JP2004121866A - Organism condition measuring system - Google Patents

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an organism condition measuring system which can non-invasively measure circulating kinetics parameters, and especially to provide a pulse wave analysis apparatus which can evaluate blood vessel compliance and blood vessel resistance by dividing into a center part and a peripheral part of an arterial system. <P>SOLUTION: A microcomputer 4 detects a radial artery waveform of a subject via a pulse wave detector 1 and takes in one stroke volume measured by a one stroke volume measuring device. Following that, values of five elements to constitute an electric circuit modeling an arterial system from the center part of an organism to a peripheral part based on the measured one stroke volume are adjusted so that a response waveform when giving an electric signal corresponding to a pressure wave of the aorta starting point of the subject to an electric circuit matches the radial artery pulse wave and the obtained values of the elements are outputted as circulation kinetics parameters. A pulse waveform , the maximum blood pressure value, the lowest blood pressure value at the aorta starting point are calculated from values of each element and the calculation results are outputted to an output device 6. <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO

Description

　本発明は、人体の状態を測定するために用いて好適な生体状態測定装置に係り、特に、人体の循環器系の診断に使用される脈波解析装置、および人体の末梢側で測定した生体の状態をもとに中枢部と末梢部における血管抵抗とコンプライアンスの評価と中枢側の血圧を推定する血圧測定装置に関するものである。 The present invention relates to a biological condition measuring device suitable for measuring the condition of a human body, particularly a pulse wave analyzer used for diagnosis of a circulatory system of the human body, and a biological device measured on a peripheral side of the human body. The present invention relates to a blood pressure measurement device for evaluating vascular resistance and compliance in a central part and a peripheral part, and estimating a central-side blood pressure based on the state of (1).

　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が用いられる。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ってくる。そして、これらの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る。 診断 When diagnosing the condition of the circulatory system of the human body, blood pressure and heart rate are most commonly used. However, in order to make a more detailed diagnosis, it is necessary to measure so-called circulatory dynamic parameters such as viscosity resistance and compliance of blood vessels. When these parameters are modeled and represented, a lumped four-element model is used as a model that describes the behavior of the arterial system.

　しかし、このような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か、或いは、超音波等で間接的に測定する方法をとることになる。ところが、前者の方法では侵襲的な測定となるために装置が大がかりなものとなる。一方、後者の方法では、血管内の血流を非侵襲的に観測することができるが、この方法は熟練を要するものである上、測定のための装置はやはり大がかりなものとなるという問題があった。 However, in order to measure such circulatory parameters, it is necessary to measure the pressure waveform and blood flow at the aortic root and the notch. That is, a method of directly measuring by inserting a catheter into an artery or a method of indirectly measuring by ultrasonic waves or the like is adopted. However, in the former method, since the measurement is invasive, the apparatus becomes large-scale. On the other hand, the latter method allows non-invasive observation of the blood flow in the blood vessel, but this method requires skill and also requires a large-scale measurement device. there were.

　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だけで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、この手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)。 Therefore, the present inventor has found a method of approximately calculating the parameters of the four-element lumped parameter model only by measuring the pulse waveform of the radial artery and the stroke volume. By using this technique, a pulse wave analyzer capable of non-invasively and easily evaluating circulatory parameters has been proposed (JP-A-6-205747, title: pulse wave analyzer). ).

　ところが、上記の手法においては、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い。 However, the above method does not employ a model that handles the compliance of blood vessels separately in the central part and the peripheral part of the arterial system. Therefore, when a circulatory agonist is administered to a patient during exercise or when a circulatory agonist is administered to a patient, the effect cannot be evaluated separately for the central part and the peripheral part.

　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２９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１４０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。 Next, the measurement of blood pressure described above will be briefly described.
Conventional non-invasive blood pressure measuring devices are generally used. A cuff (arm band) is attached to a subject's upper arm or the like, and pressure is applied to the cuff to detect a subject's pulse wave, thereby detecting a blood pressure value. Is measured. As described above, as an apparatus for measuring the blood pressure in the peripheral part of a subject, for example, Japanese Patent Application Laid-Open No. 4-276234 is cited. In other words, as shown in FIG. 29, the cuff 110 is wound around the upper arm of the subject's upper limb and attached, the band 138 is wound around the wrist 140, and the pulse wave sensor 134 is brought into close contact with the subject's radial artery, Detect the subject's pulse wave. Then, after the cuff 110 is pressurized, the systolic blood pressure value and the diastolic blood pressure value are measured by the well-known oscillometric method at the time of pressure reduction.

　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区々である。図２２〜図２４は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説明したものである。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。 By the way, when the central blood pressure value and the peripheral blood pressure value in the arterial system of the human body are actually measured, there is a difference between the central blood pressure value and the peripheral blood pressure value, especially regarding the systolic blood pressure value. Moreover, the degree of the difference varies depending on the shape of the pulse wave observed on the peripheral side. FIGS. 22 to 24 illustrate how the blood pressure value varies depending on the shape of the pulse wave. These figures show the aortic pressure waveform and systolic / diastolic values on the central side, and the radial artery pressure waveform and systolic / diastolic values on the peripheral side.

　図２２に示す第１のタイプの脈波波形であって、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。ところが、図２３に示す第２のタイプの脈波波形にあっては、最高血圧差が１４．９ｍｍＨｇとなって図２２に比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２６．１ｍｍＨｇといっそう大きくなる上に、第１乃至第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。ちなみに、これらの図からすると、橈骨動脈側における最低血圧値は、脈彼の形状によらず略同じであることが言える。 It is a pulse wave waveform of the first type shown in FIG. 22, and the respective systolic blood pressure values obtained from the aortic pressure waveform shown by the dotted line and the radial artery waveform shown by the solid line are almost equal to each other although the radial artery side is slightly higher. good. However, in the pulse waveform of the second type shown in FIG. 23, the systolic blood pressure difference is 14.9 mmHg, which is considerably larger than that in FIG. Further, when the pulse waveform of the third type shown in FIG. 24 is obtained, the systolic blood pressure difference becomes even larger at 26.1 mmHg, and in contrast to the pulse waveforms of the first and second types, the aortic pressure waveform becomes Is much larger than the radial artery waveform as a whole. Incidentally, from these figures, it can be said that the diastolic blood pressure value on the radial artery side is substantially the same irrespective of the shape of the pulse.

　ここで、既述した第１乃至第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。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。 Here, the above-described first to third types of pulse waves will be briefly described.
The first type of pulse waveform is a pulse of a normal healthy person, and is characterized by a slow and relaxed waveform, a constant rhythm and little disturbance. The second type of pulse wave waveform is characterized in that it rapidly rises, then falls immediately, and the aortic notch is deeply cut, while the subsequent diastolic peak is considerably higher than usual. Further, the third type of pulse wave waveform is characterized in that it rapidly rises, does not immediately fall thereafter, and maintains a high blood pressure state for a certain period of time.

　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。 It can be deduced from these figures that the blood pressure value in the aortic root, that is, the central side, may be low even if the blood pressure value in the peripheral side such as the radius and the upper arm is high, and conversely, the blood pressure value in the peripheral side may be low. The central blood pressure value may be high even if the blood pressure value on the central side is low. Such a relationship differs depending on the shape of the pulse wave waveform, and these relationships clearly appear in the shape of the pulse wave waveform.

　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。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。 For example, suppose that a hypotensive agent is administered to a patient for the treatment of hypertension, and the effect of the drug is evaluated based on the blood pressure in the radial artery. In such a case, even if the blood pressure measured on the peripheral side decreases, the blood pressure on the central side may not actually decrease. Therefore, it can be said that there is a case where it is difficult to correctly grasp the medicinal effect only from the peripheral blood pressure. On the contrary, even if the peripheral blood pressure does not change, if the aortic pressure waveform changes and the central blood pressure decreases, the burden on the heart is actually reduced. That is. In such a case, the effect of the drug is sufficiently manifested without forcibly lowering the peripheral blood pressure, but it is difficult to judge this from only the peripheral blood pressure.

　このように、血圧の測定は、本来心臓の負担がどの程度なのかを見るのが正しいあり方であって、従来から行われているように末梢側で測定した血圧値で判断してしまうと、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恐れもあることになる。 In this way, the measurement of blood pressure is originally correct to see how much the burden on the heart is, and if it is judged from the blood pressure value measured on the peripheral side as conventionally performed, The burden on the heart may be overestimated, or on the contrary, underestimated.

　本発明は、上記の点に鑑みてなされたものであり、その第１の目的は、非侵襲的に循環動態パラメータの評価をすることができる装置であって、とりわけ、血管のコンプライアンスと血管抵抗とを動脈系の中枢部と末梢部に分けて評価することが可能な脈波解析装置を提供することにある。また、本発明の第２の目的は、中枢側の血圧値を末梢側で測定した脈波波形から求めることが可能な血圧測定装置を提供することにある。 The present invention has been made in view of the above points, and a first object of the present invention is to provide a device capable of non-invasively evaluating circulatory parameters, and particularly to a device for vascular compliance and vascular resistance. It is an object of the present invention to provide a pulse wave analyzer capable of separately evaluating a central part and a peripheral part of the arterial system. It is a second object of the present invention to provide a blood pressure measurement device capable of obtaining a central blood pressure value from a pulse wave waveform measured on a peripheral side.

　本発明の第１の見地においては、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を設けたことを特徴としている。これにより、生体の動脈系における大動脈の粘弾性を含む循環動態パラメータを算出するようにしたので、生体の中枢部から末梢部に至る動脈系の循環動態を中枢部と末梢部に分けて、より精密に評価することが可能となるという効果が得られる。 In a first aspect of the present invention, a measuring means for measuring a state of a living body, and a circulating dynamic parameter representing a circulating dynamic of an arterial system from a central part to a peripheral part of the living body based on the state of the living body are provided. Analyzing means for calculating circulatory parameters including viscoelasticity of the aorta. As a result, the circulatory dynamics parameters including the viscoelasticity of the aorta in the arterial system of the living body were calculated, so that the circulating dynamics of the arterial system from the central part to the peripheral part of the living body were divided into the central part and the peripheral part, The effect of being able to evaluate precisely is obtained.

　また、一実施形態においては、上記生体の動脈系の循環動態を五要素集中定数モデルに基づく電気回路で模擬して循環動態パラメータを決定するようにした。これにより、四要素集中定数モデルと比べても、より人体の状態に即した循環動態パラメータを簡易に算出できるという効果が得られる。 In one embodiment, the circulatory dynamics of the living artery are simulated by an electric circuit based on a lumped five-element model to determine the circulatory dynamics parameters. As a result, an effect is obtained that the circulatory dynamic parameters more suitable for the state of the human body can be easily calculated as compared with the four-element lumped parameter model.

　また、他の実施形態においては、生体の状態として動脈系の末梢部における脈波を用いることとし、生体の左心室圧の波形を五要素集中定数モデルに与えたときに上記脈波の波形が得られるように、該モデルを構成する各素子を求めるようにしたので、生体から実際に測定した末梢部の脈波に良く適合した循環動態パラメータを決定できるという効果が得られる。 In another embodiment, a pulse wave in the peripheral part of the arterial system is used as the state of the living body, and when the waveform of the left ventricular pressure of the living body is given to the five-element lumped parameter model, the waveform of the pulse wave becomes Since each element constituting the model is obtained as described above, it is possible to obtain an effect that it is possible to determine a circulatory dynamic parameter well suited to a peripheral pulse wave actually measured from a living body.

