WO2015198429A1

WO2015198429A1 - 胸郭インピーダンスに基づく心機能測定評価装置

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Publication number: WO2015198429A1
Application number: PCT/JP2014/066906
Authority: WO
Inventors: 真一後田
Original assignee: 真一後田
Priority date: 2014-06-25
Filing date: 2014-06-25
Publication date: 2015-12-30
Also published as: EP3162287A1; EP3162287A4; US10244958B2; JP6009125B2; JPWO2015198429A1; US20170143225A1

Abstract

　胸郭インピーダンスデータと心電図データから、心房細動や洞不整脈患者等の心機能を測定評価する心機能測定評価装置を提供する。　胸郭インピーダンス測定により得られた、（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ値とそれに対応する先行ＲＲ間隔（ＲＲ１）等をプロットした２次元散布図を作成することにより、心房細動や洞不整脈患者の心機能状態が、視覚的かつ容易に評価可能となる。本発明の測定評価装置は、患者に身体的負担が少なく容易に反復して検査が行えることから、心疾患の診断や治療薬の選択などを客観的に判断する非常に有益な情報を提供できる。

Description

胸郭インピーダンスに基づく心機能測定評価装置

　本発明は、胸郭インピーダンス及び心電図を測定し、得られたデータに基づいて、心機能の評価を行う装置に関する。特に、心房細動や洞不整脈患者の心機能の診断や、治療薬の選択、治療効果などを客観的に判断するために心機能を解析し、評価を行う装置に関する。

　高齢化社会に付随して、循環器系疾患が増加している。循環器系疾患においても、他の疾患同様にその早期発見や治療の経過観察は重要であり、定期的な循環機能検査が必要である。

　心房細動は循環器系疾患の中でも、加齢とともに罹患率が増加し、疫学調査によると７０歳以上で急激に有病率が増加し、７０歳代では４～８％、８０歳代では１０％に達すると言われている。また、心房細動患者は左心房内に血栓を形成しやすく、それが心臓から流れ出て、脳の血管につまる心原性脳梗塞を発症しやすいことが、従来から指摘されてきた。そのため近年、心原性脳梗塞の予防のため積極的な抗凝固薬の使用により、心房細動による塞栓症の治療は飛躍的に向上してきた。

　その一方で、心房細動は、心拍のリズムが不規則でしばしば頻脈になるため、心拍出量が低下し、心機能を悪化させる。そこで、心臓の状態を悪化させないために不規則な心拍数を適度に調節しようとする治療が行われてきた。ところが、この心拍数を８０/分以下に厳格に調節した群と１１０/分以下に非厳格に調節した群とでは、両群とも生命予後に差が無いという大規模臨床試験結果が発表され、もはや心房細動の心拍数を指標に治療を行っても意味がないとされている。そこで、今日では、動悸、息苦しさ、疲労感等、患者の訴える症状を指標に投薬治療を進めている。

　しかし、急速な高齢化の波とともに心房細動患者が増えていくなか、認知症患者も増えている。さらに、心房細動患者の認知症リスクは１．４倍との報告もあり、このような状況下で高齢患者の訴える症状のみを指標に治療を進めていくことには問題があるとされている。また、的確に症状を表現できない小児患者の場合も同様である。そこで、患者の訴える主観的な症状に基づく治療方針ではなく、心房細動において本質的な治療上の指標である心機能指標を用いて、診断や薬物治療そして経過観察等を客観的に行うことが必要とされていた。

C.I.O. Brookes et al., Circulation (1998) Vol.98, p.1762-1768 H.J. Muntinga, et al., Heart (1999), Vol.82, p.575-580 F. Schneider et al., Am J Cardiol.(1997), Vol.80, p.586-590 A. Harley & J.C. Greenfield Jr., Aerospace Medicine（1968), Vol.39(3), p.248-252

　一般に、健康診断等で心臓の機能を測定する際には、心電図が用いられている。心電図は心臓の電気現象を体表面から測定するものであり、心臓肥大、狭心症、心筋梗塞のような心臓の解剖学的異常や、不整脈のような調律（リズム）の異常の診断に用いられる。具体的には心電図測定によって記録される心電図波形や、そのリズムから上記診断を行うことができる。

　その一方で、心電図では心不全のように心機能、すなわち心臓の収縮力の強弱を測定することはできない。一般に、心機能を判断するには、心拍出量（ＣＯ）を測定することが必要である。心拍出量は一分間の心拍数（ＨＲ）と一回心拍出量（ＳＶ）の積（ＣＯ＝ＨＲ×ＳＶ）で表すことができる。

　健常心の場合には、運動によって心拍数が速くなっても、心臓の収縮力が増すため一回心拍出量は維持され、心拍出量は運動強度によって増加する。一方、心不全のような病的心の場合には、運動によって心拍数が速くなっても、心臓の収縮力が弱っているために、一回心拍出量は減少し、心拍数と心拍出量は相関しない。このことが、運動時の息切れ、疲労感といった症状につながることとなる。そのため心不全のような病的心の場合には、心電図で測定できる心拍数ではなく、一回心拍出量や心拍出量といった心機能を直接測定する必要がある。

　ところが、リズムが不整の心房細動の場合、心室の収縮が不規則に起こるため、一回心拍出量が一定ではない。したがって、一回心拍出量では心機能を正しく評価することができない。また、心拍出量についても、一分間の心拍数、一回心拍出量ともにばらつく値をとることから、その積を求めても心機能の正確な評価につなげることはできない。そこで、心房細動の場合、心機能の指標として、心拍出量や一回心拍出量ではなく、心拍の不整による一回心拍出量の変化を表した心室機能曲線が有用であるとされている。

　これまで、心房細動の心機能指標である心室機能曲線を得るために、心臓カテーテル検査、心臓核医学検査、心エコー検査、胸郭インピーダンス法の４つの心機能検査法が代表的な方法として行われている（非特許文献１～４参照）。

