圧力変化に対応した時々刻々変化
する容積変化、換言すれば測定部位の血管壁の変
位運動が表示できる。該Ｐ―Ｖ線図より得られた
情報の内、圧力と容積変化で囲まれる面積は測定
対象である血管壁の仕事量を表し、また回転方向
は測定対象である血管壁の弾力性を表し、さらに
傾きはコンプライアンスの動的な変化状態を表す
ことができるものであつて、これらの情報は測定
対象とする循環系動脈経路の動態を表現できると
いう知見に基づくものである。

（問題を解決するための手段） 第１の発明の循環動態診断用解析装置は、生体
の循環系の脈動を脈圧変化信号として非観血的に
検出する脈圧検出部と、前記脈圧検出部の出力信
号を脈圧変動信号として記憶する第１の処理回路
と、生体の循環系の血液の変動量を容積変化信号
として非観血的に検出する容積検出部と、前記容
積検出部の出力信号を容積変動信号として記憶す
る第２の処理回路と、前記第１の処理回路の出力
信号と第２の処理回路の出力信号との時間位相が
一致したときに信号を出力するトリガー回路と、
前記トリガー回路の出力信号に起因して前記第１
の処理回路の出力信号で前記第２の処理回路の出
力信号を除演算することによりコンプライアンス
またはＰ―Ｖ線図として表示する表示回路と、よ
りなることを特徴とする。

第２の発明の循環動態診断用解析装置は、生体
の循環系の脈動を脈圧変化信号として非観血的に
検出する脈圧検出部と、前記脈圧検出部の出力信
号を脈圧変動信号として記憶する第１の処理回路
と、生体の循環系の血液の変動量を容積変化信号
として非観血的に検出する容積検出部と、前記容
積検出部の出力信号を容積変動信号として記憶す
る第２の処理回路と、前記第１の処理回路の記憶
信号と前記第２の処理回路の記憶信号を生体の循
環系の脈圧変動の基準信号と容積変動の基準信号
で補正する補正回路と、前記第１の処理回路の出
力信号と前記第２の処理回路の出力信号の時間位
相が一致したとき信号を出力するトリガー回路
と、前記トリガー回路の出力信号に起因して前記
第１の処理回路の出力信号で前記第２の処理回路
の出力信号を除演算することによりコンプライア
ンスまたはＰ―Ｖ線図として表示する表示回路
と、よりなることを特徴とする。

（本発明の作用効果） 本発明は、脈圧変化信号と容積変動信号を利用
することにより、非観血的に生体内循環系の動脈
経路の機能と運動状態を表わす情報であるコンプ
ライアンスおよびＰ―Ｖ線図を作成する装置であ
る。

本発明の装置から得られる情報のうち、コンプ
ライアンスは第１実施例における第６図及び第７
図に示すごとく、被検者の循環系の大動脈血管の
性状を表現、疾患の区分を機能的に明確にする場
合に便利である。例えば上記第６図に示されるコ
ンプライアンスにより年令状況を、また第７図に
示されるコンプライアンスにより健常者、疾患者
の状態を知ることができる。

また、Ｐ―Ｖ線図は第２実施例の第９図に示す
ごとく、Ｐ―Ｖ線図のループのかこむ面積は循環
系の血管壁の収縮、拡散にともなう仕事量を表わ
し、Ｐ―Ｖ線図の形状は循環系の診断に役立つ有
用な視覚情報を提供するものである。例えば、同
図において面積の大きいＰ―Ｖを示すＡは健常者
を、また面積の小さいＰ―Ｖを示すＢ，Ｃは疾患
者の状態を示す。

本発明の構成は、比較的簡単、低廉であつて、
その上被検者に苦痛を与えることはない。また、
実時間に定量的に、かつ機能的表現と図形的表現
にて描記することができるので迅速で正確な情報
に基づいた診断用の解析結果を得ることができ
る。それ故、医学分野、特に予防医学の分野で
は、その普及が期待される新規できわめて有意義
な装置である。

（実施例） 以下、本発明の循環動態診断用解析装置を第１
の実施例にもとずき第１図から第５図および第１
２図を用いて説明する。

第１の実施例の循環動態診断用解析装置は、生
体の循環系の血管の性状を機能的に表示するもの
で、第１図に示す如く脈波計１０と第１の処理回
路２０とインピーダンスカーデオグラフ３０と第
２の処理回路４０とトリガー回路５０とコンプラ
イアンス演算回路６０とタイプライター７０より
なる。

脈波計１０は、半導体歪―電気変換素子を内臓
した受感部１１を有するとともに被検者への脱着
が簡単なバンド１２と装着時に受感部１１を所定
の押圧力にて押圧する空気ポンプを付加した押圧
体１３を有し、受感部１１を被検者の循環系の動
脈部に体表より非観血的に押圧することにより被
検者の動脈部から伝播する脈動変化は受感部１１
の半導体歪―電気変換素子でアナログの脈圧変化
信号に変換して出力できる信頼性の高い検出器で
あつて、該脈波計１０の出力は第１の処理回路２
０に出力する。即ち脈波計１０の受感部１１は例
えばシリコン単結晶のダイアフラムに拡散法によ
り４個の歪ゲージを夫々絶縁的に形成しこれらゲ
ージをフルブリツジ回路に組み込んだ歪―電気変
換素子で構成され、被検者の動脈部の皮層上に圧
着せしめるときは、動脈部の脈動変動は皮膚を介
して受感部１１の歪―電気変換素子に伝達せしめ
られ、ダイアフラムに圧力変動に比例する歪を発
生させ、該歪は歪ゲージにより印加圧力に比例し
たアナログ電気信号に変換されこのアナログ脈圧
変化信号が第１の処理回路２０に出力され、ここ
に被検者の皮膚表面に伝達された脈動変動は脈波
計１０によりこれに比例するアナログ脈圧変化信
号に変換されるのである。

