JPS60501740A - 冠状動脈疾患の診断のための方法及び装置 - Google Patents
冠状動脈疾患の診断のための方法及び装置Info
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- JPS60501740A JPS60501740A JP83502463A JP50246383A JPS60501740A JP S60501740 A JPS60501740 A JP S60501740A JP 83502463 A JP83502463 A JP 83502463A JP 50246383 A JP50246383 A JP 50246383A JP S60501740 A JPS60501740 A JP S60501740A
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
冠状動脈疾患の診断のための方法及び装置発明の背景
血圧(blood pressure )測定値を得るため多数の装置が知られ
ており、侵入(1nvaslv@ )装置及び非侵入(nontnvastv@
)装置の双方を含んでいる。シー・ニス・ライ−バー(C0S、Weavsr
)、ジエイ・ニス・エラカーリ−(J、S、Eekerlsy )、ピー・エム
・ヌーガード(P、M、Neugard )、シー・ティー・ワーンク(C,T
。
Warnka )、ジエイ・ビー、アンジェル(J、B、Angell )、ニ
ス・シー・テリー(S、C,Terry )及びジエイ・ロビンソン(J、Ro
blnmon )等による「非侵入血圧測定技術の研究(A 5tudy of
Non−1nvaslve Blood PrsssureMeagvrem
ant Technlqves ) Jと題名された論述((お(\て、多くの
非侵入測定装置が開示されており、該論述は/り7f年7月にスタッフォード大
学において開催された会議にて提出され、そしてフォトオゾチカル計測機器工学
会(5ociety of Photo−OptlcalInstrument
ation Engineers )によシ公表されたo III臓血管疾、@
(cardiovascular dlseasa )の診断にお℃1て、心
臓収縮(aystollc )及び心臓弛緩(diaatollc)血圧の測定
値と同様に、・!ルス速度(pulse rate)及びリズム(rhythm
)の測定値が用いられる事シま長らく知られている。更に、心電計(elea
tro cardiograph:ECG )測定が、心臓疾5@において診断
上重要なものと−21積”it 60−501740 (3)して良く知られて
いる。しかしながら、今日、活動以前、活動中及び活動後の対象(者) (5u
bjec、t )の動脈血圧波(arterial blood pres++
urs wave )の収縮スロープ(aystollc 5lope )の測
定値を、健康な人から得られるその様な測定値と比較すると同時に使用する事の
価値は、冠状動脈疾、@ (eoronary art@ry disease
:CAD )の診断においては認識されていない。
本発明の目的及び概要
本発明の目的は、冠状動脈疾5@の改良された診断のだめの改良された診断方法
及び装置の提供である。
本発明の目的は、上記したタイプの改良された診断方法及び装置の提供でおり、
それは活動範囲の間に対象(者)の心臓伸縮性(heart contract
llity )の測定を提供する。
この発明の上記及びその他の目的及び利点は、対象(者)によ勺実行される活動
の以前、活動中及び活動後の心臓収縮(s+ystole )の間の対象(者)
の動脈内部の圧力における変化の時間速度(則ち対象(者)の動脈における血圧
波の収縮スロープ)の測定値を周期的に得る事によって獲得される。活動プロト
コル(ex@rcise protocol )中の異なる時間におけるこれ等
の測定値の実際の値は、活動プロトコル中の該測定値内の一定の変化と同様に、
対象(者)中のCADの診断のため決定され且つ既知のCADを伴わない人より
得られた対応する測定値と比較される。
動脈血圧波の収縮スロープの周期的な測定値を得るだめの7つの装置は、膨張可
能なカフ(cuff )の使用を含み、該カフは心臓収縮圧以上の圧力まで膨張
可能であり、且つ心臓弛緩圧以下の圧力まで収縮可能でおる。圧力トランスジー
−サが信号を発生するため膨張可能なカフに接続され、該信号はカフ圧力(eu
ffpressure )の関数である。マイクロフォンがカフの収縮の間にコ
ロトコフサウンド(Korotkov 5ound )を検出し、そして対象(
者)に取り付けられた電極が心電計信号をピックアップする。K−サウンド(K
−++ound)検出器がマイクロフォンからのコロトコフサウンドを検出し、
そしてR波ピーク(R−wave peak )検出器がECG R波のピーク
を検出する。検出器からのに一サウンド信号及びR波信号はコンピュータによる
使用のだめの信号に変換され、そして圧力トランスノー−サ出力は、コンピュー
タへの伝送及びコンピュータメモリ内に記憶するためデジタル形式に変換される
。R波信号及びに−サウンド信号は、コンビーータメモリ内に記録されるその様
な信号の到達時間と共に、割り込み信号(lnt@rrupt slgnal
)としてコンピュータへ供給され得る。選択的に、ECG及び/又はコロトコフ
サウンドの波形はデジタル化され得て、そしてコンビーータメモリ内に記憶され
ているR波及び/又はに−サウンドを検出したソフトウェアの到達時間と共に、
コンピュータ内のソフトウェアR波及び/又はに−サウンド検出器に入力される
。カフ収縮中の、R波信号の到達時間と関連するに一サウンド信号との到達時間
の間の時間インターバル(time 1nterval )は、コンピュータに
よシ決定され、そして結果として生ずるRKインターバル(RK int・rv
ai )と関連するカフ圧力とはコンピュータメモリ内に記憶される。RKイン
ターノ(ルは本当のコロトコフサウンドと人為的結果(artifact )と
を区別する為に処理される。最小不偏分散適合技術(minimum mean
−squared fittlngtechnique )を用いて、コンピュ
ータによって本当のRKインターバル対カフ圧力のポイントの集合へMlfJが
適合され、該直線は動脈血圧波の収縮スロープと反比例したスロープを有してい
る。活動の連続の間、複数のその様なl’−RKスロープ(RK −5lope
) J測定値が得られる。活動プロトコルの間に得られたこれ等の測定値、及
び該測定値中の変化は、対象(者)内の冠状動脈疾患(CAD )の診断のため
、健康な対象(者)から得られた対応する測定値及びそれにおけろ変化と比較さ
れる。
図面の簡単な記載
添付した図面を考慮した場合、本発明は以下の記載からより良く理解出来るであ
ろう。図面において、同様な参照記号は、種々の図における同じ部分を指示する
:
第1図は心電計信号及びRKインターバルを示して!