　心臓カテーテル検査は、心機能検査法の中では、最も正確で、信頼できる検査法であるが、直接大動脈にカテーテルを挿入し造影剤を投与する、極めて侵襲的検査法であり、入院患者に痛みや、出血、感染などの危険を与えるため、容易に反復して行える検査ではない。

　心臓核医学検査による心機能検査は、正確度は高いが、トレーサーとして放射性同位元素が含まれる医薬を用いることから特別な検査室を必要とし、実施可能な病院が限られている。また、放射性医薬を用いることから、被ばくの問題もあり、経過観察や治療効果の確認のために繰り返し使用することはできない。

　したがって、心臓カテーテル検査、心臓核医学検査は、入院施設や大がかりな医療機器等を必要とすることから、検査を行うことができる医療施設は限られたものとなる。また、患者の肉体的な負担や、被ばくの問題があることから、経過観察等、反復して検査を行う必要がある場合には適用できないという問題がある。

　心エコー検査は、非侵襲的検査法であり、大がかりな装置も必要なく検査が短時間で容易に行える半面、骨や肺に存在する空気により画像化できない部分が生じたり、エコー操作技術者の熟練度に依存するため、再現性に問題があり心機能（心室機能曲線）の些細な変化のモニタリングに適さないとされている。

　胸郭インピーダンス法は、非侵襲的に心拍出量や一回心拍出量を測定することができ、短時間で測定できることから、反復検査も可能である。しかし心房細動において一回心拍出量は誤差が大きく、インピーダンス法による一回心拍出量を用いた心室機能曲線による心房細動の心機能診断や治療経過観察などは、約４０年経った今日まで行われていない。

　以上のように、いずれの検査も上記の欠点があり、非侵襲的、短時間に感度の良い心機能（心室機能曲線）を反復測定できる検査法が、心房細動の病状の重症度診断や薬物治療を進めていく上で望まれていた。

　そこで、本発明は、患者の身体的負担が少なく、容易に反復して行うことができ、かつ心機能の些細な変化が捉えられる感度のよい装置を提供することを課題とする。本発明の装置を用いることによって、精度の良い心房細動の心室機能曲線を作成することができることから、心房細動患者を客観的なデータに基づいて治療を行うことが可能となる。

　さらに、心房細動の心機能の経過や効果的な薬物選択の判断をする上で必要な心室収縮の病態生理学的メカニズムを、視覚的に容易に把握できるように心機能データを視覚的に表示して提供することを課題とする。また、データ取得及び解析に検査技術の熟練の必要性がない装置を提供することを課題とする。

　本発明者は、先に述べた患者の負担が少なく、反復して検査を行うことができる非侵襲的な検査法である胸郭インピーダンス法を用い、得られた測定値に基づいて、演算処理を行い、最大心室駆出血流速度（以下、（ｄＺ/ｄｔ）ｍｉｍともいう。）を、先行ＲＲ間隔と対応させグラフを作成し表示するという感度のよい新しい心機能解析方法を見出した。

　また、該解析方法に基づいてフランク・スターリング機構（Frank-Starling Mechanism：ＦＳＭ）や機械的回復（Mechanical restitution：ＭＲ）そして期外収縮後増強（Postextrasystolic potentiation：ＰＥＳＰ）として知られている３つの心室収縮メカニズムを容易に解析、表示し、心機能における病態生理学的メカニズムがより詳細に分かることを見出した。本発明の装置は該心機能メカニズム解析方法を行うための装置である。

　本発明の装置を用いることによって、心房細動を伴う心不全患者を容易に見出すことができ、病状の重症度の診断や治療薬の選択、そして薬効評価の判断、治療経過観察等を簡便にかつ客観的に行うことができるため、適切な治療を施すことが可能となる。

　本発明の対象の心機能を測定評価する装置は、胸郭インピーダンス測定手段と心電図測定手段と、演算手段と、記憶手段と、表示手段とを備え、前記胸郭インピーダンス測定手段は電流を印加するためのドライブ電極と、インピーダンス信号を取り出すためのレシーブ電極とを備え、複数の連続した胸郭インピーダンスを測定し、前記心電図測定手段は、対象に装着される電極により心電図信号を検出する信号検出部を備え、複数の連続した心電図信号を測定し、前記演算手段は、前記胸郭インピーダンス測定手段により測定された前記複数の連続した胸郭インピーダンスの（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ値、及び前記心電図測定手段により得られた前記心電図信号のＲ波から先行ＲＲ間隔（ＲＲ１）を算出し、前記記憶手段は、算出された複数の連続した各心電図データＲＲ１値に対応する、各胸郭インピーダンスデータ（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ値を１つのデータセットとして記憶し、前記表示手段は、各ＲＲ１値に対応する各（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ値を表示することを特徴とする。

　従来から心機能測定装置として、胸郭インピーダンス測定装置と心電図測定装置を複合した装置が販売されていた。しかしながら、両方の測定値を結び付けて解析するという解析方法がなかったため、胸郭インピーダンス、心電図という独立した検査結果として、結果が表示され、医師も独立の検査結果として各測定値を診断に用いていた。

　しかしながら、本発明者は、胸郭インピーダンスの測定値である（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ値とこれに対応する心電図測定値である先行ＲＲ間隔（ＲＲ１）を関係付けて解析することにより、心機能を詳細に解析評価できることを見出した。

　当該方法を実現するためには、連続した胸郭インピーダンスデータから（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ値と、連続した心電図データから先行ＲＲ間隔（ＲＲ１）を算出し、各（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ値に対応する先行ＲＲ間隔（ＲＲ１）を１つのデータセットとして抽出し、連続した複数のデータセットを解析することが不可欠である。

　本発明の心機能測定評価装置は、前記表示手段が、前記得られた複数の心電図データの各ＲＲ１値に対応する胸郭インピーダンスデータの各（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ値を散布図として表示することを特徴とする。

　散布図として表示することにより、対象の心機能を視覚的に捉えることができるため、心機能を判定することが容易となる。その結果、医師だけではなく、医療技術者であっても熟練を要することなく判断を行うことができるようになる。