前記第１の処理回路は入力する電気信号のう
ち、所定の電気信号を記憶保持するとともに所定
の信号に較正して出力するようにする回路で、立
上り検出回路２１とＡ―Ｄ変換回路２２と記憶回
路２３と電位補正回路２４を有する。

すなわち、入力する電気信号を所定の信号波形
に変換する立上り検出回路２１は、入力する信号
の直流成分を除去する高域通過ろ波器と微分波信
号に変換する微分器とスライスしてパルス信号に
変換するスライス回路を有し該立上り検出回路の
入力端２１ａを前段の脈波計１０の出力端１０ａ
に接続して、該立上り検出回路２１に入力する信
号を高域通過ろ波器で直流成分を除去し、微分器
で微分波形に変換しスライス回路でパルス信号を
形成して記憶回路２３に出力すべくしてある。

Ａ―Ｄ変換回路２２は、入力する信号を直流成
分を除去してデジタル信号に変換するように高域
通過ろ波器とＡ―Ｄ変換器よりなり、該Ａ―Ｄ変
換回路２２の入力端２２ａを前段の脈波計の出力
端１０ａに接続して、該Ａ―Ｄ変換回路２２に入
力する信号は高域通過ろ波器により直流成分を除
去し、Ａ―Ｄ変換器によりデジタル信号に変換し
て記憶回路２３に出力すべくしてある。

記憶回路２３は、ICメモリーで構成し、入力
端子２３ａは前段のＡ―Ｄ変換回路の出力端２２
ｂに、入力端子２３ｂは前段の立上り検出回路２
１の出力端２１ｂに、端子２３ｃは後述する電位
補正回路２４に、端子２３ｄは後述するトリガー
回路５０にそれぞれ接続して前記立上り検出回路
２１の信号が入力端子２３ｂに印加したときから
次に信号が印加するまでの間前段のＡ―Ｄ変換回
路２２の出力信号を記憶保持するとともに、該信
号は後述する電位補正回路２４に出力し、ここで
電位補正をさせて再び記憶回路２３に記憶保持す
る。そして、記憶回路２３に記憶保持が終了する
と同時に、後述するトリガー回路５０に記憶終了
信号を出力すべくしてある。

電位補正回路２４は、入力する信号を正しい零
電位の位置までシフトさせる回路であつて、読出
し読込み回路と零電位基準電源と比較演算回路か
らなる、該電位補正回路２４の端子２４ａは前記
記憶回路２３の端子２３ｃに接続して、前記記憶
回路２３の信号を読出し、読込み回路により読出
し、この信号と零電位の基準電源の電位とを比較
演算回路にて信号の最初の電位が正しい零電位よ
りずれていると正しい零電位の位置にシフトさ
せ、さらに該信号の最終の電位が正しい零電位で
あるかを比較演算し、零電位がずれていると信号
全体をシフトさせて、入力する信号の最終電位が
零電位になるようにして読出し、読込み回路によ
り該記憶回路２３に出力すべくしてある。

かくして前段の脈波計１０の出力信号を立上り
検出回路２１の出力信号にもとずき、Ａ―Ｄ変換
回路２２で直流成分を除去し、デジタル信号に変
換した信号を記憶回路２３にて記憶保持し、ひき
つづき電位補正回路２４に出力して、ここで信号
の零電位補正をするとともに再び記憶回路２３に
て記憶保持し、記憶保持終了と同時に終了信号を
トリガー回路５０に出力すべくしてある。

一方インピーダンスカーデオグラフ３０は１対
の交流印加電極３０ａと１対の検出電極３０ｂと
交流電源３１および処理回路３２を有し、１対の
交流印加電極を介して被検者に電気信号をおくる
ことにより被検者の循環系の血管内の血液の流入
流出にともなう血液の変動量をアナログのインピ
ーダンス変化として非観血的に検出し出力できる
信頼性のある検出器であつて該インピーダンスカ
ーデオグラフ３０の出力は第２の処理回路４０に
出力すべくしてある。即ち、インピーダンスカー
デオグラフ３０は、被検者の１本の動脈に沿つて
所定長隔てた部位に夫々一対の交流印加電極３０
ａと検出電極３０ｂとを被検者の皮膚上に接触固
定せしめ、交流印加電極３０ａを介して高周波電
流を被検者に印加せしめて該動脈部分を高周波交
流電場内に置くとき、該動脈部分を流れる血管中
の血液量に比例したインピーダンス変化が検出電
極３０ｂから検出され、このインピーダンス変化
が血管中の血液量の変化に比例するアナログ電気
信号がインピーダンスカーデオグラフ３０から第
２の処理回路４０に出力され、ここに被検者の皮
膚上面から観察された被検者の血液流量変動はこ
れに比例するアナログ容積変化信号に変換される
のである。