いる関連する動脈の血圧波のプロットであり;該RKインターバルの測定値は第
3図中に示すシステムにおいて用いられ;
第2A図及び第2B図は、冠状動脈疾恵を伴わない対象(者)及び伴った対象(
者)のそれぞれについて、連続する活動中の異なった時間における動脈血圧波の
グラフ的な説明図を各々示しており;
第3図は、血圧波の収縮スロープの測定値を周期的に獲得し、且つ前記測定値を
表示するためのシステムの単純化されたブロックダイヤグラムであって、該シス
テムは本発明を具体化したものであり;第≠図は、第3図中に示されたシステム
の作動を説明する事において用いるだめの、カフ圧力の関数としてのRKインタ
ーバルのプロットであり;第tA−夕り図は、既知の冠状動脈疾、史を有しない
対象(者)vLついてのスロープの測定値対心臓鼓動速度(heart bs+
at rate )のグラフであり:第乙A−乙り図は、冠状動脈疾恵を有する
事が知られた対象(者)についての第、3−A−、!rD図において示されたの
と同様なグラフであり;
第7図は、第3図中に示すシステムの作動を説明する事において用いるためのフ
ローチャートであり;第g図は、冠状動脈疾、@を伴5対象(者)及び伴わない
対象者についてのrRK−スロープ」の測定値対時間のグラフを示し;そして
第り図は第7図のフローチャートのステップの詳細を示し、該ステップにおいて
、 CADを伴う対象(者)を識別する事において用いるため、収縮スロープ測
定値の種々のパラメータがコンビーータにより使用されている。
先ず第1図を参照すると、該第1図においては心電計信号(electroca
rdiograph signal ) / q及び関連した分、岐動脈圧力波
(brachlal artery pressur@whve)/2の部分が
示されている。本発明に従って、圧力波(preIure wave )の(心
臓)収縮スロープ(ay+tolicIBlope )の周期的な測定が、活動
手順(exerciseroutine )の間に為される。スロープの測定値
は、活動プロトコル(exeretse protocol )の過程の間に生
ずる該スロープ中の一定の変化の迎]定値と一緒に、疾患の診断についての既知
の冠状動脈病、壱(CAD :coronary artery diseas
e )を伴うその他の対象(者)(l5ubject )及び該疾患を伴わない
その他の対象(者)から得られた対応する測定値に基づいて数値表現される。収
縮スロープの測定値を得るだめの種々の方法は当該技術分野において知られてお
り、前述したウェーバ等の論述において記載されたものが含まれている。
該論述において開示されたスロープ測定方法の7つを使用するこの発明の装置が
、第3図に示され且つ以下に記載されている。しかしながら、第一に、CADを
伴わない対象(者)の収縮スロープとCADを伴う対象(者)の収縮スロープと
が、CADの診断において有益な幾つかの相違点と共に、第2A図及び第、2B
図においてそれぞれ記載されるであろう。第2B図において図示された収縮スロ
ープは、多くの、しかし総てではない、CADのタイプを表現するものであり、
且つ図解のみを目的として示されている。
活動ストレス(exvrcise mtresa )以前、最中、及びその後に
得られる圧力波の収縮スロープ部分が、第、2A図及び第2B図において図示さ
れている。記載の目的のために、第、ZA図及び第、2B図における添字A及び
Bの使用を除き、同じ参照記号が、活動プロトコルの間の同じ相対時間(r@1
ative tims )において得られた圧力ッ4ルスについて、第2A図及
び第、2B図においてそれぞれ用いられている。活動以前、休止時において、(
圧力)波は参照記号、2OA及び、20Bにより識別される。これ等の(圧力)
波の双方は、(心臓)収縮圧及び(心臓)弛緩圧を示し、該収縮圧及び弛緩圧は
それ等の通常の範囲内にあるべき事が考慮される。
しかしながら、圧力波の収縮スロープは2OAと20Bとでは異なっており、圧
力波、2OAの収縮スロープは圧力波20Bの収縮スロー!よりも大きい。典型
的には、活動前の、休止している、CADを伴う対象(者)についての収縮スロ
ープは、CADを伴わない対象(者)についての収縮スロープよりも小さい。
2.2A−2及び22に−3は、それぞれ活動後2分。
≠分及び6分経過した後に観察された典型的な圧力波である。CADを伴わない
対象(者)については、活動の増加と共に収縮スロープがゆっくりと増加する事
が理解されるであろう。第2A図において示されてはいないけれども、活動の増
加に伴い収縮スロープは通常最大値にまで増加し、そして連続した活動の間、収
縮スロープは前記最大値において実質的にとどまっている。
第2B図において見られる様に、CADを伴った対象(者)について活動の間に
表現される圧力波、2≠B−/。
21、IB−,2及び、2!B〜3は、活動に伴う収縮スロープ中の増加を示し
、それ以上の活動と共に減少する収縮スロープにより続けられる。左心室(1e
ft ventricle)が収縮する場合、総ての血液がそこから放出される
のではない。典型的には、対象(者)が休止状態にある場合、僅か50%しか放
出されない。放出パーセント、100分率、は放出率(E F : 5jeet
lon fraction )である。EFは、放射性溶液を血液内に注入し、
そして7秒間に約30〜1I−0枚の写真の割合で放射線核種カメラ(radl
onuclide camera )により左心室を“撮影”(photogr
aphing )する事によって測定され得る。
これ等の写真は、心臓の鼓動の間に多数のポイントにおいて、決定されるべき左
心室のサイズを許容し、それからEFの決定値が計算出来る。危険な技術を除い
タ
て、それによりX線染料(X−ray dye )が冠状動脈内に直接注入され
、活動の間のEF測定値は、以前は最も正確な既知のCADの指標を提供してき
た。典型的には、健康な対象(者)の□E Fは活動の間に漸次増加するであろ
うが、一方、CADを有する対象(者)のEFは、最初は増加するが、それから
減少する。この減少は心臓収縮性における減少によるものである事が、一般的に
信じられている。低い心臓収縮性は、分岐動脈における圧力パルスの収縮スロー
プを低下させる。同時に生ずるラジオアイソトープE F (radio−1@
otopeEF)と収縮スロープの測定値が、CADを有する対象(者)及び有