　また、他の実施形態においては、左心室圧に対応する電気信号を正弦波で近似するようにしたので、現実における生体の動脈系の中枢部の様子をより的確に表わした循環動態パラメータを決定できるという効果が得られる。 Further, in another embodiment, the electric signal corresponding to the left ventricular pressure is approximated by a sine wave, so that the circulatory kinetic parameters that more accurately represent the actual state of the central part of the arterial system of the living body are determined. The effect that can be obtained is obtained.

　また、本発明の第２の見地においては、動脈系の末梢部における生体の状態を測定する測定手段と、前記生体の状態から前記動脈系の循環動態を表わす循環動態パラメータを決定し、該循環動態パラメータに基づいて前記生体の大動脈圧波形を算出する血圧算出手段とを設けたことを特徴とする。このように、本発明は、末梢部における生体の状態から大動脈圧波形を算出するので、大動脈部の血圧値を末梢側の状態だけから推定することができるという効果が得られる。これにより、例えば末梢側で測定した血圧が変わらなければ投与した薬の効果がないというような誤った判断を下す恐れがなく、投与した薬の薬効等を正しく見極めることができ、降圧剤等の薬の選択にも非常に役立つという効果も得られる。 Further, according to a second aspect of the present invention, a measuring means for measuring a state of a living body in a peripheral part of an arterial system, and a circulating dynamic parameter representing a circulating dynamic state of the arterial system are determined from the state of the living body. Blood pressure calculating means for calculating the aortic pressure waveform of the living body based on dynamic parameters. As described above, according to the present invention, the aortic pressure waveform is calculated from the state of the living body in the peripheral portion, so that an effect is obtained that the blood pressure value of the aortic portion can be estimated only from the peripheral state. Thereby, for example, there is no danger of making an erroneous judgment that the administered drug has no effect unless the blood pressure measured on the peripheral side changes, and it is possible to correctly determine the medicinal effect of the administered drug, etc. It also has the effect of being very useful for drug selection.

　また、一実施形態においては、循環動態パラメータとして生体の動脈系における大動脈の粘弾性を含むパラメータを選定することとしたので、動脈系の循環動態を中枢部と末梢部に分けて評価可能となり、より精密な血圧の推定が可能となるという効果が得られる。 Further, in one embodiment, since the parameters including the viscoelasticity of the aorta in the arterial system of the living body are selected as the circulatory dynamic parameters, the circulatory dynamics of the arterial system can be evaluated separately for the central part and the peripheral part, The effect is obtained that the blood pressure can be estimated more precisely.

　また、他の実施形態においては、生体の動脈系の循環動態を五要素集中定数モデルに基づく電気回路で模擬して循環動態パラメータを決定するようにしたので、四要素集中定数モデルを採用した場合に比して、より人体の状態に即した形で大動脈部の血圧が求められるという効果が得られる。 Further, in another embodiment, the circulatory dynamics of the arterial system of the living body is simulated by an electric circuit based on a five-element lumped constant model to determine the circulatory dynamics parameters. The effect of obtaining the blood pressure in the aorta in a manner more suited to the condition of the human body is obtained.

　また、他の実施形態においては、生体の状態として動脈系の末梢部における脈波を用いることとし、生体の左心室圧の波形を五要素集中定数モデルに与えたときに上記脈波の波形が得られるように、該モデルを構成する各素子を求めるようにしたので、実際に生体から測定した末梢部の脈波に良く適合した循環動態パラメータを用いて大動脈部の血圧を決定できるという効果が得られる。 In another embodiment, a pulse wave in the peripheral part of the arterial system is used as the state of the living body, and when the waveform of the left ventricular pressure of the living body is given to the five-element lumped parameter model, the waveform of the pulse wave becomes As it is obtained, since each element constituting the model is obtained, the effect of being able to determine the blood pressure of the aorta using the circulatory dynamic parameters well suited to the peripheral pulse wave actually measured from the living body is obtained. can get.

　また、他の実施形態においては、１回拍出量を検出することなしに循環動態パラメータを決定して大動脈部の血圧を推定するようにしたので、被験者が血圧測定を煩わしく感じずに済むという効果が得られる。 In another embodiment, the blood flow in the aorta is estimated by determining the circulatory parameters without detecting the stroke volume, so that the subject does not have to feel troublesome in measuring the blood pressure. The effect is obtained.

　また、他の実施形態においては、大動脈圧波形から得られる１回拍出量の計算値が、生体から得た１回拍出量の実測値と一致するように循環動態パラメータの値を調整するようにしたので、大動脈部の血圧の推定をいっそう精密に行うことが可能となるという効果が得られる。 In another embodiment, the value of the circulatory dynamic parameter is adjusted such that the calculated stroke volume obtained from the aortic pressure waveform matches the actual stroke volume measured from the living body. As a result, an effect is obtained that the blood pressure in the aorta can be more accurately estimated.

　また、他の実施形態においては、大動脈圧波形に基づいて心臓の仕事量を算出するようにしたので、動脈系の末梢部で得られる血圧値に顕著な変化が見られない場合であっても、真の心臓の負担を定量的に示すことができ、降圧剤療法などの評価を一層きめ細かく行うことができるという効果が得られる。 Further, in another embodiment, since the work of the heart is calculated based on the aortic pressure waveform, even when a remarkable change is not seen in the blood pressure value obtained in the peripheral part of the arterial system. Thus, it is possible to quantitatively show the true burden on the heart, and it is possible to obtain an effect that the evaluation of antihypertensive therapy or the like can be performed more finely.

〈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。
　図１は、同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。本実施形態では、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。 <First embodiment>
Hereinafter, a first embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings.
FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of the blood pressure measurement device according to the embodiment. In the present embodiment, the circulatory parameters of the arterial system of the human body are evaluated based on information obtained from the human body by a non-invasive sensor. The specific contents of the circulatory parameters will be described later.

　図１において、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。 In FIG. 1, the pulse wave detection device 1 detects a radial artery waveform via a pressure sensor S2 attached to the wrist of the subject as shown in FIG. 2, and detects the cuff band S1 attached to the upper arm of the subject. Detects the blood pressure of the subject via Then, the measured radial artery waveform is calibrated based on the blood pressure, and is output as an analog electric signal. This analog signal is input to an A / D (analog / digital) converter 3 and is converted into a digital signal every predetermined sampling period.

　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。 The stroke volume measuring device 2 is connected to the cuff band S1 as shown in FIG. 2, and through this cuff band S1, the amount of blood flowing out of the heart in one pulse is measured. The stroke volume is measured, and the measurement result is output as a single stroke volume data as a digital signal. As this type of measuring device, a device for performing measurement by the so-called systolic area method can be used.

　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以下に示す各種の処理を行い、これら処理から得られた結果を出力装置６へ出力する。なお、以下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。 The microcomputer 4 has a built-in waveform memory for storing the pulse wave waveform fetched from the A / D converter 3 and a temporary storage memory as a work area. The microcomputer 4 performs various processes described below in accordance with commands input from the keyboard 5 as an input device, and outputs results obtained from these processes to the output device 6. The following processing will be described in detail when describing the operation.

(1)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）に取り込む脈波読取処理
(2)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）を求める平均化処理
(3)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取り込み処理
(4)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パラメータ算出処理
(5)得られたパラメータを、循環動態パラメータとして出力装置６へ出力する第１の出力処理
(6)さらに、これら得られたパラメータから、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，心臓の仕事量を算出し、これらの結果を出力装置６へ出力する第２の出力処理 (1) Pulse wave reading processing for taking in a time-series digital signal of a radial artery waveform obtained via the A / D converter 3 into a built-in waveform memory (not shown)
(2) Averaging processing for averaging the radial artery waveform taken into the waveform memory for each "beat" to obtain a radial artery waveform corresponding to one beat (hereinafter, referred to as an average waveform)
(3) Capture processing for capturing stroke volume data into the temporary storage memory built in the microcomputer 4
(4) Parameter calculation processing for obtaining a mathematical expression representing a radial artery waveform corresponding to one beat, and calculating each parameter of an electrical model corresponding to the arterial system based on the mathematical expression
(5) First output processing for outputting the obtained parameters to the output device 6 as circulatory dynamic parameters
(6) Further, from these obtained parameters, a pulse wave waveform at the aortic root is calculated, and the systolic blood pressure, the diastolic blood pressure, and the work of the heart at the aortic root are calculated, and the results are output. Second output process for outputting to device 6

　次に、出力装置６の詳細を図１を参照し説明する。図において６１は実測血圧表示部であり、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。また、６２は中枢部推定血圧表示部であり、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Ｅ_m’、最低血圧Ｅ_oを表示する。６３は警告表示部であり、横一列に配列された複数のＬＥＤによって構成されている。これらＬＥＤは、実測された最高血圧と中枢部の最高血圧Ｅ_m’との差に対応して点灯する。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±１０ｍｍＨgを越えた場合は「ＣＡＵＴＩＯＮ」の赤色のＬＥＤが点灯される。 Next, details of the output device 6 will be described with reference to FIG. In the figure, reference numeral 61 denotes an actually measured blood pressure display unit, which displays the highest blood pressure, the lowest blood pressure, and the average blood pressure actually measured based on the radial artery waveform. Reference numeral 62 denotes a central part estimated blood pressure display unit, which displays the central part average blood pressure E ₀₁ , the systolic blood pressure E _m ′, and the diastolic blood pressure E _o obtained by the processing described later. Reference numeral 63 denotes a warning display unit, which is constituted by a plurality of LEDs arranged in a horizontal row. These LEDs are lit according to the difference between the actually measured systolic blood pressure and the central systolic blood pressure _Em '. That is, if the difference between the two is ± 10 mmHg or less, the “NORMAL” green LED is turned on, and if the difference exceeds ± 10 mmHg, the “CAUTION” red LED is turned on.

　６４はパラメータ表示部であり、マイクロコンピュータ４から静電容量Ｃ_c、電気抵抗Ｒ_c、インダクタンスＬ、静電容量Ｃ、電気抵抗Ｒ_p、左心室加圧時間ｔ_s、１拍の時間ｔ_p、１回拍出量ＳＶおよび心仕事量Ｗ_s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。 64 is a parameter display section, the capacitance C _c of the microcomputer 4, the electric resistance R _c, inductance L, capacitance C, resistance R _p, the time t _p of the t _s, 1 beat between the left ventricle pressure time , the stroke volume SV and cardiac work W _s is supplied, and displays these parameters. The details of these parameters will be described later.

　６７はＣＲＴディスプレイであり、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。６５はプリンタであり、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。 # 67 denotes a CRT display, which displays various waveforms such as a radial artery waveform, a left ventricular pressure waveform, and an aortic pressure waveform. Reference numeral 65 denotes a printer, and when a print command button 66 is pressed, various data displayed on an actually measured blood pressure display unit 61, a central part estimated blood pressure display unit 62, a warning display unit 63, a parameter display unit 64, and a CRT display The waveform displayed at 67 is printed out on paper.