第２の処理回路４０は入力する電気信号の内所
定の電気信号を記憶保持するとともに所定の信号
に較正して出力するようにした回路で構成および
作用効果は上述した第１の処理回路２０と全く同
じものであつて、該第２の処理回路の入力端はイ
ンピーダンスカーデオグラフ３０の出力端３３に
接続して、該インピーダンスカーデオグラフ３０
の出力信号を立上り検出回路４１の出力信号にも
とずき、Ａ―Ｄ変換回路４２で直流成分を除去
し、デジタル信号に変換した信号を記憶回路４３
にて記憶保持し、ひきつづき電位補正回路４４に
出力して、ここで信号の零電位補正をするととも
に再び記憶回路４３にて記憶保持し、記憶保持終
了と同時に終了信号をトリガー回路５０に記憶終
了信号を出力すべくしてある。

トリガー回路５０は、入力する二つの信号の時
間位相を一致させて出力するようにするAND回
路５１とトリガーパルス発生回路５２とよりなる
回路で、二つの入力信号が入力したとき出力する
AND回路の一方の端子５１ａを第１の処理回路
２０の記憶回路２３に、他方の端子５１ｂを第２
の処理回路４０の記憶回路４３にそれぞれ接続
し、端子５１ｃはトリガーパルス回路５２に接続
する。該トリガーパルス回路５２は信号が入力す
ると所定の信号を出力する回路で、該トリガーパ
ルス回路５２の端子５２ａは第１、第２の処理回
路の各記憶回路２３，４３に接続して、前段の各
記憶回路２３，４３の両記憶終了信号が入力した
とき１つの信号を出力するAND回路５１で時間
的位相ずれを一致させ、前記AND回路５１の出
力信号に起因して、トリガーパルス発生回路５２
より前記各記憶回路２３，４３に同時にトリガー
パルスを出力すべくしてある。

コンプライアンス演算回路６０は、入力する二
つの信号を除算する除算演算回路よりなる回路
で、該コンプライアンス演算回路６０の一方の端
子６０ａは前段の第１の処理回路２０の出力端２
５に接続し、他方の端子６０ｂは第２の処理回路
４０の出力端４５に接続して第１の処理回路２０
の出力信号と第２の処理回路４０の出力信号を除
算演算し、その除算信号をタイプライター７０に
出力すべくしてある。

タイプライター７０は入力する信号をデジタル
印字して打出す装置で該タイプライター７０の入
力端７０ａは前段のコンプライアンス演算回路６
０の出力端６０ｂに接続して該コンプライアンス
演算回路６０の出力信号をデジタル印字すべくし
てある。

第１の実施例の循環動態診断用解析装置を前述
の構成にしたことにより以下の作用効果を奏す
る。

まずこの循環動態診断用解析装置を使つて被検
者の循環系の血管の性状を検出するに当り、脈波
計１０およびインピーダンスカーデオグラフ３０
を被検者の測定部位に装着する。

すなわち、脈波計１０は、第２図に示す如く被
検者の上腕部の上腕動脈部にバンド１２にて装着
し、該脈波計１０の受感部１１を体表より所定の
押圧力でもつて押圧する。こうすることにより被
検者の上腕動脈の脈動は体表を介して脈波計１０
の受感部１１に達し、この伝達された脈動は半導
体歪―電気変換素子によりアナログの脈圧変化信
号に変換され（第４図および第１２図Ｉ参照）、
該信号は第１の処理回路２０に出力する。

前記脈波計１０より第１の処理回路２０に入力
する脈圧変化信号はＡ―Ｄ変換回路２２で直流成
分を除去し、脈圧変動分のみに対応するアナログ
脈圧変動信号とした後、デジタル信号（（第１２
図ｂ）。参照）に変換されて記憶回路２３に入
力されるが、その記憶信号は立上り検出回路２１
によつて被検者の循環系の脈動変動のうち一心拍
における最も立上りの急峻な時期のパルス信号
（第１２図参照）にもとずき行なわれるもの
で、記憶回路２３へは一心拍の脈圧変動に比例す
る信号△Ｐ（第１２図ｃ参照）として記憶され
る。ここで前記立上り検出回路２１は、入力した
信号の直流成分を除去する高域３波器でＸ波（第
１２図ａ参照）とし、微分波信号に変換する微
分器でＹ波（第１２図参照）とし、スライスし
てパルス信号に変換するスライス回路でＺ波（第
１２図参照）を作りこのパルス信号に基づき
Ａ／Ｄ変換された信号△Ｐ（第１２図ｃ参照）
として記憶回路２３に記憶される。ところで、該
記憶回路２３には電位補正回路２４が付加されて
いるので、該記憶回路２３に記憶された信号は脈
圧変化信号に重畳する他の呼吸や体動による信号
を除くために零電位補正されて、補正終了と同時
に記憶終了信号（第１２図参照）をトリガー回
路５０に出力する。

一方インピーダンスカーデオグラフ３０は印加
電極３０ａの一方と検出電極３０ｂの一方を被検
者の頚部に装着するとともに印加電極３０ａの他
方と検出電極３０ｂの他方を同被検者の胸部に装
着し、そして前記１対の印加電極３０ａに50K
Hz、300uAの交流の電気信号を送信する。こうす
ることにより１対の検出電極３０ｂから被検者の
循環系の動脈経路の血液変動量を被検者の体表よ
りアナログの容積変化信号として取り出され（第
５図および第１２図′参照）、該信号は第２の処
理回路４０に出力する。