しない対象(者)とについて測定され、ナしてEFとスロープの測定値の間の上
記された相互関係が観察される。
健康な対象(者)とCADを有する対象(者)との間には、活動の後、変化する
収縮スロープの・やターンにおけるその他の相違点がしばしば観察され、そして
第2A図及び第2B図において図示されている。圧力波、2グA−/ 、2グA
−2,及び、24tA−3は、健康な対象(者)における典型的なものであり、
それぞれ活動後2分、IIL分及び6分経過した時点で観察された。
活動直後では、収縮スロープは活動終了直前のスロープと実質的に同一のままで
あり、そしてそれから時間と共にゆっくりと減少し、活動以前の休止している状
態のスロープに至る。このノ々ターンはCADを有する多70 1俵B肛0−5
01740 (5)くの対象(者)において観察されるパターンと対照的であり
、CADを有する対象(者)のパターンにおいては、収縮スロープは活動後、し
ばしばその様な活動前のスロープに復帰する以前に、活動前の休止状態のスロー
プ以下に減少する。第、2B図中の、活動後6分経過した時点における圧力波、
241B−3は、活動以前の圧力波20Bの収縮スロープよりも小さな収縮スロ
ープを有する事を示している。上記した様に、その様な低い収縮スロープは低い
心臓収縮性及び低いEFに関係し、そして目下危険な肉体的コンディジ曹ンを表
現する。ここで、第、2A図及び第2B図についての活動手順において、測定値
は対応する時間において得られているけれども、手順の活動部分の間に異なる運
動が対象(者)によって消費され得る事に注意しなければならない。第j A
−j D図及び第乙A〜ZD図において、心臓鼓動速度(heart beat
rate )の関数としての収縮スロープの測定値のプロットが示されており
、活動手順の間に各対象(者)により発揮された運動の量の指示と共に医師を用
意しである。
上記の様に、血圧及び収縮スロープ中の圧力の時間微分(t1m@−deriv
ative )を測定するだめの種々の装置が知られてお気該収縮スロープはス
ロープの測定値を提供する。血圧波(blood pressure wave
)の収縮スロープの測定値を得るため本発明を具体化した装置が第3図におい
て示されておシ、該第3図がここで参//
照される。図解された装置は、対象(者)の上腕部の様な四肢に巻くだめの膨張
可能なカフ(cuff )30、及び圧力コントローラ3≠を介してカフに接続
された圧力源32とを備えている。。カフ圧力は圧力ドランスジューサ3乙によ
り検知され、該圧力ドランスジューサからのアナログ出力は、デジタル信号形式
に変換するため、増幅器3gを介してアナログデジタル変換器≠Oの入力に接続
される。デジタル化されたカフ圧力信号はデジタルマルチプレクサ’l−2を介
してコンピュータ4t≠に接続され、該コンビ二一タはメモリ≠1ltAを備え
、該メモリにおいてはカフの収縮の間に得られたカフ圧力信号が7時的に記憶さ
れて、前記カフ収縮の間に血圧波の収縮スロープの測定値を計算するのに用いら
れる。
対象(者)の上腕に取り付けれたカフ30にあっては、該カフは心臓収縮圧(5
ystolla pres@ure )以上の圧力まで膨張される。それから、
カフ圧力が減少すると同時に、最初のコロトコフサウンド(Korotkovs
ound )が心臓収縮圧力において現われ、そして最後のコロトコフサウンド
が心臓弛緩圧力(dlatollcpr@m8ur@ )において現われる。マ
イクロフォンを乙は、心臓収縮と心臓弛緩との間の多数のカフ圧力において、コ
ロトコフサウンド(K−サウンド)をピックアップする。マイクロフォン出力は
増幅器≠gにより増幅され、そして該増幅器の出力は信号変換器jO及びに−サ
ウンド検出器!lへ供給される。変換器jOは単にワンシm、)(単安定マルチ
バイブレータ: one−shot)を含み得て、増幅器1Itfからの増幅さ
れたに一サウンド出力に応答してパルス出力を発生し、該パルス出力・はマルチ
プレクサ≠2に接続される。K−サウンド検出器夕2は本当のに一サウンド(t
rue K−sound )と人為的結果(artifaat )とを区別し、
そして前記本当のに一サウンドに応答した出力を生じ、該出力はマルチプレクサ
の成るアドレス入力に接続される。Kサウンド検出器からの出力の存在下におい
ては、変換器jOからの出力はマルチプレクサ4L、2を介してコンピュータI
It≠の割り込み入力に接続されてに一サウンドタイミング信号(K −5ou
nd ttmlng signal )を生じさせ、該に一サウンドタイミング
信号は、関連するR−波(R−wave )タイミング信号と一緒にRKインタ
ーバル(RK Intsrva! )の測定値を提供する。
対象(者)の身体に取り伺けられたgcG電極電極性0CG信月(IECG s
ignal )をピックアップし、該ECG信号は増幅器乙コにより増幅され、
そしてそれから変換器乙≠及びRピーク検出器(R−peak detecto
r )6乙に供給される。変換器jOについてと同様に、変換器z4tはやはり
ワンシッ、トを含み得て、増幅されたECG信号のR波成分に応答してパルス出
力を発生する。
変換器乙グからのパルス出力は、コンピコ−タグ≠への割勺込み入力として接続
するため、マルチプレクザ≠コに接続される。Rビーク検出器はECG信号のR
−波を検出し、一方雑音及びP波成分及びT波成分の様なその他の成分に対して
識別をする。R−ピーク検出器出力は、アドレス入力としてマルチプレクサ≠2
へ供給され、R波が検出された際に、変換器6弘からの出力をコンビーータ4L
≠の割シ込み入力に接続する。
コンビエータへの割り込み入力におけるR波入力の到達と関連するに一サウンド
信号の到達との間の時間における差異はRKインターバルの測定値を提供し、該
インターバルはコンピュータメモリ弘≠A内に一時的に記憶され、別のカフ圧力
において得られる他のその様なRKインターバル値と共に、対象(者)の動脈血
圧波の収縮スロープに関連する数値を計算するのに用いられる。
マルチプレクサ≠2のだめのその他のアドレス入力は、コンビネータ≠≠からコ
ントロールユニット70を介して得られる。ユニット70のコントロール下にお
いて、マルチプレクサ412はA / D変換器toからコンビーータ≠≠に至
るカフ圧力信号の接続のため切り換えられる。更に、マルチプレクサアドレス入
力情報力コントロールユニット70を介してコンビ=−タ4tlILに供給され