　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しておく。
　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。
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。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。 Here, the significance of performing a warning display on the warning display unit 63 will be described.
As described above with reference to FIGS. 22 to 24, there are three types of the systolic blood pressure difference between the estimated aortic pressure waveform and the radial artery waveform. Then, the subject whose pulse wave waveform is the first type (FIG. 22) is likely to be a healthy person, and in the case of the second and third types, the subject often has some kind of disease.
For example, the second type (FIG. 23) is caused by abnormal blood flow conditions, and is likely to have diseases such as edema, hepatic renal disease, respiratory disease, gastrointestinal disease, and inflammatory disease. The third type is caused by an increase in the tension of the blood vessel wall, and is likely to have hepatobiliary disease, skin disease, hypertension, painful disease and the like. Therefore, in the present embodiment, when the systolic blood pressure difference is considered to be abnormal, a red LED is turned on to display a warning.

　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。 In the above example, the diagnosis is performed based on the systolic blood pressure difference between the aortic pressure waveform and the radial artery waveform, but the diastolic blood pressure difference or the average blood pressure difference may be used instead of the systolic blood pressure difference. Further, it goes without saying that the diagnosis may be made using all of the systolic blood pressure difference, the diastolic blood pressure difference and the average blood pressure difference.

　次に、本実施形態では、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」を採用することとした。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），末梢部での血管のコンプライアンス（粘弾性），末梢部での血管抵抗（粘性抵抗）の４つのパラメータに対して、大動脈コンプライアンスを迫加し、これら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。 Next, in this embodiment, a “five-element lumped parameter model” is newly adopted as an electrical model of the arterial system. In this five-element lumped parameter model, among the factors that determine the behavior of the circulatory system of the human body, the four-element lumped parameter model disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 6-205747 (title: pulse wave analyzer) is used. Inertia due to blood in the central part, vascular resistance due to blood viscosity in the central part (viscous resistance), compliance of blood vessels in the peripheral part (viscoelasticity), vascular resistance in the peripheral part (viscous resistance) Then, aortic compliance was imposed, and these parameters were modeled as an electric circuit. Note that compliance is a quantity representing the softness of a blood vessel.

　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Ｃ_c ：大動脈コンプライアンス〔cm⁵/dyn〕
電気抵抗Ｒ_c ：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Ｒ_p ：動脈系末梢部での血液粘性による血管抵抗〔dyn・s/cm⁵〕 FIG. 3 (a) shows a circuit diagram of a four-element lumped parameter model, and FIG. 3 (b) shows a circuit diagram of a five-element lumped parameter model. Hereinafter, the correspondence between each element and each parameter constituting the five-element lumped parameter model will be described.
Capacitance C _c : aortic compliance [cm ⁵ / dyn]
Electric resistance R _c : vascular resistance due to blood viscosity in the central part of the arterial system [dyn · s / cm ⁵ ]
Inductance L: inertia of blood in the central part of the arterial system [dyn · s ² / cm ⁵ ]
Capacitance C: blood vessel compliance at the peripheral part of the arterial system [cm ⁵ / dyn]
Electric resistance R _p : vascular resistance due to blood viscosity in the peripheral part of the arterial system [dyn · s / cm ⁵ ]

　ここで、電気回路内の各部を流れる電流ｉ，ｉ_p，ｉ_c，ｉ_s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ｉ_s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ｖ_p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。 Here, the current flowing through each part of the electrical circuit _{i, i p, i c,} i s is equivalent to a blood flow flowing through the respective units, each corresponding [cm ³ / s]. Among them, the current i is the aortic flow, current i _s is the blood flow pumped out from the left ventricle. The input voltage e corresponds to the left ventricular pressure [dyn / cm ² ], and the voltage v ₁ corresponds to the pressure at the start of the aorta [dyn / cm ² ]. Further, the terminal voltage v _p of the capacitance C corresponds to the pressure [dyn / cm ² ] at the radial artery. In addition, the diode D shown in FIG. 3B corresponds to the aortic valve, and is turned on (in a state where the valve is open) during a period corresponding to the systole, and is turned off (valve opened) during the period corresponding to the diastole. Is closed).

　後述するように、本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Ｃ_c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Ｃ_c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。 As described later, in the present embodiment, rather than would calculate these five parameters at a time, using a four element concentration constant model disclosed the parameters except capacitance C _c in the aforementioned literature After the calculation, the capacitance _Cc is determined. Therefore, first, the behavior of the four-element lumped parameter model shown in FIG. 3A will be theoretically described.

　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。

　ここで、電流ｉは、

　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。

In the four-element lumped parameter model shown in FIG.

Here, the current i is

Equation (1) can be transformed into the following equation.

　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。

As is well known, the general solution of the second-order constant-coefficient ordinary differential equation represented by the equation (3) is a special solution (stationary solution) satisfying the equation (3) and a transient solution satisfying the following equation. Given by the sum of

　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。
　　υ_p＝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。

　式（6）をｓについて解くと、

　となる。 Next, the solution of the differential equation (4) is obtained as follows. First, a damped oscillation waveform represented by the following equation is assumed as a solution of the differential equation (4).
υ _p = exp (st) (5)
Substituting equation (5) into equation (4), equation (4) is transformed as follows.

Solving equation (6) for s gives

It becomes.

　式（7）において、

　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。

　ここで．減衰率をα，角周波数をωとしており、

　である。そして、

　とおくと、式（10），式（11）は以下のように表わすことができる。

　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。 In equation (7),

In the case of, the inside of the root term √ of the second term becomes negative, and s becomes as follows.

here. The attenuation rate is α and the angular frequency is ω,

It is. And

Equations (10) and (11) can be expressed as follows.

In this way, the value of s is determined, and a solution satisfying the differential equation (4) is obtained. Based on the above findings, Equation (5) can be used as an equation that approximates the damped oscillation component included in the response waveform of the four-element lumped parameter model.

　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ｔ_pは波形の１拍分の時間，時間ｔ_s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Ｅ_o，Ｅ_m，ｔ_p，ｔ_p1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、Ｅ_oは最低血圧(拡張期血圧)、Ｅ_mは脈圧，(Ｅ_o＋Ｅ_m)は最高血圧(収縮期血圧)，ｔ_pは１拍の時間、ｔ_p1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＜ｔ_p1の区間：

ｔ_p1≦ｔ＜ｔ_pの区間： υ₁＝Ｅ_o （18） Next, modeling of the pressure waveform at the aortic root is performed. In general, the pressure waveform of the aortic root a bold line such waveform in FIG. 4, the time t _p in the figure one beat time waveform, the time t _s is between the left ventricle pressurized. In the four-element lumped parameter model, this pressure waveform is approximated by a triangular wave shown in FIG. Amplitude and time of the approximate waveform in FIG. 5 is _{E o, E m, t p} , When represented by t _p1, aortic pressure v ₁ at any time t is expressed by the following equation. Here, E _o is the minimum blood pressure (diastolic blood pressure), E _m is the pulse pressure, (E _o + E _m) is the systolic blood pressure (systolic blood pressure), t _p is the time of one beat, t _p1 is the rise of the aortic pressure This is the time from when the pressure reaches the minimum blood pressure value.
Section of 0 ≦ t < _tp1 :

t _p1 ≦ t <t _p of the _{interval: υ 1 = E o (18} )

　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ｖ_p（即ち橈骨動脈波）は以下のようになる。
０≦ｔ＜ｔ_p1の区間：

ｔ_p1≦ｔ＜ｔ_pの区間： υ_p＝Ｅ_min＋Ｄ_m2・exp{−α(t−t_p1)}・sin{ω(t−t_p1)＋θ₂} （20）
　ここで、Ｅ_min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。 Then, a response waveform v _p (that is, a radial artery wave) when the voltage v ₁ represented by the equations (17) and (18) is input to the equivalent circuit of FIG. 3A is as follows.
Section of 0 ≦ t < _tp1 :

t _p1 ≦ t <t _p of the _{interval: υ p = E min + D} m2 · exp {-α (t-t p1)} · sin {ω (t-t p1) + θ 2} (20)
Here, E _min is the lowest blood pressure value in the radial artery waveform measured by the pulse wave detection device 1 (see FIG. 11 described later).

　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，ｔ_b，Ｄ_m1，Ｄ_m2は後述する手順にしたがって算出される定数値である。 The third term on the right-hand side in equation (19) and the second term on the right-hand side in equation (20) are the damped oscillation components of equation (5), and α and ω in these terms are expressed by equations (15) and ( 16). Note that B, t _b , D _m1 , and D _m2 are constant values calculated according to a procedure described later.

　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。

　式（21）が成立するためには、以下の条件が必要となる。

　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。 Next, among the constants of the equations (19) and (20), those other than the already determined α and ω will be examined. First, when the equations (17) and (19) are substituted into the differential equation (3), the following equation is obtained.

The following conditions are required to satisfy Expression (21).

Expressions (24) and (25) restrict α and ω, but α and ω already obtained by Expressions (15) and (16) satisfy these expressions.

　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。

　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。

On the other hand, when the equations (18) and (20) are substituted into the differential equation (3), the following equation is obtained.

In order for the equation (26) to be satisfied, it is necessary that the following equation be satisfied in addition to the equations (24) and (25) being satisfied.

　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。
　まず、Ｅ_minは式（27）より次式のように得られる。

　また、式（23）よりＢは、

　となる。また、式（22）に式（29）を代入して、ｔ_bについて解くと、

　となる。 Next, the constants of Expressions (19) and (20) are calculated based on conditional expressions (22) to (25) and Expression (27) for establishing the differential equation (3).
First, E _min is obtained from equation (27) as follows.

From equation (23), B is

It becomes. By substituting equation (29) into equation (22) and solving for t _b ,

It becomes.

　さらに、残りの定数Ｄ_m1，Ｄ_m2，θ₁，θ₂は、橈骨動脈波形ｖ_pがｔ＝０，ｔ_p1，ｔ_p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ａ〜ｄを満足する値が選ばれる。
ａ．式（19）のｖ_p（ｔ_p1）と式（20）のｖ_p（ｔ_p1）とが一致すること
ｂ．式（20）のｖ_p（ｔ_p）と式（19）のｖ_p（０）とが一致すること
ｃ．式（19）および式（20）におけるｔ＝ｔ_p1の微分係数が一致すること
ｄ．式（19）のｔ＝０での微分係数と、式（20）のｔ＝ｔ_pでの微分係数が一致すること
　すなわち、Ｄ_m1およびθ₁は、

　なる値が選ばれる。ただし、

　であり、ｖ_o1とｉ_o1はｔ＝０におけるｖ_pとｉ_cの初期値である。 Further, the remaining constants _{D m1, D m2, θ 1} , θ 2 is the value such as the radial artery waveform v _p can maintain continuity at _{t = 0, t p1, t} p, that is, under the following conditions Values satisfying a to d are selected.
a. V _p (t _p1) and v _p (t _p1) that a match b of formula (20) in equation (19). V _p (t _p ) in equation (20) matches v _p (0) in equation (19) c. The differential coefficient of t = t _p1 in equation (19) and equation (20) matches d. A differential coefficient at t = 0 of the formula (19), that the differential coefficient at t = t _p of formula (20) coincide i.e., D _m1 and theta ₁ is

Is chosen. However,

_Where v _o1 and i _o1 are initial values of v _p and i _c at t = 0.