前記インピーダンスカーデオグラフ３０より第
２の処理回路４０に入力する容積変化信号はＡ―
Ｄ変換回路４２で直流成分を除去し、容積変動分
のみに対応するアナログ容積変動信号とした後、
デジタル信号（第１２図b′参照）に変換されて
記憶回路４３に入力されるが、その記憶信号は立
上り検出回路４１によつて被検者の循環系の血液
変動のうち一心拍における最も立上りの急峻な時
期のパルス信号（第１２図′参照）にもとずき
行なわれるもので記憶回路へは一心拍の容積変動
に比例する信号△Ｖ（第１２図c′参照）として
記憶される。ここで、前記立上り検出回路４１は
入力した信号の直流成分を除去する高域３波器で
X′波（第１２図′ａ参照）とし、さらに微分波
信号に変換する微分器によりY′波（第１２図
′参照）とし、スライスしてパルス信号に変換
するスライス回路でZ′波（第１２図′参照）を
作り、該パルス信号に基づきＡ／Ｄ変換された信
号△Ｖ（第１２図′ｃ参照）として記憶回路４
３に記憶される。ところで、該記憶回路４３には
電位補正回路４４が付加されているので、該記憶
回路４３に記憶された信号は容積変化信号に重畳
する他の呼吸や体動による信号を除くため零電位
補正されて、補正終了と同時に終了信号（第１２
図′参照）をトリガー回路５０に出力する。

第１の処理回路２０の記憶回路２３に記憶保持
されている脈圧変動信号△Ｐと第２の処理回路４
０の記憶回路４３に記憶保持されている容積変動
信号△Ｖには該信号のもととなつている脈波計１
０とインピーダンスカーデオグラフ３０の測定位
置のずれに起因した時間位相があるので、トリガ
ー回路５０では第１の処理回路２０の記憶回路２
３からの記憶保持終了信号（第１２図参照）と
第２の処理回路４０の記憶回路４３からの記憶保
持終了信号（第１２図′参照）をAND回路５１
の５１ａ，５１ｂへ入力する。

該AND回路５１は時間位相のズレた信号がそ
れぞれに入力しおえたとき出力信号（第１２図
参照）を発生するもので、該信号をトリガーパル
ス回路５２を介してトリガー信号を記憶回路２
３，４３に同時に送信（第１２図参照）し、記
憶回路２３記憶された一心拍の脈圧変動信号△Ｐ
（第１２図参照）と記憶回路４３に記憶保持さ
れた一心拍の容積変動信号△Ｖ（第１２図′）
は同時にコンプライアンス演算回路６０に出力す
る。従つてコンプライアンス演算回路６０に入力
する一方の信号、すなわち一心拍の脈圧変動信号
△Ｐ（）と他方より入力する信号、すなわわち
容積変動信号△Ｖ（′）は位相ずれが一致した
状態となる。

コンプライアンス演算回路６０に入力した記憶
回路２０，４０の脈圧変動信号△Ｐと容積変動信
号△Ｖは、除算演算回路により△V/△Pの除算が
行われその除算値に相応する信号をタイプライタ
ー７０に出力する。

タイプライター７０は入力する信号をデジタル
印字するものであるから、前段のコンプライアン
ス演算回路６０の出力はここでデジタル印字され
る。

このデジタル印字は、被検者の測定対象とする
動脈経路を概念的に一つの区画室と考え、この区
画室に加わる圧力変化△Ｐと該圧力変化△Ｐに対
する容積変動△Ｖとの比、すなわち、血管壁の弾
力性を表すコンプライアンスを表示する。

この値からは、被検者の循環系の動脈経路血管
の弾力性が非観血で把握することができる。測定
対象の血管の老化度および症状を診断するために
は有用な情報を提供することができる。

ここに、第１実施例の循環動態診断用解析装置
を用いて被検者のコンプライアンス（Ｃ＝△V/
△Ｐ）を検出した臨床例を一部紹介すると第６図
および第７図の通りである。

すなわち、第６図は健常者を被測定対象者と
し、コンプライアンスを縦軸にとり、年れいを横
軸にとつて、得られたコンプライアンス値の内の
最大値をプロツトしたもので、この臨床例では年
齢増加とともにコンプライアンスは低下する傾向
を明確に示している。

これは年令とともに循環系血管の弾力性が低下
することにもとづく。

また、第７図は年令30才から60才の心疾患者を
対象として測定したもので、コンプライアンスを
縦軸に症例（IHD：虚血性心臓病、INF：心筋梗
塞、HT：高血圧症）をとつて得られたコンプラ
イアンス値の内の最大値をプロツトしたものであ
る。コンプライアンス値が0.6から0.8の範囲にあ
る場合は、コンプライアンス値からただちに三者
の判別ができない。しかし、上記範囲を除いた範
囲についてはコンプライアンス値より例えばコン
プライアンス値１以上ではIHDであり、コンプラ
イアンス値が0.6〜0.8の範囲ではIHD・INFであ
り、さらにコンプライアンス値約0.57以下では
HTである。このようにコンプライアンス値から
区別をすることができるので、疾患の疾状を大区
分的に分類できる情報を提供することができる。