、マルチプレクサの操作コントロールにおいてコンピュータにより用いられる。
テストされるべき対象(者)の氏名(名称)、対象に関連する事項、及び活動箇
所の開始と終了とを含む活動グロトコルにおける種々のポイントの様な、コンビ
ーータへの情報の手動供給のため、キーボード72が備えられ得る。データ表示
及び記録ユニット7≠が、対象(者)の異なった活動レベルにおける収縮スロー
プ情報を表。
示し、及び/又は記録する為に用いられ得る。明らかになるであろう様に、RK
インターバル及びカフ圧力情報を用いて、コンビーータは心臓収縮血圧及び心臓
弛緩血圧を計算する為にプログラムされ得て、該血圧の値は更にユニット7≠に
より表示され、及び/又は記録され得る。心臓収縮血圧及び心臓弛緩血圧の測定
について第3図中に示されたタイプのシステムは、「非侵入血圧測定技術の研究
」と題された上述のライ−バー等の論述において示されており、該論述の全体の
開示は本明細書に荏考として明確に組み入れられている。しかしながら、該論述
においては、活動ストレスの関数としての収縮スロープとCADとの間の関係は
開示されておらず、収縮スロープの測定及びスロープ中の変化を用いたCADの
診断のだめの装置も該論述中に開示されていない。
第1図を簡潔に再び参照すれば、該第1図は血圧波7.2の収縮スロープとRK
インターバルとの間の関係が示されている。RKインターバル、即ちR波ピーク
の発生と関連するに一サウンドとの間の時間インターバルは、心臓収縮圧力にお
いて最大であり、且つ心臓弛緩圧力において最低である。カフ圧力が心臓収縮圧
力より減少されると同時に、RKインターバルは同様に減少する。良く知られて
いる様に、Kサウンドは収縮スロープの上方端部と下方端部との中間で最大の大
きさとなり、そして徐々に減少して心臓収縮及び心臓弛緩においてゼロとなる。
カフ収縮の間、多数のRKインターバル値が得られ、そしてカフ圧力の関数とし
てその様な測定値のプロットが第7図において示されており、該第弘図が次に参
照される。該第7図において、直線ど0が、最小不偏分散誤差適合技術(min
imum mean−squared errorfitting techn
iques )を用いて一連のポイントを貫いて、適合されて示されでおり、該
適合技術はコンビー−タの使用により容易に実行される。該直線のスロープ、Δ
RKインターバル/Δ圧力は、第7図に図示される様な血圧波の収縮スロープに
反比例しており、そしてその為に血圧波の収縮スロープの測定値を提供する。明
らかに、収縮スロープが増加するにつれてラインIOのスロープは減少し、且つ
逆の場合も同様である。上記のライ−バー等の論述においては、直線gOのスロ
ープは本当のコロトコフサウンドと人為的結果とを区別するだめのプログラムに
おいて決定され、且つ利用されるという事が、ここで注目されるであろう。
第グ図中に見られる様に、本当のコロトコフサウンドが得られた最大カフ圧力及
び最小カフ圧力は−1それぞれ心臓収縮血圧及び心臓弛緩血圧の測定値を提供す
る。
収縮スロープの本当の測定値を得る為に、ライ−バーのコロトコフサウンドと人
為的結果とを区別する為に、本発明において用いられ得る。心臓収縮血圧及び心
臓弛緩血圧の知識は本発明の実施においては要求されない事が、ここにおいて注
目されるであろう。それ故に、第3図の装置の使用において、ラインIOのスロ
ープはライン♂Oの中央付近のポイントのみを用いて設定され得、コロトコフサ
ウンドが非常に弱くなる該ラインど0の両端部付近のポイントは用いられない。
もちろん、所望の場合は、心臓収縮血圧及び心臓弛緩血圧を測定するために該装
置が使用され得て、そしてその様な血圧は心臓弛緩スロープ測定に沿って表示さ
れ及び/又は記録され又は記憶される。本発明は本当のコロトコフサウンドと人
為的結果とを区別する方法を判別に指向している訳ではないので、その様な人為
的結果は検出器5.2からの信号を好適に処理する事により除去され、そして直
線ど0が適合される第7図のプロットにおけるポイントは本当のコロトコフサウ
ンドを用いて獲得され、人為的結果より得られるものではない事が理解されるで
あろう。
第7図において示す様に、各々のカフ収縮について一連のポイントが得られ、該
ポイントを貫いて直線了0が適合される。その様な直線のスロープはコンビーー
タにより容易に計算される。R−ピーク波の発生/7
時間を用いて、隣接するR−ピーク波間の時間インターバルが決定され、そして
その逆数が計算されて、カフ収縮の間の心臓速度(heart rate )の
測定値が提供される。活動サイクル、またはプロトコルの間、上記した操作が繰
シ返され、それにより心臓鼓動の測定値の関数又は時間の関数として複数のスロ
ープの数値が得られ、該数値は第3図の表示及び/又は記録ユニット7弘におい
て表示され得て及び/又は記録され得る。
本出願において、RKインターバル対カフ圧力スロープ(例えば、第弘図のライ
ンざ0のスロープ)は、便宜のためRKスロープとして表示される。
次に第J” A −3D図及び第1.h〜1.o図を参照すれば、該図面におい
て本システムにより提供され得るタイプの記録が示されている。特に、各々のカ
フ収縮についてm111定されたポイントに適合された直線のスロープ(即ちR
Kスロープ)が心臓速度の関数としてプロットされている。第タA−jB図のこ
れ等のプロットについてのデータは、既知のCADを有していないグ人の健康な
対象(者)から得られ、一方、第乙A−乙り図のプロットのデータはCADを有
している。記号「×」は、活動以前の休止時における対象(者)について得られ
たポイントを指パする。活動の間に得られたポイントは記号「口」により識別さ
れ、そして活動後に得られたポイントは記号「○」により識別される。プロット
についてのポイントは2分間のインターバルにお7g 特表昭GO−50174
0(7)いて得られ、該インターバルはコンピュータ4L≠中ニブログラムされ
得て、又はキーゴードア2を介して挿入され得る。実質的に連続した測定が為さ
れ、且つプロ、トがされ得て、測定の間に2分間の間隔を空ける事の必要性は無
い事が理解されるであろう。第3図において示されるクロック4L4’Bは、時
間測定値(timemeasurement )を提供する為に備えられている
。
第j A −t D図から、活動以前の休止時における≠人の対象(者)につい
てのRKインターバル/カフ圧圧入スロープRKスロープ)は、約θ乙から7.