　また、Ｄ_m2およびθ₂は、

　なる値が選ばれる。ただし、

　であり、ｖ_o2とｉ_o2はｔ＝ｔ_p1でのｖ_pとｉ_cの初期値である。
　このようにして、式（19），式（20）の各定数が得られた。 D _m2 and θ ₂ are

Is chosen. However,

_Where v _o2 and i _o2 are initial values of v _p and i _c at t = t _p1 .
In this way, the constants of Expressions (19) and (20) were obtained.

　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Ｒ_cは、

　となる。ここで、Ｒ_cが実数でかつ正となる条件は、

　である。
　一般に、Ｒ_p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、

　とおくと、Ｒ_cは、

　となる。
　また、式（41），式（42）の関係より式（15）の減衰定数αは、

　となる。 Now, by calculating back from the angular frequency ω of the equation (16), the vascular resistance R _c becomes

It becomes. Here, the condition that R _c is real and positive is

It is.
Generally, R _p is about 10 ³ [dyn · s / cm ⁵ ], C is about 10 ^-4 [cm ⁵ / dyn], and ω is the angular frequency of the vibration component superimposed on the pulse wave. (Rad / s) or more. Therefore, the lower limit of Expression (40) can be regarded as approximately 1 / (ω ² C). Therefore, for simplicity, L is approximately

In other words, R _c is

It becomes.
In addition, from the relationship between Expressions (41) and (42), the attenuation constant α in Expression (15) is

It becomes.

　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、

　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。 Using the relations of Equations (41) to (43), α, ω, and L represent the remaining parameters of the four-element lumped parameter model.

It becomes. From these equations (44) to (46), it is clear that the parameters are determined by obtaining α, ω, and L.

　ここで、後述するようにα，ω，Ｂ，ｔ_bは橈骨動脈波の実測波形から得られ、Ｌは１回拍出量ＳＶ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。

　一方、Ｒ_c，Ｒ_p，α，ω，Ｌの間には次式が成立する。

Here, as described later, α, ω, B, and t _b are obtained from the measured waveform of the radial artery wave, and L can be calculated based on the stroke volume SV. Hereinafter, a procedure for calculating L based on the stroke volume SV will be described.
First, the average value E ₀₁ of the pressure wave in the aortic root is given by the following equation.

On the other hand, the following equation is established among R _c , R _p , α, ω, and L.

　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（Ｒ_c＋Ｒ_p）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／ｔ_p）に相当するから、次式が成立する。

　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。

　なお、血流量を測定することにより式（49）中の平均電流(１／ｔ_p)｛Ｅ_oｔ_p＋(ｔ_p1Ｅ_m／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。 Then, the average current flowing through the four-element lumped parameter model, that is, the average value E ₀₁ , divided by (R _c + R _p ) corresponds to the average value (SV / t _p ) of the blood flow flowing through the artery due to pulsation. Therefore, the following equation is established.

By solving the equation (49) obtained in this manner for L, an equation for obtaining L from the stroke volume SV is obtained as follows.

Incidentally, obtains a value corresponding to the formula (49) the average current in _{(1 / t p) {E} o t p + (t p1 E m / 2)} By measuring the blood flow, on the basis of the result The inductance L may be calculated. Known devices for measuring blood flow include those based on the impedance method and those based on the Doppler method. In addition, examples of the Doppler blood flow measuring device include one using ultrasonic waves, one using laser, and the like.

　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埋論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Ｒ_c，Ｒ_p，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Ｃ_c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ｖ_p等を求める必要がある。 Next, an implicit explanation of a method for calculating circulatory dynamic parameters based on the five-element lumped parameter model will be given. As mentioned above, R _c , R _p , C, and L among the circulatory dynamic parameters are determined using a four-element lumped model, and based on these parameters, the capacitance C _c is determined. Determine the value. Therefore, a certain current i, current i _s, the voltage v _1, is necessary to obtain the voltage v _p and the like in FIG. 3 (b).

　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、ω_s＝π／ｔ_sとおいて、左心室圧波形ｅを次式で表わす。

　ここて、Ｅ_m’は最高血圧であって、図５で言えば（Ｅ_m＋Ｅ_o）に相当する。 First, the left ventricular pressure waveform e is approximated by a sine wave as shown in FIG. In other words, at the ω _s = π / t _s, representing the left ventricular pressure waveform e by the following equation.

Here, E _m ′ is the systolic blood pressure, which corresponds to (E _m + E _o ) in FIG.

　以下、図４に示すように、時間ｔがｔ₁≦ｔ＜ｔ₂の収縮期とｔ₂≦ｔ＜（ｔ_p＋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。 Hereinafter, as shown in FIG. 4, the time t is to be described with a case divided into diastole t ₁ ≦ t <t ₂ systolic and _{t 2 ≦ t <(t p} + t 1). Here, time t ₁ and time t ₂ are times at the intersection of the left ventricular pressure waveform and the aortic pressure waveform.

〈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。

　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ｖ_pstを求める。そのために、定常解ｖ_pstを次式のように仮定する。

　式（53）を式（52）のｖ_p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。

　これらの式を解くことにより、

　が得られる。 <Systole>
In this case, v ₁ = e holds, and equations (1) and (2) hold for the voltage v ₁ and the current i, respectively. Therefore, the following differential equation is established from Expressions (1) to (3) and Expressions (12) to (14) and Expression (51).

Therefore, first, a steady solution v _pst of this differential equation is obtained in the same manner as in the four-element lumped parameter model. For this purpose, a stationary solution v _pst is assumed as in the following equation.

By substituting equation (53) into v _p of equation (52) and comparing the coefficients, the following two equations are obtained.

By solving these equations,

Is obtained.

　次に、式（52）の微分方程式の過渡解ｖ_ptrを求める。そのために、ｖ_{pt r}＝ｅｘｐ（λt）とおいて、次式のｖ_pへ代入する。

　これにより、次式が得られる。

　そこで、この式をλについて解くと次式が得られる。

　ここで、｛Ａ₂／(２Ａ₁)｝²＜（Ａ₃／Ａ₁）とする（振動モード）と、次式が得られる。

　このとき、

　である。 Next, a transient solution v _ptr of the differential equation of Expression (52) is obtained. For this purpose, v _ptr = exp (λt) is set and substituted into v _{p in} the following equation.

Thus, the following equation is obtained.

Then, solving this equation for λ yields the following equation.

Here, if {A ₂ / (2A ₁ )} ² <(A ₃ / A ₁ ) (vibration mode), the following equation is obtained.

At this time,

It is.

　ここで、さらに過渡解ｖ_ptrを次式のように置く。

　すると、電圧ｖ_p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。

　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。

Here, the transient solution _vptr is set as in the following equation.

Then, since the voltage v _p is represented by the sum of the steady-state solution and the transient solution, the voltage v _p is given by the following equation using the equations (53) and (64).

The current i is obtained by substituting equation (65) into equation (2) as follows:

　次に、ｔ＝ｔ₁のときのｖ_p，ｉを各々ｖ₀₂，ｉ₀として次式の如く仮定する。

　すると、式（65）〜式（68）より以下の式が成立する。

　また、式（67）〜式（68）を_ａ1，ａ₂について解くと、次のようになる。

　さらに、式（70）〜式（74）から次式の関係が成立することがわかる。

Next, it is assumed that v _p and i at t = t ₁ are v ₀₂ and i ₀ , respectively, as follows.

Then, the following expressions are established from Expressions (65) to (68).

When equations (67) to (68) are solved for _a 1 and a ₂ , the following is obtained.

Furthermore, it can be seen from Equations (70) to (74) that the following equation holds.

　したがって、式（64）に式（75）〜式（76）を代入し、その際に式（77）を用いると、過渡解ｖ_ptrとして次式が得られる。

　ここで、

　とおくと、

　が得られる。
　結局、式（65）は次式のようになる。

Therefore, when the equations (75) to (76) are substituted into the equation (64) and the equation (77) is used at that time, the following equation is obtained as the transient solution v _ptr .

here,

After all,

Is obtained.
Eventually, equation (65) becomes:

　次に、前述した式（66）において

　とする。
　すると、電流iとしては、

　が得られる。
　また、電流ｉ_sは、

　として得られる。 Next, in the above equation (66)

And
Then, as the current i,

Is obtained.
In addition, the current i _s is,

Is obtained as

〈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Ｃ_C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ｉ_cはそれぞれ以下の式で表わされる。

　したがって、電圧ｖ_pは、

　また、ｉ−ｉ_c＝ｉ_p＝ｖ_p／Ｒ_pであるから、

　となる。 <Diastolic phase>
In the diastole, the diode D is turned off, the left ventricular pressure e is not applied to the circuit on the cathode side of the diode D, and the current flowing through the capacitance C _C is equal to the current i, and Current. Accordingly, the voltage v ₁ is represented by the above-described equation (1), and the current i and the current _ic are respectively represented by the following equations.

Therefore, the voltage v _p is

Also, because it is _{i-i c = i p =} v p / R p,

It becomes.

　次に、式（1）に式（93）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。

　また、式（90）と式（93）から次式が導かれる。

　そして、式（94）と式（95）から次式が得られる。

　したがって、この式を変形すると次式が得られる。

　ここで、

Next, the following equation is obtained by substituting equation (93) into equation (1) and differentiating both sides of the obtained equation with time t.

The following equation is derived from Equation (90) and Equation (93).

Then, the following expression is obtained from Expression (94) and Expression (95).

Therefore, when this equation is modified, the following equation is obtained.

here,

　次に、ｖ_p＝ｅｘｐ（λt）とおいて、これを式（97）へ代入すると次式が得られる。

　さらに、以下のような定義をおこなう。

　なお、（ｑ²−ｐ³）＞０であれば振動モードである。
　そして、電圧ｖ_pをさらに次式のように仮定する。

　すると、式（93）へ式（112）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。

　ここで、

　したがって、電圧ｖ₁は式（113）から次式のようになる。

　ここで、

Next, assuming that v _p = exp (λt) and substituting this into equation (97), the following equation is obtained.

In addition, the following definitions are made.

If (q ² −p ³ )> 0, it is the vibration mode.
Then, the voltage v _p is further assumed as in the following equation.

Then, by substituting the equation (112) into the equation (93), the current i is transformed as the following equation.

here,

Therefore, the voltage v ₁ is obtained from the equation (113) as follows.

here,

　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ｖ_p，電流ｉを各々ｖ₀₁，ｖ₀₂，ｉ₀とすると、これらは式（117），式（112），式（113）のｔをｔ＝０とおくことで以下のように得られる。

Next, in order to simplify the calculations, in the following description, will be put time t ₂ shown in FIG. 4 and t = 0. Assuming that the voltage v ₁ , the voltage v _p , and the current i at t = 0 are v ₀₁ , v ₀₂ , and i ₀ , respectively, t in Expressions (117), (112), and (113) is calculated as t = By setting it to 0, it can be obtained as follows.