　本発明の心機能測定評価装置は、前記各ＲＲ１値に対応する胸郭インピーダンスデータの（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ値の散布図から近似曲線を求めて表示することを特徴とする。

　近似曲線を求めて表示することにより、その傾きから心機能のわずかな変化も捉えることができるため、治療効果の判定等に役立てることができる。

　本発明の心機能測定評価装置は、前記心電図測定手段により得られた複数の連続した心電図データから、先々行ＲＲ間隔（ＲＲ２）、及びＲＲ１／ＲＲ２を演算手段により算出し、対応する（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値を表示することを特徴とする。

　先行ＲＲ間隔（ＲＲ１）、先々行ＲＲ間隔（ＲＲ２）から演算手段によりＲＲ１／ＲＲ２値を算出することにより、期外収縮後増強（ＰＥＳＰ）の関与による（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍや、期外収縮後増強の関与がないフランク・スターリング機構（ＦＳＭ）と機械的回復（ＭＲ）による（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値を抽出することができるため、より詳細に心機能を解析し、評価することができる。

　本発明の心機能測定評価装置は、ＲＲ１/ＲＲ２≦１である場合の（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値をＰＥＳＰの関与がない（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値（ＦＳＭ＋ＭＲ）として抽出し、ＲＲ１/ＲＲ２＞１である場合の（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値をＰＥＳＰの関与する（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値（ＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲ）として抽出し、夫々区別してＲＲ１に対応する散布図として表示することを特徴とする。

　この先行ＲＲ間隔と心機能における３つの心室収縮メカニズムの関与の程度を表した散布図から、病状の重症度や臨床経過等を視覚的に容易に把握することができる。

　本発明の心機能測定評価装置は、前記ＦＳＭ＋ＭＲ、及びＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲとして抽出した胸郭インピーダンスデータの各（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ値の散布図から夫々の近似曲線を求めて表示することを特徴とする。

　ＰＥＳＰの関与がない（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値（ＦＳＭ＋ＭＲ）と、ＰＥＳＰの関与する（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値（ＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲ）の夫々の近似曲線を求めることにより、その曲線の傾きから、前負荷、後負荷、心筋収縮能及び交感神経活性の程度など、心機能に関与する機構がどの程度働いているかを評価することができる。さらに、その結果を治療薬の選択、治療効果の判定等に役立てることができる。

　本発明の心機能測定評価装置は、ＲＲ１/ＲＲ２≦１である場合の（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値をＰＥＳＰの関与がない（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値（ＦＳＭ＋ＭＲ）として抽出し、ＲＲ１/ＲＲ２＞１である場合の（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値をＰＥＳＰの関与する（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値（ＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲ）として抽出し、夫々の（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値の総計を求めることを特徴とする。

　ＦＳＭ＋ＭＲ、ＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲの総計を求めることによって、プロット群の形態や近似曲線の相互関係の変化だけではわからなかった、心機能回復過程における病態生理学的なメカニズムの貢献度を推測することができる。そのため、上記総計に基づいて、薬剤の選択や投与期間を定めることが可能となる。

　本発明の心機能測定評価装置は、ＲＲ１/ＲＲ２≦１である場合の（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値をＰＥＳＰの関与がない（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値（ＦＳＭ＋ＭＲ）として抽出し、ＲＲ１/ＲＲ２＞１である場合の（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値をＰＥＳＰの関与する（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値（ＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲ）として抽出し、夫々対応するＲＲ１、ＲＲ１/ＲＲ２、（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値を３次元同時散布図として表示することを特徴とする。

　３次元同時表示とすることにより、ＦＳＭ＋ＭＲとＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲを表すプロット群が重なり合うことなく表示することができるため、わずかな心機能の変化をより正確に捉えることが可能となる。

　本発明の心機能測定評価装置は、ＲＲ１/ＲＲ２＞１である場合の（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値をＰＥＳＰの関与する（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値（ＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲ）として抽出し、各ＲＲ１/ＲＲ２に対応する散布図として表示することを特徴とする。

　ＲＲ１/ＲＲ２＞１である場合の各ＲＲ１/ＲＲ２に対応する（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値（ＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲ）を散布図として表示することによって、心機能におけるＰＥＳＰの関与の程度が視覚的に容易に把握でき、迅速な病状の重症度や治療経過の判断等に有用である。

　本発明の心機能測定評価装置は、前記ＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲとして抽出した胸郭インピーダンスデータの各（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ値の散布図から近似直線を求めて表示することを特徴とする。

　この近似直線の傾きを算出することによって、心臓交感神経活性の程度を評価することができる。

　本発明の心機能測定評価装置は、前記記憶手段に、標準データを記憶させ、前記演算手段が、得られた対象のデータと標準データと比較して心機能を判定する判定部を備えることを特徴とする。

　記憶手段に標準データを記憶させておくことにより、疾患を判定する基準を得ることができる。さらに、標準データと比較する判定部を備えることによって、対象との比較を行わせ、医師の判断の前に対象の疾患について、機械的に一次スクリーニングを行うこともできる。また、標準データと比較する判定部を備えることにより、測定者の熟練を要することなく、的確な判断を行うことが可能となる。