夕の範囲内にある事が注目されるであろう。第乙A〜乙C図中に見られる様に、
既知のCADを有する対象(者)については、休止スロープは概略2に等しいか
2を超える。収縮スロープは図解されたスロープと逆の関係になっているので、
既知のCADを伴う対象(者)についての休止スロープはa夕に概略等しいか又
は05以下となる事が理解されるであろう。しか12ながら第6り図においては
、CADを有する対象(者)は約/の通常の開始スロープを有している事が示さ
れている。
活動の間、健康な対象(者)についてのRKスロープは、第3A−J−D図に示
す様に、ゼロより僅かに上方の値まで実質的に指数関数的に減少する。RKスロ
ープは血圧波の収縮スロープに反比例しているので、この事は収縮スロープが垂
直付近まで増加する旨f:指摘する。第5図に示されたRKスロープのプロット
力/り
活動中に波形状となっている特性は、健康な対象(者)の典型的なものではない
。
CAD対象(者)については、第乙A、乙B及びzC図に見られる様に、RKス
ロープは同様に活動の間は一般に減少するが、しかし健康な対象(者)により到
達されるレベルと同じぐらい低いレベルには決して到達しない。第to図におい
て図示された7つのCADの場合においては、全てのサイクルの間スロープにお
いては実質的に変化はなく、それは健康な対象(者)において観察されたスロー
プにおける変化と非常に異なっている。
活動後、第タA−jD図中に示された様に、健康な対象(者)についてのRKス
ロープは活動前のレベルまでゆっくりと戻り、その間、活動中に到達した上限及
び下限の範囲内に概略とどまっている。CADを伴う大部分の対象(者)Kつい
ては(第乙A−4c図)、活動後の期間の間にスロープは急速に上昇する。しば
しば、第乙A−乙B図において見られる様に、活動後のスロープは活動前のスロ
ープを超過し、この事は、分岐動脈・9ルスの収縮スロープが放出率EFと同様
に低い事を意味する。上記した様に、第6り図において図示された7つのCAD
の場合においては、活動後のスロープは大して変化していない。
活動サイクルの間に収縮スロープの測定値を得るため第3図において示されたシ
ステムの作動は明らかであると信じられるけれども、第7図のフローチャートを
参照した該システムの作動の詳しい記載が次に提u1、されるであろう。そこで
指摘された種々の作動は、コンピュータ≠グのコントロールの下にあり、メモリ
IILVA中に包含されたプログラムしである指示に応答する。明らかに、7つ
またはそれ以上のプログラムされているステップが、表示された作動の実際の論
理設計(具現: Implementation )中に包含され得る。表示さ
れた作動のためその様なステップをプログラムする事は平均的なフログラマーの
技術範囲内で良く為し得るので、完全なプログラムをリストにする事は要求され
ず、そして本明細書に包含されていない。
対象(者)に適当に固着されたカフ30及びトランスジー−サ弘乙及び乙0を伴
い、テストは開始ステップ100により指摘される様に開始され、該ステップの
時に、図示しない装置により、システム動力源はターンオンされ(turn o
n ) 、又はリセット作動が実行される。初期設定ステップ(In1tial
ization 5tep )10コはコンピュータ4t4を中のカウンタ、レ
ジスタ等の最初の設定をする事を包含する。対象(者)の氏名の様な対象(者)
に関する情報は、ステップ10II−においてキーボード7.2を介して挿入さ
れ得る。対象(者)がキーボードによって挿入されてから、ステップ10乙にお
いて活動サイクルの段階(exercisestage ) 、又は活動サイク
ルの部分が開始される。例えば、テストの始めにおいて「活動前」という語が挿
入され得る。
踏み車(treadmlll ) 、据え付けられた自転車(5tationa
ry blcycle )等の上の対象(者)について、カフ膨張ステップ10
tが始まシ、該膨張ステップにおいて、コンピュータのコントロールの下でカフ
圧力コントローラ3≠の作動を介してカフは心臓収縮血圧以上の圧力まで膨張さ
れ、分岐動脈における血流(blood flow )を閉塞する。次に、ステ
ップ/10において、本当のコロトコフサウンド、又は人為的結果のサウンドが
最初に検出される圧力にまでカフ圧力は減少され、該圧力は、本当のコロトコフ
サウンドについては、収縮血圧である。このポイントにおいて、ステラf//、
2により表示される様に、トランスジューサ3乙、増幅器3g、い変換器≠0及
びデジタルマルチプレクサ≠−の使用を介して、カフ圧力がコンピュータメモリ
≠≠A内に入れられる。
次に、ステップ//l/Lで、Rビーク波が検出され、且つその到達時間がコン
ピュータメモリに入れられる。
関連したコロトコフサウンドの到達時間が、更にコンピュータメモリ内に入れら
れる。上記の様に、本当のコロトコフサウンドの検出に加えて、K−サウンド検
出器32は更に人為的結果に応答し得て、その場合その様な人為的結果の到達時
間は同様にコンピュータメモリ内に入れられる。どの様な与えられたRピーク波
についても、本当のに一サウンドの到達時間、及び1つ又はそれ以上の人為的結
果の到達時間が記憶され得る。
ステ、プ//乙において、RKインターバルが計算され、そしてRKインターバ
ルの7つ又は複数の値が関連するカフ圧力を伴って記憶される(ステップ//f
)。ステップ7.20において、カフ圧力は、それから例えば弘tttm Hg
の量だけ減少される。次yc決定ステッゾハ諏は、K−サウンド検出器夕lから
出力が生じているか否かを決定する事を実行する。もし生じていなければ、カフ
圧力は弛緩圧力以下にまで減少した事が知られる。決定が肯定であれば、即ちに
一サウンドが未だに検知されていれば、ステップ//2が再び始められ、そこに
おいて新たに減少されたカフ圧力値が関係する新たなRKインターバル値と一緒
に記憶される。カフ圧力が弛緩圧力以下に減少された場合、その圧力の時におい
てはに一ザウンドは最早検出されず、決定ステップ7.22は否定となり、そし