　次に、式（112）における第２項と第３項を変形することで、電圧ｖ_pは次式のようになる。

　ここで、

　であって、

　である。 Next, by modifying the second and third terms in equation (112), the voltage v _p becomes as follows.

here,

And

It is.

　次いで、式（124）のｖ_p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。

　ここで、

　したがって、式（132）から電圧ｖ₁は、

　となる。ここで、

Then, by substituting v _p in equation (124) into equation (2), the current i becomes as follows.

here,

Thus, from equation (132), the voltage v ₁ is

It becomes. here,

　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ｖ_p，電流ｉは各々式（136），式（124），式（132）から以下のように求められる。

　ここで、

　ちなみに、拡張期における電流ｉ_sは「０」である。 As described above, in the above description, the time t ₂ is set to t = 0. Then, in order to adjust the time scale, t → (tt− ₂ ) is replaced. As a result, the voltage v ₁ , the voltage v _p , and the current i are obtained from Expressions (136), (124), and (132) as follows.

here,

By the way, the current i _s in the diastole is "0".

　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ｉ_sの面積で与えられることから、式（89）で示す電流ｉ_s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、

Next, the theoretical value of the stroke volume SV is determined. Stroke volume SV, since it is given by the area of the current i _s in the systole is obtained by integrating the current i _s represented by the formula (89) for the time t ₁ ~ time t _2. That is,

　次に、本実施形態による脈波解析装置の動作を説明する。図６〜図１０は、本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である。また、図１１は上述した平均化処理により得られる平均波形の波形図である。図１２は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である。以下、これらの図を参照して動作説明を行うこととする。 Next, the operation of the pulse wave analyzer according to the present embodiment will be described. 6 to 10 are flowcharts illustrating the operation of the pulse wave analyzer according to the present embodiment. FIG. 11 is a waveform diagram of an average waveform obtained by the above-described averaging process. FIG. 12 is a waveform diagram comparing a radial artery waveform obtained by a parameter calculation process described later with an average waveform obtained by an averaging process. The operation will be described below with reference to these drawings.

(1)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。 (1) Pulse Wave Reading Processing When evaluating the circulatory dynamic parameters, the diagnostician in charge of the subject's diagnosis attaches the cuff band S1 and the pressure sensor S2 to the subject as shown in FIG. Input from the keyboard 5. The microcomputer 4 sends a pulse wave measurement instruction to the pulse wave detector 1 in response to this command. As a result, the pulse wave detecting device 1 detects the radial artery wave, and the A / D converter 3 outputs a time-series digital signal representing the radial artery wave. The microcomputer 4 takes this digital signal into a built-in waveform memory for a fixed time (about one minute). In this manner, the radial memory for a plurality of beats is fetched into the waveform memory.

(2)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(以上、ステップＳ１)。このようにして作成された平均波形の代表波形Ｗ_１を、図１１に例示する。 (2) Averaging Process Next, the microcomputer 4 superimposes the radial artery waveforms for a plurality of beats on a beat-by-beat basis, and obtains an average waveform per beat for the above-mentioned fixed time. Then, the average waveform is stored in the built-in memory as a representative waveform of the radial artery waveform (step S1). The typical waveform W ₁ of the average waveform created in this manner is illustrated in Figure 11.

(3)１回拍出量データ取込処理
　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(ステップＳ２)。 (3) Single stroke volume data acquisition process Next, the microcomputer 4 sends a single stroke volume measurement instruction to the single stroke volume measuring device 2. As a result, the stroke volume measuring device 2 measures the stroke volume of the subject, and the measurement result is taken into the built-in temporary storage memory by the microcomputer 4 (step S2).

(4)パラメータ算出処理
　まず、四要素集中定数モデルに基づいて、静電容量Ｃ_cを除く４つの循環動態パラメータの決定を行う。
　そこで、マイクロコンピュータ４の処理はステップＳ３に進み、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)。 (4) the parameter calculation process, first, on the basis of a four-element lumped model, the determination of four circulatory state parameter excluding capacitance C _c.
Thus, the processing of the microcomputer 4 proceeds to step S3, and executes a parameter calculation processing routine shown in FIGS. At this time, along with the execution of the routine, the α, ω calculation processing routine shown in FIG. 9 is executed (steps S109 and S117). Along with the execution of the α, ω calculation processing routine, the ω calculation routine shown in FIG. 10 is executed (step S203).

　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ｔ_p，最低血圧値Ｅ_min（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)。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。 Hereinafter, the processing contents of these routines will be described. First, the microcomputer 4 determines the time t ₁ ′ corresponding to the first point P1 at which the blood pressure becomes maximum, the blood pressure value y ₁ , and the blood pressure once after the first point with respect to the average waveform of the radial artery as shown in FIG. in time t ₂ corresponding to the second point writing 'blood pressure value y ₂ and, a second time corresponding to the third point P3 is the peak point t _3' and blood pressure value y _3, 1 beat of time t _p, minimum The blood pressure value E _min (corresponding to the first term of the above-described equations (3) and (4)) is obtained (step S101). If the pulse wave is “smooth” and it is difficult to distinguish the second point P2 or the third point P3, the time of the second point and the time of the third point are set to t ₂ ′ = 2t ₁ ′ and t ₂ ′, respectively. ₃ is assumed that the '= 3t _1'.

　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Ｓ１０２，Ｓ１０３)、Ｂ点の値を（ｙ₀／２）−０．１に初期設定する(ステップＳ１０４)。 Next, in order to simplify the process, performs the normalization process of the blood pressure values y ₁ ~y ₃ with a blood pressure value y ₀ of the point A shown in FIG. 13 (step S102, S103), the value of point B Initially, (y ₀ /2)−0.1 is set (step S104).

　次いで、以下の手順に従ってＢ，ｔ_b，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、ｔ_bを「(ｔ_p／２)〜ｔ_p」の範囲で変化させる。その際、Ｂとｔ_b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ｔ_bの各々について｜ｖ_p（ｔ₁’）−ｙ₁｜,｜ｖ_p（ｔ₂’）−ｙ₂｜,｜ｖ_p（ｔ₃’）−ｙ₃｜が最小となるα，ωを求める。
ｂ）ａ）において求めたＢ，ｔ_b，α，ωの中で｜ｖ_p（ｔ₁’）−ｙ₁｜,｜ｖ_p（ｔ₂’）−ｙ₂｜,｜ｖ_p（ｔ₃’）−ｙ₃｜が最小となるＢ，ｔ_b，α，ωを求める。
ｃ）ｂ）において求めたＢ，ｔ_bを基準にして、ＢについてはＢ±０．０５，ｔ_bについてはｔ_b±０．０５の範囲で、上記のａ），ｂ）の処理を再実行する。
ｄ）上記の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ｄｖ_p（ｔ₂’）／ｄt＝０となる点を二分法を用いて求める(図１０のフローチャートを参照)。 なお、上記の各処理におけるｖ_pの値の演算に際して、式（33）の初期値ｖ₀₁は零とする。
　以上のような処理によって、Ｂ，ｔ_b，α，ωが最終的に決定される。
ｅ）ｔ_p1，Ｅ_m，Ｅ_o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Ｒ_C，Ｒ_p，Ｃを式（44）〜式（46）から求める(ステップＳ１２６)。 Next, the optimum values of B, t _b , α, and ω are determined according to the following procedure.
a) First, B a "(y _0/2) ~y _0" is changed in a range of, at the same time, changing the t _b in the range of "(t _p / 2) ~t _p". At this time, B and t _b are both changed at +0.1 intervals. Then, for each of B and t _b , | v _p (t ₁ ') -y ₁ |, | v _p (t ₂ ') -y ₂ |, | v _p (t ₃ ') -y ₃ | Α and ω are obtained.
b) Among B, t _b , α, and ω obtained in a), | v _p (t ₁ ′) −y ₁ |, | v _p (t ₂ ′) −y ₂ |, | v _p (t ₃ ') Find B, t _b , α, ω that minimizes −y ₃ |.
c) b) in the obtained B, and based on t _{b, B} ± 0.05 for B, and the range of t _b ± 0.05 for t _b, above a), the process b) re Execute.
d) In the above processes a) to c), α is changed in the range of 3 to 10 at intervals of 0.1, and the optimum ω is calculated for each α. Further, ω is obtained by using the bisection method at the point where dv _p (t ₂ ′) / dt = 0 at each α (see the flowchart of FIG. 10). In calculating the value of v _p in each of the above processes, the initial value v ₀₁ of equation (33) is set to zero.
By the above processing, B, t _b , α, ω are finally determined.
_{e) t p1, E m,} E o the formula (28) to (30), is calculated based on the equation (44) to (46) (step S123, S124).
f) Using equation (50), the value of L is calculated based on the measured stroke volume SV (step S125), and the remaining parameters R _C , R _p , and C are calculated using equations (44) to (44). It is obtained from (46) (step S126).

　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Ｃ_C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Ｃ_c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Ｃ_c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。 Then, based on the five elements lumped model to determine the capacitance C _C is the last circulatory state parameters. At that time, as a method of determining the electrostatic capacitance C _c so measured values and calculated values of stroke volume SV matches, diastolic blood pressure calculation pulse wave and the diastolic blood pressure measured pulse wave coincides A method of determining the capacitance _Cc is considered. Therefore, each method will be described separately for each case.

(4)−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Ｃ_c（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Ｃ_c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Ｃ_C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Ｒ_C，Ｒ_p，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。

　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（149）によって算出する。その際、左心室加圧時間ｔ_sは、四要素集中定数モデルによって得られた１拍の時間ｔ_pから、次式によって推定することとする。

　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Ｅ_m’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)。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ｖ_p，ｉの値であるから、式（83），式（88）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。 (4) -1.1 Method of Determining Capacitance C _c (Aortic Compliance) so that the Calculated Value of Stroke Volume SV and the Actual Measurement Value Match, First, the calculated value of stroke volume SV describing a specific method for determining capacitance C _c so that the measured values match.
First, the value of the capacitance C _C is estimated as in the following equation based on the capacitance C calculated by the four-element lumped constant model. The values of the other circulatory dynamic parameters, ie, R _C , R _P , C, and L, obtained by the four-element lumped model are used.

Next, using these circulatory parameters, a calculated value of the stroke volume SV is calculated by the equation (149). At that time, t _s is between the left ventricle pressurizing time, and to estimate the time t _p of one beat which was obtained by a four element lumped model, by the following equation.

This relational expression is an empirical expression obtained from the result of measuring the contraction time of the left ventricle by echocardiography. As shown in FIG. 14, a correlation coefficient of -0.882 is obtained. For the systolic blood pressure _Em ', a value obtained by a four-element lumped parameter model is used (see equations (22) and (28)). The times t ₁ and t ₂ can be determined from the relationship of left ventricular pressure = aortic pressure. Further, since the v ₀₂ and i ₀ as described above is v _p, the value of i at t = t _1, the formula (83), by substituting t ₁ to t present in formula (88), v ₀₂ and i ₀ can be obtained.