このように本実施例の循環動態診断用解析装置
は被検者の循環系の大動脈血管の性状を表現し、
疾患の区分を機能的に明確にする場合非常に便利
な情報を提供し、診断には有用な装置である。

ところで、前記第１実施例の循環動態診断用解
析装置は、被検者の循環系の血管の性状を定量的
な数値で表現し疾患の区分を機能的に明確にする
場合には非常に便利ではあるが、これは循環系の
一つの要素を求めたにすぎない。

すなわち、循環系の血管は血液を通す単なるパ
イプの役割だけでなく心臓から送り出された血液
を途切れることなく体全体の毛細血管に送る役割
を果している。従つて心臓の収縮期のエネルギー
を蓄積して管壁の跳ね返りによつて拡張期に血液
を末梢に押出し毛細血管への血流を保つという一
つの大きな循環系動態機能を有している。

このことから、循環系の動脈経路の循環動態を
体系的に明確に把握することができればより信頼
性のある診断が出来る。

以下説明する第２実施例の循環動態診断用解析
装置はこの要請にこたえるものである。

第２実施例の循環動態診断用解析装置では前記
第１実施例の循環動態診断用解析装置のコンプラ
イアンス演算回路６０およびタイプライター７０
のかわりにＸ―Ｙプロツターを配設し、被検者の
循環系の脈圧変動△Ｐと容積変動△Ｖを△Ｐと△
Ｖの関係、すなわちＰ―Ｖ線図として描記すべく
するようにした。

以下第２実施例の循環動態診断用解析装置を第
８図を用いて詳細に説明する。

なお、第１実施例循環動態診断用解析装置と同
一部分については同一符号を付し詳しい説明は省
略する。

脈波計１０、第１の処理回路２０、インピーダ
ンスカーデオグラフ３０、第２の処理回路４０お
よびトリガー回路５０は第１実施例と同様に構成
し、該第１、第２の処理回路２０，４０にＸ―Ｙ
プロツター８０を接続する。

Ｘ―Ｙプロツター８０は二つの電気信号がＸ軸
およびＹ軸の端子８０ａ，８０ｂにそれぞれ入力
したとき、それぞれの電気信号によつてアナログ
図形を描記するもので、該Ｘ―ＹプロツターのＸ
軸端子８０ａは前記第１の処理回路２０の出力端
２５に接続し、Ｙ軸端子８０ｂは前記第２の処理
回路４０の出力端子４５に接続する。

しかして、被検者に装着した脈波計１０および
インピーダンスカーデオグラフ３０の信号はそれ
ぞれ第１、第２の処理回路２０，４０に入力し、
トリガー回路５０の働きで両者の信号の時間位相
ずれを一致させてＸ―Ｙプロツター８０に出力す
る。

Ｘ―Ｙプロツター８０のＸ軸端子８０は前記第
１の処理回路２０の出力端２５に、またＹ軸端子
８０ｂは前記第２の処理回路４０の出力端４５に
それぞれ接続しているので、該Ｘ―Ｙプロツター
８０ではＸ軸端子８０ａに入力する脈圧変動信号
△ＰおよびＹ軸端子８０ｂに入力する容積変動信
号△ＶにもとずきＸ―Ｙ平面上にアナログ図面を
描記させる。このアナログ図形、すなわち脈圧変
動△Ｐと容積変動△Ｖの関係を図形化したいわゆ
るＰ―Ｖ線図は被検者の循環系の動態を解析した
ものであつて、Ｐ―Ｖ線図の勾配は循環系のコン
プライアンスを表わし、Ｐ―Ｖ線図のループのか
こむ面積は循環系の血管壁の収縮、拡張にともな
う仕事量を表わし、Ｐ―Ｖ線図のループの回転方
向は循環系の脈動波と血液変動波の先行順位を表
わし、Ｐ―Ｖ線図の形状から循環系の疾患を表わ
すことからこのＰ―Ｖ線図を観察すると被検者の
循環系の循環動態が明確に把握することができる
のである。

ここで、本実施例の循環動態診断用解析装置を
用いて被検者の循環系の動態を解析した臨床例の
一部を紹介すると第９図の通りである。

すなわち、第９図は容積変動△Ｖを縦軸にと
り、脈圧変動△Ｐを横軸にとつて、３人の被検者
のＰ―Ｖ線図を同一平面に記載したものである。

図中Ａは形状は円味をおび面積は大で反時計回
転で傾きが大きく、Ｂ，Ｃは形状は複雑で面積は
小で時計回転で傾きが小さい。このように健常
者、疾患者等種々のＰ―Ｖ線図を描記させること
によつて、診断に役立つ有用な視覚情報を提供で
きる。

このように、第２実施例の循環動態診断用解析
装置は被検者の測定対象とする循環系の区画室内
の大動脈血管の弾力性を端的に表現できるＰ―Ｖ
線図を作成することができるものである。

詳述すれば、測定対象の血管壁には心臓の圧力
に起因する圧力変化が生じる。この圧力変化によ
つて血管壁は瞬時に拡張を始め、圧力変化に起因
する容積変化が生じる。その後、圧力が低下する
と該血管壁は独自の弾力性によつて収縮をし、も
との状態にもどることにより容積ももどる。これ
らの圧力変化と該圧力変化によつて生ずる血管壁
の動的挙動を一つの図形として表現したものが上
記Ｐ―Ｖ線図である。