　本発明の心機能測定評価装置は、前記判定部は、さらに前記記憶手段に記憶されている同一対象の過去のデータと比較することにより心機能の経過を判定することを特徴とする。

　同一患者の測定値による解析結果を比較することにより、容易に患者の経過を判断することが可能となり、投薬等治療方針に役立てることが可能となる。

心機能測定評価装置の構成の概略を示す図。典型的な心電図、胸郭インピーダンスの変化ΔZ、その一次微分波dZ/dt波形を示す図。心電図と胸郭インピーダンスdZ/dt波形を示す図。洞調律の心電図と心拍出量の関係を示す。心房細動の心電図と心拍出量の関係を示す。本発明の装置を用いて（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ法による胸郭インピーダンスデータから作成した２次元散布図、及び心室機能曲線。治療前のデータを示す。同（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ法による治療後のデータを示す。同一症例を用い、従来法であるＳＶ法により作成した２次元散布図、及び各データにより近似曲線として求めた心室機能曲線を示す。治療前のデータを示す。同ＳＶ法による治療後のデータを示す。本発明の心機能測定評価装置の電極の配置を示す図。本発明の心機能測定評価装置の胸部の電極の配置を示す図。心機能測定評価装置の動作を示すフローチャート。（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ法による２次元散布図で表される典型的な心機能状態を模式的に示す。心房細動の心不全状態を示す図。心房細動の心機能良好状態を模式的に示す図。正常洞調律を模式的に示す図。フランク・スターリング機構（ＦＳＭ）と機械的回復（ＭＲ）曲線、及びそれらに期外収縮後増強（ＰＥＳＰ）が加わった曲線を示す図。治療前。同治療後の図。夫々のメカニズムの関与の大きさの総計表示を示した図。フランク・スターリング機構（ＦＳＭ）及び機械的回復（ＭＲ）とそれらに期外収縮後増強（ＰＥＳＰ）が加わった３次元同時散布図。心房細動以外の小児の呼吸性洞不整脈に応用した一例。心室機能を示す図。同症例を用い、フランク・スターリング機構（ＦＳＭ）と機械的回復（ＭＲ）を示す図。同症例を用い、期外収縮後増強を示す図。

　以下、図面を参照しながら、本発明の装置について説明する。図１に本発明の心機能測定評価装置１の構成の概略を示す。心機能測定評価装置１は、インピーダンス測定手段２と心電図測定手段３を備えている。インピーダンス測定手段２及び心電図測定手段３の各測定部で検出された電気信号は演算手段４に送信される。以下に説明する演算処理後、記憶手段５に記憶されるとともに、表示手段６に表示される。

　従来から、インピーダンス測定手段と心電図測定手段を備えた装置は販売されていたものの、測定されたインピーダンス、心電図データは別個のものとして心機能の評価に用いられてきた。

　本発明者は、心電図測定手段により測定される心電図データのＲ波とＲ波との間隔と、インピーダンスデータのΔＺの一次微分波形ｄＺ／ｄｔとの間に相関関係があり、心機能評価に有用であることを見出した。最初に、本発明の心機能評価方法について概説し、次に装置の詳細について説明する。

　図２Ａは典型的な心電図、及び胸郭インピーダンス波形を示すものである。心周期には収縮期と拡張期がある。拡張期とは、心室（左心室、右心室）が拡張し始め、心房（左心房、右心房）から心室に血液が流れ込み、心室に血液を溜め込む時期をいい、収縮期とは、心室が収縮を始め、心室に溜め込んだ血液を大動脈や肺動脈に送り出す時期をいう。心電図波形の収縮期に現れる一番大きな高さの波をＲ波と呼ぶ（図２Ａ心電図、参照）。

　図２ＡのΔＺは、胸郭内のインピーダンスの変化を示し、ｄＺ／ｄｔはΔＺの一次微分波形を示す。ｄＺ／ｄｔには、ａ，ｂ，ｅ，ｘ，ｙ，ｏの波を認めるが、aは心房の収縮に一致し、b点は心室から動脈へ血液が出される開始点に一致する。e波、すなわち（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎは、心室から駆出される血液の最大血流速度を表し、x点は大動脈弁の閉鎖時と一致しy点は、同じく肺動脈弁の閉鎖時と一致している。また、o点は、僧房弁開放開始時に一致している。なお心房細動の場合、心房収縮が失われているため、a波は見られない。

　図２Ｂは連続した心電図波形、胸郭インピーダンスのｄＺ／ｄｔの波形を示している。心臓は、心電図波形のＲ波とＲ波との間に収縮と拡張を行い、血液が駆出される。Ｒ波とＲ波の間隔をＲＲ間隔と呼び、図２Ｂに示すように、心臓が規則正しい正常なリズム、すなわち洞調律を刻む場合には、心拍と心拍との間隔（ＲＲ間隔）は一定であり、胸郭インピーダンスの（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎも一定の値を示す。

　心臓から駆出される血液量、すなわち一回心拍出量は、Ｒ波の前のＲＲ間隔の長さに影響を受ける。図２Ｃには、心臓が洞調律を刻んでいる場合の一回心拍出量を模式的に示している。矢印で示したＲ波に先行するＲＲ間隔を先行ＲＲ間隔（ＲＲ１）、さらに一つ前のＲＲ間隔を先々行ＲＲ間隔（ＲＲ２）という。図２Ｃは、矢印で示したＲ波に先行するＲＲ１の長さが、それに対応する一回心拍出量（ハッチング示す。）に対応することを模式的に示している。ＲＲ１が一定、すなわち心臓が洞調律を刻む場合には、心拍出量も一定となる。

　ところが、心房細動の場合には、ＲＲ間隔が不規則である。図２Ｄには、心房細動患者の心電図を示しているが、明らかにＲＲ間隔が一定しておらず、心周期がバラバラである。

　一般に先行ＲＲ間隔（ＲＲ１）が長い場合、拡張期が長くなるため、心房から心室に血液が流入している時間が長くなり、その結果、心室に溜まる血液量が多くなる。それにより、収縮期に駆出される血液量も多くなる。一方、先行ＲＲ間隔が短い場合には、拡張期が短くなり心房から心室に血液が流入している時間も短くなるため、溜まる血液量が少なくなり、収縮期に駆出される血液量も減少する。

　図２Ｄに示すように、心房細動を発症している場合には、ＲＲ間隔は不規則となる。矢印で示したＲ波に先行するＲＲ１間隔の長さは、他のＲＲ間隔に比べ長くなっており、それに対応する一回心拍出量（ハッチングで示す。）も多くなる。