てステップへトが始められ、該ステップにおいてはRピーク波のカウントを用い
て心臓(鼓動)速度が計算される。
心臓(鼓動)の速度は、先行するカフ膨張とカフ収縮との間の期間について計算
され、該期間中に下方へ向かうカフ圧力における一連のRKインターバルが得ら
れる。ステップ/3乙において、本当のコロトコフサウンドが人為的結果から区
別され、そしてその碌な人為的結果は以後のプロセスから除かれる。コロトフサ
ウンドが検出される本発明を含むどの様なシステムにおいても、K−サウンド検
出器によってその他のサウンドも更に検出されてしまい、特に対象(者)が活動
している場合に検出され、そしてその様な人為的結果は、収縮スロープの正確な
測定値を得る為に本当のコロトコフサウンドから排除されるべきである。上記の
様に、本当のコロトコフサウンドと人為的結果とを識別するだめのアルゴリズム
は上記のライ−バー等ノ論述中に包含されている。
最小不偏分散(minimum rnean−squared )アルゴリズム
を用いて、ステップ72gにおいて表示される様に、本当のコロトコフサウンド
より得られたRKインターバルに直線が適合され、そして前記直線のスロープが
ステップ/30において計算される。ステップ/32において、ステップ/30
において計算されたスロープとステップ/24Lにおいて計算された心臓速度と
を用いて、ポイントが(第タA−J’D図及びAh−乙り図中に示されたタイプ
の)スロープ対心臓速度のプロット(5lope versus heart
rate plot )において記録される。それから決定ステップ/3≠が始
められ、そのポイントにおいて、テストは続けられるべきか否かについて決定が
為される。図示しないキーボードスイッチがコンピータ≠≠内へ決定の手動エン
トリー(manual entry )のために備えられ得る。もしも決定がテ
ストを継続する旨を為したならば、ステップ10乙が再び始められ、そのポイン
トにおいて、操作者又は医師は、「活動」の様な活動サイクル中の次の段階を始
め得る。対象(者)は、それから活動サイクルの次の段階を開始し、又は継続し
て、そして収縮スロープのその他の測定が為され、且つプロットに追加される。
もしテストが終了すれば、ステップ/3乙が始められ、そのポイントにおいて、
医師によってプロットの解析が為され、CADの診断について健康な対象(者)
のプロットと前記プロットとが異なっているか否かの決定がされる。テストと診
断はステラ7°/、7gにおいて終了する。フローチャートの一定のステ、ノは
賢なった命令(order )において実行され得る事が、とこで注目されるで
あろう。
収縮スロープ(ここではRKインターバル/カフ圧力スローノ)対心臓速度のプ
ロ、ト、時間、活動ゾロトコル等の又はそれ等から得られた、多数の・臂うメー
タ(parameter )が、対象(者)の心臓の状態を表示する数値を得る
ために用いられ得る。RKスロープ対時間のプロットから得られる適当なパラメ
ータは以下のものを含み、該パラメータのうち幾つかは上記されている:
X 活動以前、休止時のRKスローゾ、2 活動の開始に続いたta後の期間中
にRKスローゾが減少する速度、
、2J−
3活動の始期におけるRKスロープ対時間のプロットのスロープ、
久 活動中のRKスロープにおける増加、よ 活動終了後2分におけるRKスロ
ープの変化、乙 活動終了後2分経過した後におけるRKスロープの変化の速度
、そして
Z 活動後のRKスロープの最も高い数値。
CADを伴わない人とCADを伴う人についてのパラメータの典型的な比較値が
下記の表■中で与えられており、下表においてパラメータの番号はパラメータの
上記リストにおける番号と対応している。
表I−典型的なパラメータ比較値
≠ 増加なし 僅かに増加
! 減少 増加
CADを伴わない対象(者)とCADを伴う対象(者)についてのRKスロープ
対時間の測定値のグラフ又はプロットが示されている第と図が次に参照され、該
グラフはコンビーータからの出力として容易に利用され得るものである。ノザラ
メータ/及び3−7は、CADを伴う対象(者)のグラフにおいて識別される。
CADを滲わない対象(者)については、活動の最初の数分間の間にグラフのス
ロープは実質的に指数関数的に変化する事が注目されるであろう。一方、CAD
を伴う対象(者)について初期の同じ時間中のグラフのスロープは、約2分間に
ついては実質的に一定であり、それから急激に減少する。スロープの減少のこの
割合は、・クラメータ2の数的評価において用いられる。
各々の7?ラメータについて、閾値(thresho’ld value)がセ
ットされ、又は多数の対象(者)からのデータの検査から設定され得る。例えば
、・クラメータ/、活動以前の休止時のRKスロープ、についての閾値が、CA
Dを伴う人についての平均とCADを伴わない人についての平均との間にセット
される。健康な対象(者)についての第31図から第jD図の検査から活動前の
休止時RKインターバルの平均はZ、2のオーダーであり、既知のCADを伴っ
た対象(者)についての第乙A図から第JD図より、休止時のスロープは2.夕
のオーダーである。これ等の平均値の間の閾値は、例えばtgが用いられ得る。
この閾値及びその他のパラメータについての閾値は、コンビーータメモリ内に記
憶される。A’ラメータ/について、計算された休止時のRKスロープが閾値/
、fと比較され、そしてもしも該RKスロープが閾値よシも小さければ異状がな
いと考えられる。もしも、比較の結果、・クラメータが閾値又は力、トポイン)
(cut paint )以上であれば、数値/が該・9ラメータに割シ当て
られ得て、そしてもしも該・クラメータが閾値よシ低ければ、数値−/が該パラ
メータに割り当てられ得るbこれ等の出力は診断におけるパラメータの重要性に
従りて加重(weight )され:必要な場合はマイナスの加重を伴う。種々
のパラメータについて加重された数値は、対象(者)の冠状動脈の状態を表示す
る全体の数を提供する為に付加され得る。この数は、個々の加重された数値と一
緒にコンピュータから読み出され得る。その様なシステムは、CADについて多