該Ｐ―Ｖ線図より得られる情報の内、圧力と容
積で囲まれた面積の大小は測定対象の血管壁の仕
事量を表現し、大きいものは血管壁が弾力性に富
み、小さいものは血管壁が硬いことを表す。すな
わち、若年者は大面積を有し、高齢者は小面積と
なる。さらに、Ｐ―Ｖ線図が描く回転方向は、脈
圧波と容積波の各波形におけるピーク値の先行順
位によつて決定される。図中Ａは、健常者の脈圧
波のピーク値が容積波のピーク値より先行するた
め、両者を演算した場合は通常反時計方向回転と
なる。しかし、図中Ｂ，Ｃの如く、心疾患および
高血圧患者は、左心室機能が低下するため、脈圧
波のピーク値が容積波のピーク値より後になる。
この場合、両者を演算すると、通常時計方向回転
となる。また、Ｐ―Ｖ線図の図形の勾配はコンプ
ライアンス値を図形化したもので、勾配の大なる
ものは柔らかく、小なるものは硬い傾向を示す。

以上のごとく、Ｐ―Ｖ線図の表す面積、回転方
向、勾配の情報は循環系の測定対象とする区画室
内の血管壁の弾力性（換言すれば血管壁の老化
度）を表現するもので、この装置により得られる
結果は測定対象部位の圧力、容積変動の時間的な
変化を図形的に表現して、循環動態の情報を提供
することができる有効な装置である。

上述の第１実施例の循環動態診断用解析装置は
被検者の循環系の血管の性状を機能的に表示し、
第２実施例の循環動態診断用解析装置は被検者の
循環系の循環系動態を図形化して表示することか
ら、被検者の循環系の診断をする上において、非
常に有効な情報を提供してくれるきわめて有意義
な装置ではあるが、より正確に生体の循環系の動
態を把握しようとすると、第１、第２の実施例の
循環動態診断用解析装置に使用した検出器である
脈波計１０およびインピーダンスカーデオグラフ
３０が非観血的に被検者の体表より検出するもの
であるために、脈波計の場合、測定部位である循
環系の動脈部と検出器を装着した体表との距離の
変化にともなつて検出器より得られる脈圧変化信
号の大きさが増減すること、さらに、インピーダ
ンスカーデオグラフの場合、生体に装着する電極
の位置関係によつて容積変化信号の大きさが増減
するということから、この信号をもとにして得ら
れるコンプライアンスおよびＰ―Ｖ線図には診断
解析時の被検者のＰ―Ｖ解析としては正確な情報
ではあるが、同一被検者について数度の計測をし
た際、検出器の装着位置に差異があつた場合には
装着位置の差異による出力信号の増減が生じた
り、また数人の被検者についてＰ―Ｖ解析の比較
をしようとする際には被検者の体格、体質、肥満
度等の差異により出力信号の大きさに差異を生じ
たりするので、これら比較をしたい場合にはさら
に一段の考慮を要する。

そこで、このような測定上の問題に鑑み、より
正確な生体の循環系の動態を把握すべく、前述し
た循環動態診断用解析装置の第１、第２の処理回
路２０，４０に補正回路９０を付加して、測定部
の動脈部と検出部を装着した体表との距離の変化
にともなう出力信号の増減および測定部位の位置
関係にともなう出力信号の増減を予じめ設定した
基準信号と比較し、補正することにより、上述の
測定上の問題を改善したのである。

以下、第３の実施例の循環動態診断用解析装置
を第１０図を用いて説明するが、第３の実施例の
循環動態診断用解析装置の説明に当り、前述した
第２実施例の循環動態診断用解析装置に補正回路
９０を付加した態様につき説明し、第２の実施例
の循環動態診断用解析装置と同一部分について
は、同一符号を付し詳しい説明は省略する。

脈波計１０、第１の処理回路２０、インピーダ
ンスカーデオグラフ３０、第２の処理回路４０、
トリガー回路５０およびＸ―Ｙプロツター８０は
第２実施例と同様の構成とし、該第１、第２の処
理回路２０，４０は補正回路９０を接続する。

補正回路９０は磁気テープ装置９１と走査回路
９２と波高補正回路９３よりなる。

磁気テープ装置９１は入力する信号をデジタル
信号として記憶保持する市販の装置で、この磁気
テープ装置９１に脈圧変動信号の基準信号とし
て、カフ（血圧計）によつて得られた被検者の血
圧変動値を予め入力して設定しておき、または、
予め入力しておいた複数の基準信号のなかから被
検者の平常の血圧から選択した１つの基準信号を
選択して出力せしめるようにしてある。また、容
積変動信号の基準信号としてインピーダンスカー
デオグラフより得られた容積変動信号に流体比抵
抗ρ、セグメントの長さＬ、インピーダンス変化
△Ｚの各常数をクビチエツクの心拍出量算出式
（△Ｖ＝ρ（Ｌ／Ｚ_０）^２・△Ｚ）に代入して得られた 正確な容積変動値を予め入力して設定しておき、
または予め統計から得られた数値に基いて前記心
拍出量算出式により計算された複数の基準信号を
入力しておき、被検者の体質や検出器の位置から
その基準信号の１つを選択して、走査回路９２に
出力できるようにしてある。