　本発明者は、心機能が、胸郭インピーダンスの一次微分波形ｄＺ／ｄｔにおいて、心室から駆出される血液の最大血流速度を表す（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎと、先行ＲＲ間隔（ＲＲ１）との間に良い相関があることを見出した。ＲＲ１を横軸に、（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎを縦軸にとって表示することにより、患者の心機能を反映したグラフとして表示することが可能となる。

　本発明の装置で測定した結果の一例を図３に示す。図３Ａ、Ｂは心不全患者の治療前後の胸郭インピーダンスデータを本発明の（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ法によって２次元散布図及び近似曲線（心室機能曲線）として表示したものである。図３Ｃ、Ｄは、図３Ａ、Ｂと同一の胸郭インピーダンスデータを用い、従来の心機能評価方法であるＳＶ法によって、一回心拍出量（Stroke volume、ＳＶ）とそれに対応するＲＲ１値を座標とする２次元散布図及び近似曲線（心室機能曲線）として表示したものである。

　ＳＶ法とは、胸郭インピーダンス法による測定値から、一回心拍出量（ＳＶ）を以下のクビチェクの式により求めたものである。
ＳＶ＝ρ（Ｌ／Ｚｏ）^２（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ×ＥＴ
（ρ：血液比抵抗（Ω×ｃｍ）、ＥＴ；左心室駆出時間（ｓｅｃ）、Ｌ：電極間距離、Ｚｏ：全胸部インピーダンス値）

　図３Ａに示したように、ＲＲ１-（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ値を座標とする２次元散布図では、各測定点の集合がＶ字形となっている。これは、本発明の解析方法により見出された心不全の増悪期にはよくみられるプロット像である。そしてＲＲ間隔の４００～５００ｍｓに縦に伸びる特徴的な帯状のプロット像は、大部分が、十分に機能していないフランク・スターリング機構や機械的回復（後述する。）を表す点の集合である。

　図３Ｂは治療後の本発明の解析方法によるグラフである。治療前の図３Ａに見られた心不全増悪期に典型的なＲＲ間隔の４００～５００ｍｓに縦に伸びる帯状の点のプロット像が消失し、測定点より算出した近似曲線（心室機能曲線）の傾きが大きく変化しているのがわかる。このように、本発明の方法によりデータをプロットすると、２次元データの分布の形状が病期によって異なることが明らかとなった。したがって、２次元データの分布の形状を指標として、病状の判断が可能である。

　これに対し、従来法であるＳＶ法では、治療前のデータ表示である図３Ｃと治療後のデータ表示である図３Ｄとを比較しても測定点の集合の形態や近似曲線（心室機能曲線）に大きな差異はなく、治療効果の判断を行うことが難しい。

　このように、本法の（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ法は、心房細動の心機能を見る場合、従来のＳＶ法に比べて、治療等による些細な心機能変化を感度よく評価することが出来る。

　次に測定方法及び装置の詳細について説明する。なお、本発明の装置は胸郭インピーダンス及び心電図を同時に測定することができれば、どのような装置でもよく、以下の実施例に限定されることはない。

≪測定装置≫
　本発明の装置ではインピーダンスと心電図を同時に測定する必要があるため、被験者にはインピーダンス、及び心電図測定用の電極を装着する（図４）。

　インピーダンス測定用電極７は、患者の頸背部、及び剣状突起の高さで胸郭左右前面に２箇所配置する。さらに、中性電極８を足首に配置する。インピーダンス測定用電極７は、電流を印加するためのドライブ電極９とインピーダンスを測定するためのレシーブ電極１０とが対になっていればどのような形状のものを使用してもよい。胸郭インピーダンス測定手段は、アイソレーション電源によって、ドライブ電極９から電流を患者に印加し、拍動によって変化する電気信号をレシーブ電極１０で検出し記録する。

　心電図測定用電極１１は、左右胸部、左腹部に配置する。ここでは、電極を３点に配置し測定する３点誘導法で心電図を測定する装置を例として記載しているが、どのような誘導法によって心電図を測定してもよい。

　インピーダンス測定手段２、心電図測定手段３は夫々胸郭インピーダンス、心電図を同時に測定することができれば、公知のどのような測定形式のものを用いてもよい。また、装置自体を小型化することによって、必要に応じて持ち運び可能な装置とすることもできる。

　図５に測定方法の概略を示す。インピーダンス、及び心電図を同時に測定を開始することによって、連続したインピーダンス、心電図データを取得する。図３で示した例は５００ビートの心拍を記録したものであるが、統計的に信頼できる程度の心拍数を測定すればよい。通常５００ビートの心拍を記録する場合、測定時間としては７～１０分である。

　測定した胸郭インピーダンスデータから（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ値と、それに対応するビートの心電図データからＲＲ１値を算出する。求められたＲＲ１値をX軸の座標とし、（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ値をY軸の座標とする点をプロットし、２次元散布図を作成する。さらに、その点の集合の近似曲線（対数曲線）も求める。このようにして、本発明の装置で測定して表示した例が、先に示した図３Ａ、Ｂとなる。

　また、以下に説明するような種々の表示を行うことによって、患者の心機能をフランク・スターリング機構（ＦＳＭ）、機械的回復（ＭＲ）曲線、及び期外収縮後増強（ＰＥＳＰ）と、各機構に分けて評価することもできる。

　図３Ａ、Ｂで示したように、本発明の装置で（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ法により心機能を解析し、２次元散布図として表示すると、心機能の状態によっていくつかの典型的な測定点の集合に分類することができる。図６に典型的な心疾患の状態を模式的に示す。

　図６Ａは、心房細動の心不全状態の測定点の集合の典型的なパターンを示している。点の集合がＶ字形を示している。図６Ｂは、心機能が良好な状態にある心房細動患者の典型的な測定点の散布形態を模式的に示している。心機能の改善とともに、Ｖ字形の測定点の集合の形態から右肩上がりの放物線を示すような形態になり、また、頻脈傾向が改善されるため、ＲＲ間隔が長くなり、Ｘ軸方向に幅広く測定点が散在するようになる。