数の対象(者)を選別(screening )するのに良く適合する。
パラメータ値はRKスロープ対時間のプロ、ト又はグラフから直接得る事が可能
である事、及び評価において手仕事による計算が用いられ得る事が明らかとなる
であろう。選択的に、コンビーータがその様な計算を実行するのに良く適合され
る。次に参照される第り図において、対象(者)の活動手順の間に得られるーチ
ャートのブロック/31.についての詳細が示されている。ステップ/31.−
/から/3乙−7においてパラメータ/−7がそれぞれ決定され及び/又は評価
され且つ加重され、そしてステップ/3乙−gにおいて、加重された値が合計さ
れ且つ結果が′表示される。
2g
手仕事による分析には適当ではない非直線性判別関数(nonllnaar d
iscrimlnant function )が)測定データのコンビ二−タ
評価についてのアルゴリズム中に更に包含され得る事が、ここで注目されるでろ
ろう。
もちろん、本発明は上記されたアルゴリズムのプロセスに限定されない。例えば
、上記されたパラメータは、心臓状態の相対的な異状を表示する為に加重され得
る。これ等加重された値は合計され得、そして総計は、異常がないか又は異常な
状態の表示についてのカットポイント(cut−paint )と比較され得る
。再び、その様な評価が、活動手順の間に得られたデータに基づいて、手仕事で
、又はコンビーータにより実行される。
上記分析において、心臓速度(heart rate )が時間について代用さ
れ得る。パラメータ2を除く全てのパラメータが心臓速度を用いるものとして画
定される。
心臓速度を含むプロットを伴う使用について、パラメータ値は、関数5(r)
= Kf3−”がRK X o−ノ対心臓速度のデータポイントに適合される場
合の定数Cとして画定され、該関数において5(r)はスロープであり、rが該
(心臓)速度であシ、ナしてKがその他の定数である。
本発明は特許法の要件に従って詳細に記載されてきたが、種々のその他の変化及
び変形が当該分野の技術者に示唆されるであろう。カフ圧力の関数としての2り
RKインターバルのスロープは収縮スロープの関数であるので、該RKスロープ
は時間、心臓鼓動速度等の関数としてプロットされ得る収縮スロープに変換され
得る。その他の明らかな変化は、カフの膨張及び収縮がコンビエータのコントロ
ール下にある図解された具体例よりも寧ろ手動で膨張可能なカフの使用を包含す
る◎更に、上述され且つ上述のライ−バー等の論述中に記載された様に1心臓収
縮血圧及び心臓弛緩血圧の測定値は、カフ膨張の間に本当のコロトコフサウンド
が最初に聞こえ、且つ最後に閤こえた場合に得られたカフ圧力測定値から獲得さ
れ得て、そしてこれ等の圧力は更に表示され得、そして/又は記録され得る。上
記の如く、本装置の作動は心臓収縮血圧及び心臓弛緩更に、対象(者)によシ使
用される活動デバイス等からコンビエータへ入力が供給され得、それによシ、活
動サイクルを通して対象(者)によシ実行される仕事は記録され得る事が明らか
になるであろう。
更に、割シ込み入力以外の装置が、Rピーク波及びコロトコフサウンドの発生の
時間をコンピュータに入力する為に使用され得る事が明らかとなるであろう。
多用途の、又は専用の何れかのコンビエータが使用すれ得る。更に、必要な入力
を記録する事が為され得て、そして記録はコンピュータ入力を提供する為再生(
play−back )される。加えて、他の血圧トランスジユーサ及びシステ
ムが使用され得、該トランすジー一サ及びシステムから収縮スロープの測定値を
得る事が出来、該システムは、例えば侵入デバイスを備えている事が明らかにな
るであろう。上記の及び他のその様な変化及び変形は、添付した請求の範囲中で
画定された本発明の精神及び範囲内に含まれる事が企図されている。
第2B図
第3図
第4図
第8図
Iし・拠課麿−敗勧/分 −
第6A図 第6B図
第7図
第9図
国際調査報告
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 /、 対象内の冠状動脈疾患を検出する方法において、対象の動脈血圧波の収縮 スロープの測定値を得る事、及び 対象内の冠状動脈疾患の表示として、冠状動脈疾患を伴わない個体よシ得られた スロープ測定値からの前記スロープ測定値における差を用いる事を含む事を特徴 とする方法。 ユ 測定値は対象が休止時にある間に得られ、冠状動脈疾患を伴わない個体の休 止時収縮スロープよシも小さな休止時収縮スロープは冠状動脈疾患を示す請求の 範囲第1項記載の方法。 3、 実質的に0. !r w Hg/ms及びそれ以下の休止時収縮スロープ は、冠状動脈疾患の表示となる請求の範囲第2項記載の方法。 久 測定値は対象が活動している間に連続的に得られ、活動の間増加しそれから 減少する収縮スロープは、対象内の冠状動脈疾患を表示する請求の範囲第1項記 載の方法。 よ 対象による活動の期間以前及び終了後直ぐの時間の間について測定値が連続 的に得られ、活動以前の収縮スロープよりも小さい活動後の収縮スロープは、対 象内の冠状動脈疾患を表示する請求の範囲第1項記載の方法。 乙、 測定値は活動前、活動中及び活動後の休止時の間で連続的に得られ、冠状 動脈疾患を伴わない個体の活動前の収縮スロープよシも挙式な活動前の収縮スロ ープ、活動の間増加しそれから減少する収縮スロープ、及び活動前における収縮 スロープよりも小さい活動後の休止している間の収縮スロープは、対象内の冠状 動脈疾患を表示する請求の範囲第1項記載の方法。 Z 収縮スロープの測定値が得られている間に心臓速度の測定値を得る事、及び 収縮スロープ対心臓速度の記録を提供する為に収縮スロープ対心臓速度の測定値 をプロットする事、を含む請求の範囲第1項記載の方法。 & 対象により実行される活動グロトコルの間に得られる収縮スロープ対時間の 測定値をプロットする事、を含む請求の範囲第1項記載の方法。 