　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Ｃ_Cの値を決定する。すなわち、静電容量Ｃ_Cの値を式（150）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Ｃ_C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Ｃ_Cが決定されてパラメータ算出処理が終了する。 Next, stroke volume SV values calculated in the manner described above, to determine the value of the capacitance C _C to match the measurements taken from the stroke volume meter 2. That is, the value of the capacitance C _C is changed within a predetermined range from the initial value obtained by the equation (150). Then, the measured value of the stroke volume is compared with the calculated value calculated from the value of each capacitance C _C to check whether the integer part of the measured value matches the integer part of the calculated value. . If a match is found in the integer part, it is considered that the measured value and the calculated value match, the capacitance C _C is determined, and the parameter calculation process ends.

　一方、静電容量Ｃ_C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Ｃ_C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Ｃ_Cの値を最終的な値とする。次いで、最高血圧Ｅ_m’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Ｅ_m’が存在すれば、その値を最終的な最高血圧Ｅ_m’として、パラメータ算出処理を終える。 On the other hand, if the measured value of the stroke volume and the calculated value do not agree with each other only by adjusting the value of the capacitance C _C , one time in the adjusted value of the capacitance C _C. The value of the capacitance C _C at which the difference between the measured value of the stroke volume and the calculated value is the minimum is defined as the final value. Then, by changing each 1mmHg values of systolic blood pressure E _m 'in the range of ± 3 mmHg, check for agreement between the calculated values and measured values of stroke volume as well. If there is a matching systolic blood pressure _Em ', the value is set as the final systolic blood pressure _Em ', and the parameter calculation process ends.

　他方、最高血圧Ｅ_m’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Ｒ_pの値を調整する。そこで、調整した最高血圧値Ｅ_m’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Ｅ_m’の値を最終的な値とする。次いで、抵抗Ｒ_pを例えば１０［dyn・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Ｒ_pの値に決定する。 On the other hand, even if adjusting the value of systolic blood pressure E _m ', when not seen yet match the calculated and measured values of stroke volume is adjusted further the value of the resistor R _p. Therefore, 'in the value of the highest blood pressure value E _m the difference between the calculated and measured values of stroke volume is the smallest' systolic blood pressure E _m adjusted to the value of the final value . Next, the resistance R _p is increased or decreased in steps of, for example, 10 [dyn · s / cm ⁵ ], and the value having the smallest difference between the measured value of the stroke volume and the calculated value is determined as the final value of the resistance R _p . decide.

　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。 FIG. 31 shows an example of a flowchart for realizing the process described above. Note that, for parameters that fluctuate within a predetermined range in the program, a subscript “v” is added to the original parameter name.

(4)−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Ｃ_c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Ｃ_cを決定する方法について説明する。
　この方法においては、被験者の心電図より、収縮期時間ＱＴが予め得られていることとする。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ｔ_sｖ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Ｅ_mｖ’を「Ｅ_o＋Ｅ_m−２０〔ｍｍＨｇ〕」〜「Ｅ_o＋Ｅ_m＋２０〔ｍｍＨｇ〕」の範囲で「１ｍｍＨｇ」間隔で変化させる。 (4) -2. A method of determining the capacitance C _c so that the diastolic blood pressure of the calculated pulse wave and the diastolic blood pressure of the actually measured pulse wave match. Next, the diastolic blood pressure of the calculated pulse wave and the diastolic blood pressure of the actually measured pulse wave should be matched. It describes a method of determining the electrostatic capacitance C _c.
In this method, it is assumed that the systolic time QT has been obtained in advance from the subject's electrocardiogram. With respect to the systolic time QT obtained in advance, the left ventricular pressurization time t _s v is set to “0.01 [sec]” in the range of “QT + 0.1 [sec]” to “QT + 0.2 [sec]”. varied in the interval, changing the "1mmHg" interval the systolic blood pressure E _m v 'in the range of "E _o + E _m -20 [mmHg]" - "E _o + E _m +20 [mmHg]" at the same time.

　すなわち、これら左心室加圧時間ｔ_sｖおよび最高血圧Ｅ_mｖ’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Ｃ_cが計算される。 That is, for each of these left ventricular pressurizing time t _s v and systolic E _m v ', so that the combination of 451 kinds are contemplated. In each of these combinations, the capacitance _Cc is calculated such that the diastolic blood pressure of the calculated pulse wave matches the diastolic blood pressure of the actually measured pulse wave.

　次に、各組合せにおい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Ｃ_c（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。

　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。 Next, when the sampling value of the calculated pulse wave in each combination is P1 (t) and the sampling value of the actually measured pulse wave is P2 (t), the waveform average error ε in each combination is obtained by the following equation. Then, the capacitance C _c (aortic compliance) when the waveform average error ε is the smallest is adopted. FIG. 32 shows an example of a flowchart for realizing the process described above.

As described above, all the circulatory parameters in which the measured value of the stroke volume and the calculated value match are determined.

(5)第１の出力処理
　以上説明したパラメータ算出処理が終了すると、マイクロコンピュータ４は循環動態パラメータＬ，Ｃ，Ｃ_C，Ｒ_C，Ｒ_pの値を順次出力装置６へ出力する(ステップＳ４)。なお、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Ｃ_c ＝ ０．００１２１３ 〔cm⁵/dyn〕
電気抵抗Ｒ_c ＝ 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Ｒ_p ＝ １３００．０５８ 〔dyn・s/cm⁵〕
左心室加圧時間ｔ_s ＝ ０．４９６ 〔s〕
１拍の時間ｔ_p ＝ ０．８９６ 〔s〕
１回拍出量ＳＶ ＝ ８３．６ 〔cc/拍〕
最高血圧Ｅ_m’ ＝ 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。 (5) First Output Processing When the above-described parameter calculation processing is completed, the microcomputer 4 sequentially outputs the values of the circulatory dynamic parameters L, C, C _C , R _C , and R _P to the output device 6 (step S4). ). The values of the circulatory dynamic parameters and the like calculated from the radial artery waveform in the case where a 32-year-old man was used as a subject are shown below.
Capacitance C _c = 0.001213 [cm ⁵ / dyn]
Electric resistance R _c = 98.768 [dyn · s / cm ⁵ ]
Inductance L = 15.930 [dyn · s ² / cm ⁵ ]
Capacitance C = 0.0001241 [cm ⁵ / dyn]
Electrical resistance R _p = 1300.058 [dyn · s / cm ^5]
Left ventricular pressurization time t _s = 0.496 [s]
One beat of time t _p = 0.896 [s]
Stroke volume SV = 83.6 [cc / beat]
Systolic blood pressure E _m '= 117.44 [mmHg]
In addition, as shown in FIG. 12, it can be seen that the calculated waveform of the radial artery obtained from the calculated parameters and the actually measured waveform match well.

(6)第２の出力処理
　さらに、ステップＳ４においては、循環動態パラメータＬ，Ｃ，Ｃ_C，Ｒ_C，Ｒ_p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（140）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ｔ_p或いは時刻ｔ₁〜時刻(ｔ₁＋ｔ_p)）だけ計算する。そして、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。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Ｅ_oとする。そして、上記で求めた最高血圧値Ｅ_m’を最低血圧値と一緒に出力装置６へ送出して、これらの値を出力装置６上に表示させる。
　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，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。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。 (6) Second Output Processing Further, in step S4, an aortic pressure waveform is obtained based on the values of the circulatory dynamic parameters L, C, C _C , R _C , R _{P and} the like. That is, in the systole using equation (51), by using the formula In the diastole (140), one beat waveforms of voltages v ₁ (i.e., time 0 time t _p or time The calculation is performed only for t ₁ to time (t ₁ + t _p )). Then, the obtained calculated waveform is output to the output device 6 to display the aortic pressure waveform. Then, the value at time t ₁ of the resulting aortic root of the waveform is calculated from these equations, and the calculation result as the diastolic blood pressure value E _o. Then, the systolic blood pressure value _Em ′ obtained above is sent to the output device 6 together with the diastolic blood pressure value, and these values are displayed on the output device 6.
As described above, according to the present embodiment, the central systolic blood pressure, the diastolic blood pressure, and the aortic pressure waveform, as well as various circulatory parameters, can be displayed to the diagnostician or the subject. Since the equation (51) shows the left ventricular pressure waveform itself, the left ventricular pressure waveform may be displayed on the output device 6 instead of the above-described aortic pressure waveform as the central part pressure waveform.

〈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。そこで、本実施形態では、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、波形の形状を歪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歪率ｄをもとにして循環動態パラメータを導出する。 <Second embodiment>
In the first embodiment, each value of the circulatory dynamic parameter is calculated from the radial artery waveform and the stroke volume. However, as described above, since the subject needs to wear the cuff band S1 to detect the stroke volume once, it can be said that the subject is troublesome. Therefore, in the present embodiment, the central blood pressure value and the like are estimated by noting the phenomenon that the aortic pressure changes depending on the shape of the radial artery waveform, and representing the waveform shape as a distortion factor. That is, in the present embodiment, the circulatory dynamic parameters are derived based on the distortion rate d obtained from the radial artery waveform.

　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、(1)脈波読み取り処理と(2)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Ａ_n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、次式で定義される歪率ｄを算出する。

First, the microcomputer 4 performs (1) a pulse wave reading process and (2) an averaging process in the same manner as in the first embodiment to obtain an average waveform for one pulse of the radial artery waveform. Next, Fourier analysis of the pulse wave is performed by performing a well-known FFT (Fast Fourier Transform) process on the average waveform. Then, from the frequency spectrum obtained as a result of the analysis, the amplitude A ₁ of the fundamental wave, the amplitude A ₂ of the second harmonic, third harmonic of amplitude A _3, ..., determine the amplitude A _n of the n harmonics . The value of n (n is a natural number) is appropriately determined in consideration of the amplitude of the harmonic. Then, based on these amplitude values, a distortion factor d defined by the following equation is calculated.

　次いで、得られた歪率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、橈骨動脈波形の歪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歪率ｄと循環動態パラメータとを測定して、歪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、歪率ｄと循環動態パラメータＲ_C，Ｒ_p，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Ｃ_C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。 Next, a circulatory dynamic parameter is estimated from the obtained distortion factor d. The estimation is performed based on the finding that there is a considerable degree of correlation between the distortion rate of the radial artery waveform and each value of the circulatory dynamic parameters. That is, the distortion rate d and the circulatory dynamic parameters are measured in advance for a large number of subjects, and a relational expression between the distortion rate and each of the circulatory dynamic parameters is derived. Here, an example of the correlation between the distortion factor d and the measurement results of the circulation dynamic parameters R _C , R _P , L, and C is shown in FIGS. 25 to 28. Although not shown with respect to aortic compliance C _C, it can be obtained with equation other four parameters as well as the correlation coefficient.