　図６Ｃは、洞調律の場合の測定点の集合を模式的に示した。洞調律の場合には、ＲＲ間隔がほぼ一定であるため、測定点は一か所に集まる。このように、測定点の散布形態のみから、心機能状態を判断することが可能である。本発明の装置を用いることによって、視覚的に心機能を把握することができるようになるため、熟練を必要とせずに心機能を評価することが可能となる。

　また、記憶手段に典型的なパターンを記憶させておき、演算手段に設けた判定部に患者の測定点の散布形態を比較させることによって、心機能状態を装置に判定させることも可能となる。判定部では上述のように疾患の状態によって、プロットの形態が異なることから、記憶手段の典型的なパターンと対象のプロットのパターンを比較検討することによって、疾患の状態を判定することができる。

≪表示方法の応用≫
　次に本発明の装置を用いた表示方法の応用例について説明する。心室収縮のメカニズムには、フランク・スターリング機構（Frank-Starling Mechanism：ＦＳＭ）や機械的回復（Mechanical restitution：ＭＲ）、そして期外収縮後増強（Postextrasystolic potentiation：ＰＥＳＰ）の３つが知られている。本発明の心機能測定評価装置を用いることによって、これらの機構についても容易に解析を行うことが可能となり、心機能を詳細に検討することができる。

（１）２次元同時表示グラフ
　心室収縮メカニズムは、先行ＲＲ間隔（ＲＲ１）の長さに依存するフランク・スターリング機構（ＦＳＭ）や機械的回復（ＭＲ）と、先々行RR間隔（ＲＲ２）の長さに依存する期外収縮後増強（ＰＥＳＰ）とがある。

　ＦＳＭやＭＲは、先行ＲＲ間隔（ＲＲ１）が長くなればなるほど心室収縮力が増すメカニズムで、ＦＳＭは、心室容積が可変、ＭＲは、心室容積が一定の実験モデルで観察される現象で、ヒトの生体心の場合、臨床的に区別することが困難なためＦＳＭとＭＲは一緒に扱われる（ＦＳＭ＋ＭＲ作用）。このＦＳＭ＋ＭＲ曲線の傾きは、前負荷、後負荷、心筋収縮能の３つの因子の働きの程度を表すことが分かっている。

　一方、ＰＥＳＰは、先々行ＲＲ間隔（ＲＲ２）が、ＲＲ１より短くなればなるほど心室収縮力が増すメカニズムで、このＲＲ１／ＲＲ２の比（但し、ＰＥＳＰの定義上ＲＲ１／ＲＲ２＞１）と心室収縮力との相関関係を表すＰＥＳＰの回帰直線の傾きは、交感神経活性の程度を反映することが分っている。

　本発明の心機能測定評価装置を用いることによって、ＰＥＳＰの関与のないＦＳＭ＋ＭＲ曲線や、ＰＥＳＰの関与のあるＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲ曲線を求め、治療に役立てることができる。患者から得られた胸郭インピーダンスデータのうち、ＲＲ２がＲＲ１と同じか長いＲＲ１／ＲＲ２≦１に対応する（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ値、及びＲＲ２がＲＲ１より短いＲＲ１／ＲＲ２＞１に対応する（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ値を抽出する。

　ＲＲ１／ＲＲ２≦１となるようなデータを抽出することにより、ＰＥＳＰの関与のない（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ値を抽出することができる。したがって、このデータをプロットしたグラフはフランク・スターリング機構及び機械的回復を反映し、該点の集合より求めた近似曲線（対数曲線ＦＳＭ＋ＭＲ曲線）はフランク・スターリング機構及び機械的回復を示すものとなる。

　一方、ＲＲ１／ＲＲ２＞１は、ＲＲ２がＲＲ１より短い、すなわち期外収縮後増強（ＰＥＳＰ）を示すものである。したがって、ＲＲ１／ＲＲ２＞１に対応する（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ値をデータセットとして抽出し、データをプロットすることによって、該点の集合はＰＥＳＰが関与した点の集合となり、該点の集合より求めた近似曲線（対数曲線、ＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲ曲線）は、ＰＥＳＰの関与を反映したものとなる。

　図３で示した心不全の増悪を伴った心房細動患者のデータを用い、治療前、治療後のＦＳＭ＋ＭＲとＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲを上述の方法に従って、ＲＲ１、ＲＲ２の関係式より抽出し、２次元同時表示グラフとして示した（図７Ａ、Ｂ）。

　灰色で表した点はフランク・スターリング機構及び機械的回復（ＦＳＭ＋ＭＲ）による測定値を示し、黒で表した点は、ＦＳＭ＋ＭＲの他に期外収縮後増強（ＰＥＳＰ）が関与しているものを示した。また、点線は、ＦＳＭ＋ＭＲの点の集合の近似曲線を表し、実線はＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲの点の集合の近似曲線を表している。

　治療前（Ａ）、治療後（Ｂ）で明らかにプロットのパターン、及び近似曲線が異なっている。心不全の治療前は、交感神経活性亢進による頻脈のため、心室拡張時間（ＲＲ１）の短縮によるＦＳＭ＋ＭＲメカニズム作用が十分機能せず、心室収縮力低下を反映して、ＦＳＭ＋ＭＲ曲線の傾きが低下している。しかし、心不全急性期の交感神経活性亢進によるＰＥＳＰのメカニズム作用の増強によってＰＥＳＰの関与のあるＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲ曲線は、ＦＳＭ＋ＭＲ曲線に比べて傾きが保たれている。

　一方、心不全治療後は、頻脈も改善し、心室拡張時間（ＲＲ１）の延長により、ＦＳＭ＋ＭＲメカニズム作用による心室収縮力増加を反映してＦＳＭ＋ＭＲ曲線の傾きが著しく増加を示した。またＦＳＭ＋ＭＲの関与があるＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲ曲線の傾きも治療前よりさらに増加を示した。