走査回路９２は入力する信号を順次出力させる
回路で、その入力端９２ａは前段の磁気テープ装
置９１に接続して、該磁気テープ装置９１の出力
を順次波高補正回路９３に出力する。

波高補正回路９３は他方の端子より入力する信
号を一方の入力端より入力する信号と比較演算し
出力する読出し読込み回路と比較演算回路よりな
り、該波高補正回路９３の入力端９３ａを前段の
走査回路９２に接続し、他の端子９３ｂは第１、
第２の処理回路２０，４０の記憶回路２３，４３
にそれぞれ接続して、走査回路９２より入力する
信号を基準として読出し読込み回路を介して入力
する第１、第２の処理回路２０，４０の記憶回路
２３，４３の信号を比較演算回路により比較演算
し、該信号の波高補正をした後再び読出し読込み
回路を介して、第１、第２の処理回路２０，４０
の記憶回路２３，４３に出力するようにしてあ
る。

こうすることにより、被検者に装着した脈波計
１０およびインピーダンスカーデオグラフ３０の
出力信号はそれぞれ第１、第２の処理回路２０，
４０に入る。第１、第２の処理回路２０，４０に
入力した信号は記憶回路２３，４３にそれぞれ記
憶されると同時に電位補正回路２４，４４により
零電位補正され、再び記憶保持される。

該記憶回路２３，４３には補正回路９０が接続
しているので、該補正回路９０の磁気テープ装置
９１に保持されている脈圧変動信号の基準信号と
容積変動信号の基準信号は走査回路９２により順
次波高補正回路９３に出力する。該波高補正回路
９３では、まず読出し読込み回路より入力する第
１の処理回路２０の記憶回路２３に記憶されてい
る脈圧変動信号を読出し、該信号と走査回路９２
より入力する脈圧変動の基準信号を比較演算回路
にて比較演算を行ない、補正するとともに読出し
読込み回路を介して第１の処理回路２０の記憶回
路２３に出力する。つぎに、読出し読込み回路よ
り入力する第２の処理回路４０の記憶回路４３に
記憶されている容積変動信号を読出し、該信号と
走査回路９２より入力する容積変動の基準信号を
比較演算回路にて比較演算を行ない補正するとと
もに読出し読込み回路を介して第２の処理回路４
０の記憶回路４３に出力する。

しかして、第１、第２の処理回路２０，４０に
記憶された信号は、トリガー回路５０により時間
位相のずれを一致させて、Ｘ―Ｙプロツター８０
に出力し、ここでＸ―Ｙ平面上にアナログ図形を
描記させる。

このアナログ図形は、基準の脈圧変動により補
正した脈圧変動△Ｐと基準の容積変動により補正
した容積変動△Ｖの関係をＰ―Ｖ線図として描記
したものであるから、該Ｐ―Ｖ線図には被検者の
循環系の動脈部と体表に装着した検出器の距離の
変化等にもとずく出力差はほとんど含まれず、し
たがつて被検者の循環系を診断する上において、
より正確な情報を提供することができる装置とす
ることができた。

以上本発明につき実施例を上げて説明したが、
本発明は前述した実施例に限定されるものではな
く、さらにいくつかの実施態様をとりうるもので
ある。

例えば、第１、第２、第３の実施例において、
被検者の循環系の動脈部の脈動変化を検出するも
のとして半導体歪―電気変換素子を用いた脈波計
を用いたが、これに限定するものではなく、圧電
素子を用いた脈波計、変位計を用いた脈波計、動
電型脈波計等非観血的に循環系の脈動変化を脈圧
信号として忠実に検出できるものであればよい。

また第１、第２、第３実施例において、被検者
の循環系の血液変動を検出するものとして、イン
ピーダンスカーデオグラフを用いたが、これに限
定するものではなく、アドミタンス容積脈波計、
光電式容積脈波計、超音波血流計等非観血的に循
環系の血液変動を容積変化として忠実に検出でき
るものであれば何ら、さしつかえはない。

さらに第１、第２、第３実施例において、脈波
計およびインピーダンスカーデオグラフの次段に
オシロスコープを配設して、被検者の脈動変化お
および血液変動が忠実に検出できているかを監視
する手段を構じることも可能である。

また第１、第２、第３実施例において、トリガ
ー回路としてAND回路とトリガーパルス発生回
路よりなる回路を使用したが、これに限定するも
のではなく、要するに第１の処理回路の出力信号
と第２の処理回路の出力信号の時間位相のずれを
なくし、出力させるようにした回路であればよ
い。

またさらに、第２実施例において、Ｘ―Ｙプロ
ツターを使用したが、これに限定するものではな
く、Ｄ―Ａ変換回路と併合してアナログＸ―Ｙプ
ロツター、メモリースコープ、Ｘ―Ｙデスプレイ
ー、Ｘ―Ｙブラウン管オシロスコープ等のアナロ
グＸ―Ｙ表示回路を使用することも可能である。