2 対象内の冠状動脈疾患を検出する方法において、活動サイクルの間に対象の 動脈血圧波の収縮スロープの周期的な測定値を得る事を含み、該活動サイクルは 活動前の休止部分、活動部分、及び活動後の休止部分とを含み、 前記スロープ測定値が、類似する活動サイクルの間に冠状動脈疾患を伴わない個 体から得られたスロープ測定値の特性を示すかどうかを決定し、冠状動脈疾患は 前記スロープ測定値における特性の相違によって表示される事を特徴とする方法 。 70 カフ圧力に応答するトランスジューサを伴った33 膨張可能なカフ、R−液検出装置及びコロトコフサウンド検出装置を用いて収縮 スロープの周期的な測定値が非侵入的に得られ、該トランスジューサ及び検出装 置から血圧、R−波信号及びコロトコフサウンド信号がそれぞれ得られ、 心臓収縮血圧と心臓弛緩血圧の間のカフ収縮中のR波−コロトコフサウンドイン ターバル対カフ圧力に適合する直線のスロープに関連する信号を得る為に、前記 信号を周期的に処理し、該信号に関連するスロープは、前記カフ収縮の間の血圧 波の収縮スロープに関連する請求の範囲第7項記載の方法。 /l 前記信号に関連するスロープ対前記R波信号を処理する事から得られる対 象の心臓速度を記録する事を含む請求の範囲第70項記載の方法。 /2.冠状動脈疾患について対象の診断及び/又は選別に用いるだめの装置にお いて、 対象の腕を巻きつける事に適合した膨張可能なカッと、 コロトコフサウンドが発生する圧力の範囲内に前記カフを膨張させそして収縮さ せるだめの装置と、カフ圧力に応答し、かつ該カフ圧力に関連した出力信号を有 する圧力トランスジー−サ装置と、対象からの心電計信号を感知する電極装置と 、心電計信号中のR波のピークを検出するR波ピーク検出器装置と、 カフ収縮の間コロトコフサウンドを感知するトランスジューサ装置と、 前記コロトコフサウンドトランスジューサ装置力)らの出力中のコロトコフサウ ンドを検出するコロトコフサウンド検出装置と、 カフ収縮の間に血圧波の収縮スロープを表現する信号を発生するため、前記圧力 ドランスジューサ装置、R波ピーク検出器装置、及びコロトコフサウンド検出器 装置からの出力に応答する装置と、 対象により実行される活動サイクルの異なった期間中に収縮スロープを表現する 前記信号を周期的に得る装置とを含み、それにより、前記活動サイクル中のスロ ープにおける変化が、冠状動脈疾患を有する対象を診断し及び/又は選別する事 において用いられる事をI¥j徴とする装置。 /3.収縮スロープを表現する前記信号を表示する装置を含む請求の範囲第7. 2項記載の装置。 /lA 前記表示装置により提供された表示は、前記収縮スロープを表現する信 号対対象の心臓速度のプロットを含む請求の範囲第73項記載の装置。 15、前記表示装置により提供された表示は、収縮スロープを表現する前記信号 対時間のプロットを含む請求の範囲第13項記載の装置。 /乙 血圧波の収縮スロープを表現する信号を生ずる前記装置は、 複数のカフ圧力値と関連したRKインターバルとを累積する装置を含み、該RK インターバルは、前記R−波ビーク検出器装置からの出力の到達と前記コロトコ フサウンド検出装置からの関連するコロトコフサウンド信号の到達との間の時間 よシ構成され、そしてカフ収縮の間に得られた前記RKインターバルと関連する カフ圧力値に直線を適合させる装置を含み、該直線のスロープは血圧波の収縮ス ロープに逆比例している請求の範囲第72項記載の装置。 /7.前記直線のスロープ対心臓速度のプロットを表示するための表示装置を含 む請求の範囲第1乙項記載の装置。 /!r、冠状動脈疾患について対象を選別する方法において、 対象の分岐動脈血圧波の収縮スロープの測定値を周期的に得る事と、 活動前の休止、活動、及び活動後の休止とを含む活動プロトコルを対象が実行し ている期間中に亘って得られたスロープの前記測定値のプロットを提供する事と 、 複数の相違するノ4ラメータに基づいて前記プロットを評価する事と、 前記評価から得られた値を加重する事、及び加重された値を合計する事を含み、 予め定められたカット7、ポイントの範囲外の合計は、冠状動脈疾患轡を伴った 対象3乙 を識別するのに用いられている事を特徴とする方法。 /9.前記複数のパラメータは、対象が活動以前の休止時にある間に得られるス ロープの測定値を含む請求の範囲第1g項記載の方法。 ぷ 前記複数の79ラメータは、活動プロトコルの始期の間のスロープ測定値の 変化の速度を含む請求の範囲第1g項記載の方法。 2A 前記複数の・!ラメータは、活動プロトコルの始期における前記プロット のスロープを含む請求の範囲第1ど項記載の方法。 二 前記複数のパラメータは、活動プロトコルの間のスロープの測定値の方向に おける変化を検出する事を含む請求の範囲第1ど項記載の方法。 J、前記複数のパラメータは、活動プロトコル中の活動後の期間中のスロープ測 定値における変化の量を含む請求の範囲第1g項記載の方法。 ぶ 前記複数のパラメータは、活動プロトコル中の活動後の期間中に現われるス ロープ1tlll定値における変化の速度を含む請求の範囲第1ど項記載の方法 。 二 前記複数のパラメータは、活動プロトコル中の活動後に現われるスロープの 測定値の最も高℃・値を含む請求の範囲第1ど項記載の方法。 /
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---|---|---|---|---|
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US3903872A (en) * | 1974-02-25 | 1975-09-09 | American Optical Corp | Apparatus and process for producing sphygmometric information |
US4418700A (en) * | 1981-03-11 | 1983-12-06 | Sylvia Warner | Method and apparatus for measurement of heart-related parameters |
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