　このように、本発明の装置を用いることによって、フランク・スターリング機構及び機械的回復（ＦＳＭ＋ＭＲ）による測定値、ＦＳＭ＋ＭＲの他に期外収縮後増強（ＰＥＳＰ）が関与している（ＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲ）測定値や、夫々の近似曲線であるＦＳＭ＋ＭＲ曲線、ＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲ曲線を表示することができるため、視覚的に心機能を捉えることができるだけではなく、治療による効果をより詳細に解析し、評価することができる。

　（２）ＦＳＭ＋ＭＲ、ＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲ総計値表示
　ＲＲ１を横軸に、（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ値を縦軸にプロットした点の集合の形態や近似曲線の相互関係の変化だけでは、心機能回復過程において、ＦＳＭ＋ＭＲとＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲ夫々のメカニズムの関与の大きさの程度まではわからない。

　そこで、得られた胸郭インピーダンスデータ合計５００心拍のうち、ＲＲ１／ＲＲ２≦１に対応する（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ値の総計値（ＦＳＭ＋ＭＲの総計値）及びＲＲ１／ＲＲ２＞１に対応する（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ値の総計値（ＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲの総計値）を算出し、識別可能な棒グラフとして表示し、治療前後でのＦＳＭ＋ＭＲとＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲ夫々のメカニズムの関与の大きさの量的表現を行った（図７Ｃ）。

　図７で示した症例の場合には、治療後の心機能の改善に、ＦＳＭ＋ＭＲに比べてＰＥＳＰの関与のあるＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲの関与が大きいことがわかる。よって、頻脈改善のためによく用いられている交感神経活性を抑制するβ遮断剤を心不全の急性期に安易に投与すれば、ＰＥＳＰ作用の抑制につながり、かえって心機能を悪化させる危険性があることをこのグラフは教えてくれる。

　このように、ＦＳＭ＋ＭＲとＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲの（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ値の総計を求めることにより、ＲＲ１-（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ値を座標とする二次元同時表示グラフで表した各測定値のプロットの集合の形態や近似曲線の相互関係の変化だけからではわからなかった心機能回復過程における、病態生理学的メカニズムの貢献度がわかるようになり、患者の自覚症状だけではなく、客観的データによって、薬剤の選択や投与期間を決定することが可能となる。

（３）３次元同時表示グラフ
　図７で示したようなＦＳＭ＋ＭＲとＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲの２次元同時表示グラフは、平面図のためにＦＳＭ＋ＭＲを表すプロットとＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲを表す点の一部が重なり合って視覚的に評価しにくいところがでてくる。そこで、３次元散布図でこれらを同時に表示することにより、点の重なりを解消し、一層容易に視覚的な把握ができるように表示することもできる（図８）。

　心房細動患者から得られた胸郭インピーダンスデータ合計５００心拍から、先行ＲＲ間隔（ＲＲ１）、先々行ＲＲ間隔（ＲＲ２）、及びＲＲ１／ＲＲ２の値を求め、ＲＲ１／ＲＲ２＞１の際のＲＲ１に対応する（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値を期外収縮後増強（ＰＥＳＰ）が関与しているフランク・スターリング機構（ＦＳＭ）及び機械的回復（ＭＲ）による（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値として抽出し（ＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲ）、ＲＲ１／ＲＲ２≦１の際のＲＲ１に対応する（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値を期外収縮後増強の関与がないフランク・スターリング機構（ＦＳＭ）及び機械的回復（ＭＲ）による（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値として抽出し（ＦＳＭ＋ＭＲ）、抽出された夫々の（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎに対応するＲＲ１及びＲＲ１／ＲＲ２とを、ＲＲ１をＸ軸とし、ＲＲ１／ＲＲ２をＹ軸とし、（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍをＺ軸とする２種のデータを識別可能に重ね合わせた３次元同時散布図を作成した。

　この３次元同時表示により、ＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲとＦＳＭ＋ＭＲを表す点の分布の様子が、重なり合うことなく把握できるようになる。よって、わずかな心機能の変化がより正確に捉えられるようになり、心房細動の心機能の診断や治療経過をみていく上で、非常に有益な情報を提供できる。

　図８は、僧帽弁狭窄症に慢性心房細動を併発した患者の３次元同時表示グラフである。灰色で示した点はフランク・スターリング機構（ＦＳＭ）及び機械的回復（ＭＲ）による点を表し、黒で示した点は、ＦＳＭ＋ＭＲの他に期外収縮後増強（ＰＥＳＰ）が関与しているものを表している。

　２次元同時表示グラフでは、ＦＳＭ＋ＭＲとＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲ夫々点の一部が重なり合っていたが、３次元同時表示によりその重なり合いが解消され点の分布の様子が正確に把握できるようになる。よって、薬剤の投与前後や病状の変化による点の分布のわずかな違いが容易に見出せるようになる。したがって、診断や治療をする上で、より詳細な心機能情報を提供可能である。

（４）ＦＳＭ＋ＭＲ曲線の傾き（小児の呼吸性洞不整脈）
　図９は、小児の呼吸性洞不整脈の症例を示す。呼吸性洞不整脈とは、吸気時に心拍数が増加し、呼気時に心拍数が減少する小児期に見られる生理的現象である。図９Ａはフランク・スターリング機構（ＦＳＭ）及び機械的回復（ＭＲ）による点（ＦＳＭ＋ＭＲ）と、ＦＳＭ＋ＭＲの他に期外収縮後増強（ＰＥＳＰ）が関与している点を重ね合わせた２次元散布図同時表示であり、図９ＢはＦＳＭ＋ＭＲ曲線、図９ＣはＰＥＳＰの回帰直線（ＰＥＳＰの定義上ＲＲ１／ＲＲ２＞１）を表している。