　そして、上記の式（153）で算出した歪率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Ｒ_C，Ｒ_p，Ｌ，Ｃ，Ｃ_Cを計算する。次いで、第１実施形態における(5)および(6)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Ｅ_oと最高血圧値Ｅ_mを算出して、これらを出力装置６上へ表示させる。 Then, the circulatory dynamic parameters R _C , R _P , L, C, and C _C are calculated based on the distortion rate d calculated by the above equation (153) and the relational expressions shown in FIGS. Then, in the same manner as in the output processing of (5) and (6) in the first embodiment, a waveform for one beat of the aortic pressure waveform is obtained from the calculated circulatory dynamic parameters, and the diastolic blood pressure value at the aortic root is calculated. _Eo and systolic blood pressure value _Em are calculated and displayed on output device 6.

〈第３実施形態〉
　本実施形態では、大動脈起始部における最高血圧値や最低血圧値に加え、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。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。 <Third embodiment>
In the present embodiment, in addition to the systolic blood pressure value and the diastolic blood pressure value at the aortic root, in addition to the blood pressure waveform of the aortic root determined as described above, the heart work (hereinafter referred to as cardiac work) is obtained. This is calculated and displayed. The cardiac work is one index representing the burden on the heart, and is defined by the product of the stroke volume and the aortic pressure, and is obtained by converting the cardiac output per minute to the work volume. Here, the stroke volume is defined by the blood flow volume sent out from the heart in one beat, and corresponds to the area of the blood flow waveform coming out of the heart. The stroke volume has a correlation with the area of the aortic pressure waveform during the systole, and the stroke volume can be determined by applying the systolic area method to the aortic pressure waveform.

　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
　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。 That is, first, the area S of the pulse waveform corresponding to the systole of the heart is calculated. This will be described with reference to the pulse wave waveform in FIG. 29. The area of the region from the rising portion of the pulse wave to the depression (notch), that is, the hatched portion in FIG. Next, assuming that a predetermined constant is K, the stroke volume SV can be calculated by the following equation.
Stroke volume SV [ml] = area S [mmHg · s] × constant K
On the other hand, the cardiac output is defined by the blood flow sent from the heart in one minute. Therefore, the cardiac output is obtained by converting the stroke volume to one minute. That is, the cardiac output is determined by the product of the stroke volume and the heart rate.

　本実施形態では、第１実施形態又は第２実施形態の(5)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。 In the present embodiment, in the output processing of (5) of the first embodiment or the second embodiment, the microcomputer 4 calculates the cardiac work based on the calculated left ventricular pressure waveform and sends it to the output device 6. indicate. Other processes are the same as those in the first embodiment or the second embodiment, and a description thereof will be omitted.

　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Ｗ_sを算出する。
　まず、Ｗ_sをｅ・ｉ_sで定義すると、これは式（51），式（88），式（89）から次式のように算出される。

　ここで、式（154）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。

Here, the microcomputer 4 calculates the cardiac workload W _s by the procedure described below.
First, when the W _s defined in e · i _s, which is the formula (51), equation (88), is calculated from equation (89) as follows.

Here, the first term in equation (154), the second term, the third term and w _1, w _2, w _3, respectively, each of which is transformed to the equation.

　次に、式（80）より

　とおき、

　とおく。
　すなわち、

　である。
すると、式（157）は次式のようになる。

Next, from equation (80)

Toki,

far.
That is,

It is.
Then, the equation (157) becomes the following equation.

　次に、Ｗ₁，Ｗ₂，Ｗ₃をそれぞれ以下のように定義し、式（155），式（157），式（163）から以下の式を導出する。

　仕事量Ｗ_s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。

Next, W ₁ , W ₂ , and W ₃ are defined as follows, and the following equations are derived from Equations (155), (157), and (163).

The work amount W _s is obtained by converting the sum of the above W ₁ , W ₂ , and W ₃ into “minutes”, and is finally expressed by the following equation.

　大動脈起始部における最高血圧値，最低血圧値に加えて、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。
　すなわち、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必ずしも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。このようなことから、本発明では、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，最低血圧値を算出すれば、これらの血圧値が心臓の負担を直接的に表わす指標となりうる。 The meaning of displaying the cardiac work as described above in addition to the systolic blood pressure value and the diastolic blood pressure value at the aortic root is as follows.
That is, in the conventional blood pressure measurement device, the blood pressure is measured on the peripheral side such as the radial artery and the upper arm, and it can be said that this is a method of indirectly measuring the burden on the heart. However, the change in the burden on the heart is not always reflected in the blood pressure on the peripheral side, and it is not always accurate to see the burden on the heart on the peripheral side. For this reason, the present invention pays attention to the fact that the blood pressure waveform at the central part is particularly important in observing the burden on the heart, and the blood pressure waveform at the origin of the aorta (the central part of the arterial system) is located on the peripheral side. It is determined by estimating from the measured pulse waveform. Then, if the systolic blood pressure value and the diastolic blood pressure value at the aortic root are calculated from the estimated aortic pressure waveform, these blood pressure values can be indexes directly representing the burden on the heart.

　さらに、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，最低血値値とは別の有用な指標を提供することも可能となる。そこで、心仕事量の有用性を以下に例を挙げて説明することとする。
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。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。 Further, by obtaining the above-mentioned cardiac work based on the aortic pressure waveform, a useful index different from the systolic blood pressure value and the minimum blood value value at the aortic root is provided as an index representing the burden on the heart. It is also possible. Therefore, the usefulness of the amount of cardiac work will be described below with reference to examples.
Now, consider a case in which a hypertensive is treated by administering a hypotensive agent to a patient. Normally, if the drug is effective, the systolic blood pressure value and the diastolic blood pressure value measured in the radial artery change, and the effect of the drug can be confirmed. However, even when the systolic blood pressure value and the diastolic blood pressure value do not change, the medicine is actually effective, and the load on the heart itself may be reduced. This is because the role of the antihypertensive agent is to reduce the load on the heart somewhere in the arterial system, and the blood pressure in the radial artery does not necessarily need to be reduced. In this manner, even when a remarkable change is not seen in the blood pressure value in the peripheral part of the arterial system such as the radial artery, by calculating the cardiac work obtained from the blood pressure waveform of the aortic root, It is possible to know the true burden of the heart.

　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。したがって、最高血圧値や最低血圧値ばかりでなく、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。なお、上述した第１乃至第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が図２２〜図２４に示されている。 By the way, such changes in the burden on the heart can be found by examining the blood pressure waveform at the origin of the aorta in detail, but by calculating the amount of cardiac work, the subtle changes in the waveform can be quantitatively determined. Be able to express. Therefore, by calculating and displaying not only the systolic blood pressure value and the diastolic blood pressure value but also the amount of cardiac work, it is possible to more precisely evaluate antihypertensive therapy. The results of calculating the amount of cardiac work for each of the above-described first to third types of pulse wave shapes are shown in FIGS.

〈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。 <Modified example>
The present invention is not limited to the embodiments described above, and various modifications are possible, for example, as follows. For example, a form in which a circulatory dynamic parameter is obtained without measuring the stroke volume SV is also conceivable.
That is, according to this embodiment, the inductance L among the circulatory parameters is a fixed value, and the values of the other circulatory parameters are calculated based only on the waveform of the radial artery pulse wave measured from the subject. To do. In this way, the stroke volume measuring device 2 required in the configuration of FIG. 1 can be omitted as shown in FIG. Therefore, in the mode of measurement in this embodiment, as shown in FIG. 16, the cuff band S1 required in FIG. 2 is unnecessary.

　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。
　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。 By the way, if the value of the inductance L is fixed in this way, the accuracy of the obtained circulatory dynamic parameters is lower than the method using the actually measured stroke volume. To compensate for this, as shown in FIG. 17, the radial artery waveform (measured waveform) W1 obtained by measurement and the radial artery waveform (calculated waveform) W2 obtained by calculation are superimposed and displayed on the output device 6. Let it. Then, first, the value of the inductance L is set to the above-mentioned fixed value to obtain a calculated waveform W2, and this waveform is displayed on the output device 6 to check the degree of coincidence of the waveform with the measured waveform W1. Next, the diagnostician determines an appropriate value different from the fixed value as the inductance L, obtains the calculated waveform W2 again, and checks the degree of coincidence with the measured waveform W1 on the output device 6. Thereafter, the diagnostician appropriately determines some values of the inductance L in the same manner as described above, obtains a calculated waveform W2 for each value of the inductance L, and outputs each of the calculated waveforms W2 and the measured waveform on the output device 6. Compare with W1. Then, one of the calculated waveforms W2 that best matches the measured waveform W1 is selected, and the value of the inductance L at that time is determined as the optimum value.
As a model of the pressure waveform at the aortic root, a trapezoidal wave may be used instead of the above-described triangular wave. By doing so, the waveform becomes closer to the actual pressure waveform as compared with the case where it is approximated by a triangular wave, so that more accurate circulatory dynamic parameters can be calculated.

　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。
　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。 Further, the measurement positions of the pulse wave and the stroke volume are not limited to the positions shown in FIGS. 2 and 16, but may be any parts of the subject's body. That is, in the above-described embodiment, the measurement mode is such that the cuff band S1 is attached to the upper arm of the subject. However, considering the convenience of the subject, it is preferable that the cuff band is not used.
As an example, a form in which both the radial artery waveform and the stroke volume are measured at the wrist can be considered. As an example of this type of configuration, as shown in FIG. 18, a sensor 12 including a sensor for measuring blood pressure and a sensor for measuring stroke volume is attached to a belt 13 of a wristwatch 11 and a pulse wave analyzer. Of these, a configuration in which the component 10 other than the sensor 12 is incorporated in the main body of the wristwatch 11 is conceivable. Then, as shown in the figure, the sensor 12 is slidably attached to the belt 13 by the attachment 14, and when the subject wears the wristwatch 11 on the wrist, the sensor 12 is pushed to the radial artery with an appropriate pressure. Is to be applied.

　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２３，２３を介してセンサ２２へ接続してある。
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。
　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。 Further, a form in which a pulse wave and a stroke volume are measured with a finger is also conceivable. FIG. 19 shows a configuration example of an apparatus according to this form. As shown in the figure, a sensor 22 composed of a sensor for measuring blood pressure and a sensor for measuring stroke volume is attached to the base of a finger (in this example, the index finger), and a sensor 22 of the pulse wave analyzer is used. The other components 10 are built in a wristwatch 21 and connected to a sensor 22 via lead wires 23, 23.
Furthermore, by combining these two measurement forms, a form in which the stroke volume is measured at the wrist and a pulse wave is measured at the finger, a stroke volume at the finger is measured, and a radial artery wave is measured at the wrist. It becomes possible to realize the form which does.
The configuration without the cuff band as described above eliminates the need for the subject to roll his arms, and reduces the burden on the subject in measurement.
On the other hand, a configuration shown in FIG. 20 is considered as a mode using only the cuff band. As shown in the figure, a sensor 32 composed of a sensor for measuring blood pressure and a sensor for measuring stroke volume, and a component 10 of the pulse wave analyzer other than the sensor 32 are connected to the upper arm of the subject by a cuff band. It can be seen that the configuration is simpler than that of FIG.

　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。 In the above embodiment, the pulse wave is used to calculate the circulatory dynamic parameters. However, the present invention is not limited to this, and it goes without saying that other biological conditions can be used.