また、第１、第２、第３の実施例において、第
１の処理回路２０を立上り検出回路２１とＡ―Ｄ
変換回路２２と記憶回路２３と電位補正回路２４
より構成して入力する信号を記憶すべくしたが、
第１１図に示すように該立上り検出回路２１と記
憶回路２３との間にシフトレジスター２６を、さ
らに該Ａ―Ｄ変換回路２２と記憶回路２３との間
に加算平均演算回路２７を各々配設して、該Ａ―
Ｄ変換回路２２より入力する信号を加算平均演算
回路にて加算平均して記憶回路に入力させると同
時に、立上り検出回路２１からのパルス信号をシ
フトレジスターで計数し、ある計数値に達すると
記憶回路２３の記憶保持機能を停止させることに
より、該記憶回路２３に平均値に相当する信号を
保持させるようにすることも可能である。上述の
ことは第２の処理回路４０についても同様の構成
にすることができる。

さらに第３実施例において、補正回路９０を磁
気テープ装置９１、走査回路９２、波高補正回路
９３より構成したが、これに限定するものではな
く、要するに生体の脈圧変動の基準信号と容積変
動の基準信号をデジタル信号として電気的に設定
し、この信号で補正できる回路であればよい。

以上要するに、本願発明は、生体の循環系の脈
動を脈圧変化として非観血的に検出する脈圧検出
部と前記脈動検出部の出力信号を脈圧変動信号と
して記憶する第１の処理回路と生体の循環系の血
液の変動を容積変化信号として非観血的に検出す
る容積検出部と、前記容積検出部の出力信号を容
積変動として記憶する第２の処理回路と前記第１
の処理回路の出力信号と前記第２の処理回路の出
力信号との時間位相を一致させるトリガー回路と
前記第１の処理回路の出力信号と第２の処理回路
の出力信号をコンプライアンスまたはおよびＰ―
Ｖ線図として表示する表示回路とよりなり、脈圧
検出部および容積検出部を生体に装着すると、該
脈圧検出部は生体の循環系の脈動変化を脈圧変化
信号として非観血的に検出すると同時に第１の処
理回路に出力し、ここで記憶するとともにトリガ
ー回路に出力する。一方、容積検出部は生体の循
環系の血液の変動量を容積変化信号として非観血
的に検出すると同時に第２の処理回路に出力し、
ここで記憶するとともにトリガー回路に出力す
る。ところでトリガー回路は前記第１の処理回路
の出力信号と前記第２の処理回路の出力信号の時
間位相が一致したとき、前記第１の処理回路の出
力信号と前記第２の処理回路の出力信号をこれを
接続する表示回路に出力することにより、該表示
回路をしてコンプライアンスまたはおよびＰ―Ｖ
線図を的確に描記させることができ、したがつて
生体の循環系の血管の性状と循環動態を正確に把
握することができることから臨床医学の分野にお
いて貢献するところ大である。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の第１実施例を示す回路図、第
２図は脈波計を生体に装着したときの断面図、第
３図はインピーダンスカーデオグラフを生体に装
着したときの説明図、第４図は脈圧変化を示す線
図、第５図は容積変化を示す図、第６図はコンプ
ライアンスと被検者の年令との関係を示す臨床
例、第７図はコンプライアンスと被検者の症例と
の関係を示す臨床例、第８図は本願発明の第２実
施例を示す回路図、第９図は脈圧変動△Ｐと容積
変動△Ｖとの関係を示す臨床例、第１０図は本願
発明の第３実施例を示す回路図、第１１図は処理
回路の変形例。第１２図は第１実施例の各回路構
成の出力波形を示す波形図。 図中、１０…脈波計、２０…第１の処理回路、
３０…インピーダンスカーデオグラフ、４０…第
２の処理回路、５０…トリガー回路、６０…コン
プライアンス演算回路、７０…タイプライター、
８０…Ｘ―Ｙプロツター、９０…補正回路。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 生体の循環系の脈動を脈圧変化信号として非
   観血的に検出する脈圧検出部と、 前記脈圧検出部の出力信号を脈圧変動信号とし
   て記憶する第１の処理回路と、 生体の循環系の血液の変動量を容積変化信号と
   して非観血的に検出する容積検出部と、 前記容積検出部の出力信号を容積変動信号とし
   て記憶する第２の処理回路と、 前記第１の処理回路の出力信号と第２の処理回
   路の出力信号との時間位相が一致したときに信号
   を出力するトリガー回路と、 前記トリガー回路の出力信号に起因して前記第
   １の処理回路の出力信号で前記第２の処理回路の
   出力信号を除演算することによりコンプライアン
   スまたはＰ―Ｖ線図として表示する表示回路と、
   よりなることを特徴とする循環動態診断用解析装
   置。 ２ 生体の循環系の脈動を脈圧変化信号として非
   観血的に検出する脈圧検出部と、 前記脈圧検出部の出力信号を脈圧変動信号とし
   て記憶する第１の処理回路と、 生体の循環系の血液の変動量を容積変化信号と
   して非観血的に検出する容積検出部と、 前記容積検出部の出力信号を容積変動信号とし
   て記憶する第２の処理回路と、 前記第１の処理回路の記憶信号と前記第２の処
   理回路の記憶信号を生体の循環系の脈圧変動の基
   準信号と容積変動の基準信号で補正する補正回路
   と、 前記第１の処理回路の出力信号と前記第２の処
   理回路の出力信号の時間位相が一致したときに信
   号を出力するトリガー回路と、 前記トリガー回路の出力信号に起因して前記第
   １の処理回路の出力信号で前記第２の処理回路の
   出力信号を除演算することによりコンプライアン
   スまたはＰ―Ｖ線図として表示する表示回路と、
   よりなることを特徴とする循環動態診断用解析装
   置。