　これら解析結果を心房細動患者の結果と比較すると、健常者である本例のＦＳＭ＋ＭＲ曲線から求められた近似式の傾きは、２．６と２．０以上であることが特徴的である。甲状腺機能亢進症以外の心房細動患者においては、心機能がどんなに改善したとしても、傾きが２．０を超えることはない。よって、２．０を仮に一つの境界値として、ＦＳＭ＋ＭＲ曲線の傾きの係数値から、小児の病的心を早期発見することが可能となる。したがって、自覚症状を言語化するのが難しい小児の心機能検診にも幅広く用いることができる。就学前児童の心機能検診に用いれば、児童の病的心の早期発見につながる可能性がある。

　さらに、本法は、上記の小児の呼吸性洞不整脈以外にも、病的な洞不整脈はもちろん、アスリートにみられる徐脈性洞不整脈の心機能評価に用いることも可能であろう。

　以上、概説していたように本発明の装置を用いることによって、心房細動の患者の心機能を非侵襲的に測定することが可能となるだけではなく、小児やアスリート等様々な対象についても心機能を詳細に解析することができるようになる。

　本発明の装置は非侵襲的であることから、患者に肉体的な負担を与えることなく、心機能を評価測定することができる。今まで非侵襲的に心機能の評価をすることが難しかった心房細動の患者であっても、反復して心機能を測定できることから、診断だけではなく、治療方法の選択、治療効果の確認等、客観的なデータをもとに行うことができるようになる。

１・・・心機能評価装置、７・・・インピーダンス測定用電極、８・・・中性電極、９・・・ドライブ電極、１０・・・レシーブ電極、１１・・・心電図測定用電極

Claims

　対象の心機能を測定評価する装置であって、
　胸郭インピーダンス測定手段と、
　心電図測定手段と、
　演算手段と、
　記憶手段と、
　表示手段とを備え、
　前記胸郭インピーダンス測定手段は電流を印加するためのドライブ電極と、インピーダンス信号を取り出すためのレシーブ電極とを備え、
　複数の連続した胸郭インピーダンスを測定し、
　前記心電図測定手段は、前記対象に装着される電極により心電図信号を検出する信号検出部を備え、
　複数の連続した心電図信号を測定し、
　前記演算手段は、前記胸郭インピーダンス測定手段により測定された前記複数の連続した胸郭インピーダンスの（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ値、及び前記心電図測定手段により得られた前記心電図信号のＲ波から連続した心電図データの先行ＲＲ間隔（ＲＲ１）を算出し、
　前記記憶手段は、算出された複数の連続した各心電図データＲＲ１値に対応する、各胸郭インピーダンスデータ（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ値を１つのデータセットとして記憶し、
　前記表示手段は、各ＲＲ１値に対応する各（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ値を表示することを特徴とする心機能測定評価装置。
　請求項１記載の心機能測定評価装置は、
　前記表示手段は、前記得られた複数の心電図データの各ＲＲ１に対応する胸郭インピーダンスデータの各（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ値を散布図として表示することを特徴とする心機能測定評価装置。
　請求項２記載の心機能測定評価装置において、
　前記各ＲＲ１値に対応する胸郭インピーダンスデータの（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ値の散布図から近似曲線を求めて表示することを特徴とする心機能測定評価装置。
　請求項１記載の心機能測定評価装置において、
　前記心電図測定手段により得られた複数の連続した心電図データから、先々行ＲＲ間隔（ＲＲ２）、及びＲＲ１／ＲＲ２を演算手段により算出し、対応する（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値を表示することを特徴とする心機能評価装置。
　請求項４記載の心機能測定評価装置において、
　ＲＲ１/ＲＲ２≦１である場合の（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値をＰＥＳＰの関与がない（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値（ＦＳＭ＋ＭＲ）として抽出し、
　ＲＲ１/ＲＲ２＞１である場合の（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値をＰＥＳＰの関与する（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値（ＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲ）として抽出し、
　夫々区別してＲＲ１値に対応する散布図として表示することを特徴とする心機能評価装置。
　請求項５記載の心機能測定評価装置において、
　前記ＦＳＭ＋ＭＲ、及びＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲとして抽出した胸郭インピーダンスデータの各（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ値の散布図から夫々の近似曲線を求めて表示することを特徴とする心機能測定評価装置。
　請求項４記載の心機能測定評価装置において、
　ＲＲ１/ＲＲ２≦１である場合の（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値をＰＥＳＰの関与がない（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値（ＦＳＭ＋ＭＲ）として抽出し、
　ＲＲ１/ＲＲ２＞１である場合の（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値をＰＥＳＰの関与する（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値（ＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲ）として抽出し、
　夫々の（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値の総計を求めることを特徴とする心機能評価装置。
　請求項４記載の心機能測定評価装置において、
　ＲＲ１/ＲＲ２≦１である場合の（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値をＰＥＳＰの関与がない（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値（ＦＳＭ＋ＭＲ）として抽出し、
　ＲＲ１/ＲＲ２＞１である場合の（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値をＰＥＳＰの関与する（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値（ＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲ）として抽出し、
　ＲＲ１、ＲＲ１/ＲＲ２、（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値の３次元散布図として表示することを特徴とする心機能評価装置。
　請求項４記載の心機能測定評価装置において、
　ＲＲ１/ＲＲ２＞１である場合の（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値をＰＥＳＰの関与する（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｍ値（ＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲ）として抽出し、
　各ＲＲ１/ＲＲ２に対応する散布図として表示することを特徴とする心機能評価装置。
　請求項９記載の心機能測定評価装置において、
　前記ＰＥＳＰ＋ＦＳＭ＋ＭＲとして抽出した胸郭インピーダンスデータの各（ｄＺ／ｄｔ）ｍｉｎ値の散布図から近似直線を求めて表示することを特徴とする心機能測定評価装置。
　請求項１～１０いずれか１項記載の心機能測定評価装置において、
　前記記憶手段に、標準データを記憶させ、
　前記演算手段が、得られた対象のデータと標準データと比較して心機能を判定する判定部を備えることを特徴とする心機能評価装置。
　請求項１１記載の心機能測定評価装置において、
　前記判定部は、さらに前記記憶手段に記憶されている同一対象の過去のデータと比較することにより心機能の経過を判定することを特徴とする心機能評価装置。