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。FIG. 1 is a block diagram illustrating a configuration of a pulse wave analyzer according to a first embodiment of the present invention. 同実施形態における脈波検出装置１，１回拍出量測定器２を用いた測定態様を示す図である。FIG. 3 is a diagram showing a measurement mode using a pulse wave detection device 1 and a stroke volume measuring device 2 in the same embodiment. 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である。FIG. 4 is a circuit diagram showing a four-element lumped parameter model that models a human artery system. 同じく五要素集中定数モデルを示す回路図である。FIG. 4 is a circuit diagram showing a five-element lumped parameter model. 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。It is a figure which shows a left ventricle pressure waveform and the blood pressure waveform of the aortic root part. 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。It is a figure which shows the waveform which modeled the blood-pressure waveform of the aortic origin part. 同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。It is a flowchart which shows the outline | summary of operation | movement of the pulse-wave analyzer in the same embodiment. 同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。4 is a flowchart illustrating an operation of a parameter calculation process of the device. 同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。4 is a flowchart illustrating an operation of a parameter calculation process of the device. 同装置のα，ω算出処理の動作を示すフローチャートである。5 is a flowchart illustrating the operation of the α, ω calculation process of the device. 同装置のω算出処理の動作を示すフローチャートである。5 is a flowchart showing the operation of the ω calculation process of the device. 同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。It is a waveform diagram which illustrates the radial artery waveform obtained by the averaging process of the same device. 同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。It is the waveform diagram which superimposedly displayed the radial artery waveform obtained by the arithmetic processing of the same device, and the radial artery waveform obtained by the averaging processing. 同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。It is a figure explaining the content of the normalization processing applied to the radial artery waveform obtained by the averaging process of the same device. 左心室加圧時間ｔ_sと１拍の時間ｔ_pとの相関を示す図である。Is a diagram showing the correlation between the between the left ventricle pressurizing time t _s and one beat of time t _p. 本発明の他の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。It is a block diagram showing the composition of the pulse wave analyzer by other embodiments of the present invention. 同実施形態における脈波検出装置１を用いた測定態様を示す図である。It is a figure showing a measuring mode using pulse wave detection device 1 in the embodiment. 同実施形態において、出力装置６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。It is a figure which shows the measurement waveform of the radial artery wave displayed on the output device 6, and the overlap display of the calculation waveform in the same embodiment. センサ１２を除く脈波解析装置の構成部分１０を腕時計１１に内蔵させ、センサ１２を腕時計１１のバンド１３へ装着させた形態の斜視図である。FIG. 2 is a perspective view of a form in which a component 10 of the pulse wave analyzer except for a sensor 12 is incorporated in a wristwatch 11 and the sensor 12 is mounted on a band 13 of the wristwatch 11. センサ２２を除く脈波解析装置の構成部分１０を腕時計１１に内蔵させ、センサ２２を指の根元に装着させた形態の斜視図である。FIG. 2 is a perspective view of a form in which a component 10 of the pulse wave analyzer except for a sensor 22 is incorporated in a wristwatch 11 and the sensor 22 is attached to a base of a finger. センサ３２を除く脈波解析装置の構成部分１０とセンサ３２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。It is a block diagram of the form which attached the component part 10 of the pulse-wave analysis apparatus except the sensor 32, and the sensor 32 to the upper arm part by the cuff band. 本発明の第２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。It is a block diagram showing the composition of the blood pressure measuring device by a 2nd embodiment of the present invention. 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。It is a figure showing the relationship between the aortic pressure waveform (dotted line) and the radial artery waveform (solid line) in the first type of pulse wave. 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。It is a figure showing the relation between the aortic pressure waveform (dotted line) and the radial artery waveform (solid line) in the second type of pulse wave. 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。It is a figure showing the relationship between the aortic pressure waveform (dotted line) and the radial artery waveform (solid line) in the third type of pulse wave. 中枢部血管抵抗Ｒ_cと歪率ｄの関係を表わす図である。It is a diagram representing the relationship of the central portion vascular resistance R _c and the distortion factor d. 末梢部血管抵抗Ｒ_pと歪率ｄの関係を表わす図である。Is a diagram representing the relationship of the peripheral portion vascular resistance R _p and the distortion factor d. 血流による慣性Ｌと歪率ｄの関係を表わす図である。It is a figure showing the relationship between inertia L by blood flow and distortion factor d. コンプライアンスＣと歪率ｄの関係を表わす図である。It is a figure showing the relationship between compliance C and distortion factor d. 収縮期面積法を説明した図である。It is a figure explaining the systolic area method. 従来の技術による血圧測定装置の構成を示す図である。FIG. 2 is a diagram illustrating a configuration of a blood pressure measurement device according to a conventional technique. 静電容量Ｃ_cを求めるプログラムのフローチャートである。It is a flowchart of the program which _{calculates |} requires capacitance Cc. 静電容量Ｃ_cを求める他のプログラムのフローチャートである。It is a flowchart of another program for obtaining capacitance C _c.

符号の説明Explanation of reference numerals

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、Ｓ１……カフ帯、Ｓ２……圧力センサ。 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Pulse wave detection device, 2 ... One stroke volume measuring device, 3 ... A / D converter, 4 ... Microcomputer, 5 ... Keyboard, 6 ... Output device, 7 ... Monitor, S1 ... Cuff band, S2 ... Pressure sensor.

Claims (10)

　生体の末梢部の脈波波形に基づいて該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圧波形を算出する血圧算出手段と
　を具備することを特徴とする生体状態測定装置。 Measuring means for measuring the state of the living body based on the pulse wave waveform of the peripheral part of the living body,
Based on the state of the living body, analysis means for calculating a circulatory dynamics parameter including viscoelasticity of the aorta as a circulatory dynamics parameter representing the circulatory dynamics of the arterial system from the central part to the peripheral part of the living body,
A blood pressure calculating means for calculating an aortic pressure waveform of the living body based on the circulatory dynamic parameters. 　前記循環動態パラメータとして、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有する
　ことを特徴とする請求項１に記載の生体状態測定装置。 The circulatory parameters include blood vessel resistance due to blood viscosity at the central part, blood inertia at the central part, vascular resistance at the peripheral part, and viscoelasticity of blood vessels at the peripheral part. The biological condition measuring device according to claim 1. 　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
　ことを特徴とする請求項２に記載の生体状態測定装置。 The blood pressure calculation means,
A diode corresponding to the aortic valve, a first resistance corresponding to vascular resistance due to blood viscosity at the central portion, an inductance corresponding to the inertia of blood at the central portion, and a first resistance corresponding to viscoelasticity of the aorta. A model having a first capacitance, a second resistance corresponding to the vascular resistance at the peripheral portion, and a second capacitance corresponding to the viscoelasticity of the blood vessel at the peripheral portion, A series circuit of the diode and the first capacitance is connected between input terminals, and a parallel circuit including the second capacitance and the second resistor is inserted between a pair of output terminals. The circulatory dynamics of the arterial system is modeled by a five-element lumped constant model in which a series circuit including the first resistance and the inductance is inserted between both terminals of the capacitance of 1 and the output terminal. , The circulatory parameters And determines the biological state measurement apparatus according to the voltage waveform between the terminals of the first capacitance to claim 2, characterized in that said aortic pressure waveform. 　前記生体の状態が前記動脈系の末梢部における脈波であって、
　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
　ことを特徴とする請求項３に記載の生体状態測定装置。 The state of the living body is a pulse wave in the peripheral part of the arterial system,
The blood pressure calculating means, when an electric signal corresponding to the left ventricular pressure of the living body is given between the input terminals, so that an electric signal corresponding to the waveform of the pulse wave is obtained from the output terminal, The biological condition measuring device according to claim 3, wherein a value of each element constituting the five-element lumped parameter model is determined. 　前記生体の状態が前記動脈系の末梢部における脈波であって、
　前記脈波の波形から該脈波の歪を算出する歪算出手段を有し、
　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歪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
　ことを特徴とする請求項１又は２に記載の生体状態測定装置。 The state of the living body is a pulse wave in the peripheral part of the arterial system,
Having a distortion calculation means for calculating the distortion of the pulse wave from the waveform of the pulse wave,
The biological condition measuring device according to claim 1, wherein the blood pressure calculating unit determines the circulatory dynamic parameter based on a correlation between the circulatory dynamic parameter and the distortion of the pulse wave. 　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
　ことを特徴とする請求項１から４の何れかに記載の生体状態測定装置。 A stroke volume detection means for detecting a stroke volume of the living body,
The blood pressure calculation means, so that the calculated value of stroke volume obtained from the aortic pressure waveform, and the measured value of stroke volume measured by the stroke volume measurement means coincide, The biological condition measuring device according to any one of claims 1 to 4, wherein a value of the circulatory dynamic parameter is adjusted. 　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
　ことを特徴とする請求項１から４の何れかに記載の生体状態測定装置。 The biological condition measuring device according to any one of claims 1 to 4, further comprising a work amount calculating unit configured to calculate a work amount of the heart of the living body based on the aortic pressure waveform. 　前記測定手段は前記生体の末梢部の脈圧波形を測定するものであり、
　前記末梢部の脈圧波形と前記大動脈圧波形とを比較する比較手段と、
　この比較結果に基づいて診断を行う診断手段と
　を具備することを特徴とする請求項１に記載の生体状態測定装置。 The measuring means is for measuring a pulse pressure waveform in the peripheral part of the living body,
Comparison means for comparing the peripheral pulse pressure waveform and the aortic pressure waveform,
The biological condition measuring apparatus according to claim 1, further comprising: a diagnosis unit configured to perform a diagnosis based on the comparison result. 　前記測定手段は前記生体の橈骨動脈波形を測定するものであり、
　前記比較手段は、前記橈骨動脈波形と前記大動脈圧波形の各最高値の差、各最低値の差、または各平均値の差を求めるものであり、
　前記診断手段は、求められた差が所定範囲である場合に警告を行う
　ことを特徴とする請求項８に記載の生体状態測定装置。 The measuring means is for measuring the radial artery waveform of the living body,
The comparing means is for calculating a difference between each maximum value of the radial artery waveform and the aortic pressure waveform, a difference between each minimum value, or a difference between each average value,
The biological condition measuring device according to claim 8, wherein the diagnostic unit issues a warning when the obtained difference is within a predetermined range. 　動脈系の末梢部における生体の状態を測定する測定手段と、
　前記生体の状態から前記動脈系の循環動態を表わす循環動態パラメータを決定し、該循環動態パラメータに基づいて前記生体の大動脈圧波形を算出する血圧算出手段と、
　心室収縮時間、心室拡張時間、心室加圧時間を算出する心室状態算出手段と
　を具備することを特徴とする生体状態測定装置。 Measuring means for measuring the state of the living body in the peripheral part of the arterial system,
Blood pressure calculating means for determining a circulatory parameter representing the circulatory dynamics of the arterial system from the state of the living body, and calculating an aortic pressure waveform of the living body based on the circulatory dynamics parameter;
And a ventricle state calculating means for calculating a ventricular systolic time, a ventricular diastolic time, and a ventricular pressurizing time.

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