JP3961500B2 - 大動脈血流データ処理方法 - Google Patents

Description

本発明は、大動脈血流データ処理方法、詳しくは、非侵襲的に大動脈血流波形及び心拍出量を測定する大動脈血流データ処理方法に関する。

心拍出量を測定する方法としては、血流中に既知の熱量あるいは色素を加えて血流温度変化や色素濃度変化から血流量を算出する熱希釈法、色素希釈法、超音波を用いて大動脈の断面積変化と血流速の変化から大動脈血流を求める方法、インピーダンスプレチスモグラフィーで得られる胸部のインピーダンス変化から心拍出量を算出する方法などがある。

しかし、熱希釈法や色素希釈法では、ある一定時間（例えば１分間）の平均的な心拍出量しか得られず、１回ごとの拍出量や瞬時の大動脈血流を測定することはできない。また、侵襲的な測定であるため、患者にとって大きな負担となる。超音波は非侵襲的なものであるが、測定には熟練技術を要し、安静状態での短時間の計測しかできないという問題がある。

非侵襲的で最も簡便な方法が胸部のインピーダンス変化から心拍出量を算出する方法であるが、胸部のインピーダンス変化から直接的に大動脈血流波形が得られるわけではない。現状では、インピーダンス波形の一次微分波の大きさと、心音図等を用いて測定される左室駆出時間との積から１回分の拍出量を算出（推定）するようにしているため、運動などして血行動態が変化したときに正しく追従できない場合がある。また、１回拍出量、１分間の心拍出量は求められても、１心拍中の大動脈血流変化など血行動態の詳細な状態までは観測できない。

本発明は、上記のような従来の血流、心拍出量測定の問題点に鑑みなされたものであり、非侵襲的でかつ簡便な測定で瞬時の大動脈血流、１回拍出量、１分間の心拍出量を得るとともに、大動脈と末梢血管の血行動態の様子を同時に観測できる大動脈血流データ処理方法を提供することを目的とする。

本発明の大動脈血流データ処理方法は、体循環をモデル化した大動脈コンプライアンスＣと総末梢抵抗Ｒで構成される簡易回路を用いた大動脈血流データ処理方法であって、インピーダンスプレチスモグラフィー等センサで得られる大動脈容積脈波データ及び大動脈容積脈波データの一次微分波データを用い、拡張期において大動脈容積脈波データをＣＲ積で除した波形データと大動脈容積脈波データの一次微分波データとの和が零になる演算式に基づいてＣＲ積を算出する工程と、大動脈容積脈波データをＣＲ積で除した波形データと大動脈容積脈波データの一次微分波データとの和から大動脈血流波形データを算出する工程とを備えることを特徴とする。

本発明の大動脈血流データ処理方法によると、大動脈弁が閉鎖している拡張期には心臓から大動脈に送出される血流が零になることを利用してＣＲ積を求め、大動脈容積脈波をＣＲ積で除した波形と大動脈容積脈波の一次微分波との和から大動脈血流波形を得るようにしたため、瞬時の大動脈血流を測定することができる。

前記ＣＲ積は、拡張期における大動脈容積脈波データをＣＲ積で除した波形データの面積と拡張期における大動脈容積脈波データの一次微分波データの波形面積との和が零になる演算式に基づいて算出する。このようなＣＲ積の求め方によると、雑音の影響を軽減させることができるため、ＣＲ積を正確に求めることができる。

前記得られた大動脈血流波形データの収縮期における波形面積又は１心周期分の波形面積から１回拍出量データを算出し、かつ、該算出した１回拍出量データと心拍数データとの積から１分間の心拍出量データを算出する。

前記大動脈容積脈波データと同時刻に測定された平均血圧値データを前記心拍出量データで除することにより総末梢抵抗Ｒを算出し、かつ、該算出した総抹消抵抗ＲでＣＲ積を除することにより大動脈コンプライアンスＣを算出する。これにより、運動中、手術中、手術前後、あるいは投薬前後の大動脈血流、１回拍出量、１分間の心拍出量が測定できるようになるとともに、血行動態の様子を観測できるようになる。

以下、本発明の実施形態を図面に基づいて説明する。

心臓から駆出された血液が大動脈を通じ末梢へ流れてゆく体循環は、図２に示す簡易的な電気回路モデルを用い、図３に示す生体回路と電気回路との対比を行うことによって次のように簡単化される。

心臓は血液（Ｃｏに蓄積された電荷）を送出するために心筋を収縮（Ｃｏを小さく）させる。心筋の収縮に伴い心臓の内圧（Ｃｏの両端電圧）は上昇し、心臓内圧が大動脈圧（Ｃの両端電圧）を超えると大動脈弁が開き（ダイオードが導通し）、血液が大動脈へと流れ込む。

大動脈に流入した血流（電流Ｆ）は、収縮期において、大動脈の容積（Ｃの電荷）を増加させ大動脈圧（Ｃの両端電圧）を上昇させると同時に、上昇した大動脈圧と総末梢抵抗（Ｒ）に応じ末梢へと流出してゆく。つまり、大動脈に流入した血流（電流Ｆ）は、大動脈の血液を蓄積させる血流（電流Ｆ１）と、末梢へ流出する血流（電流Ｆ２）とに分配される。

その後、心臓内の血液が減少し心臓内圧が大動脈圧よりも低くなった時点で大動脈弁が閉鎖する（ダイオードが非導通となる）。大動脈弁閉鎖以降の拡張期においては、大動脈に流入する血流はなくなり、大動脈の血液の減少に応じた血流が末梢へと流出してゆく（Ｆ＝Ｆ１＋Ｆ２＝０⇒−Ｆ１＝Ｆ２）。

以上が１心周期内の仕組みで、これが繰り返し行われ、心臓から全身に血液が循環する。この仕組みを踏まえ、以下のようにして大動脈血流を求める。

まず、大動脈血流は、大動脈の血液を蓄積させるのに寄与する血流と末梢へと流出する血流に分配されるため、
Ｆ＝Ｆ１＋Ｆ２ （１）
となる。大動脈の血液を蓄積させるのに寄与する大動脈蓄積血流（Ｆ１）は、大動脈血液の時間変化分、つまり大動脈容積脈波（ΔＶ）の一次微分波で表され、
Ｆ１＝ｄＶ／ｄｔ （２）
となる。一方、末梢へと流出してゆく末梢流出血流（Ｆ２）は、オームの法則から大動脈の圧脈波（ΔＰ）を総末梢抵抗（Ｒ）で除したものとなり、大動脈容積脈波（ΔＶ）は、圧脈波（ΔＰ）と大動脈コンプライアンス（Ｃ）との積で表されるため（圧脈波（ΔＰ）は大動脈容積脈波（ΔＶ）を大動脈コンプライアンス（Ｃ）で除したものになるため）、
Ｆ２＝ΔＰ／Ｒ＝ΔＶ／ＣＲ （３）
となる。上記式（１）、（２）、（３）の関係から、大動脈血流波形（Ｆ）と大動脈容積脈波（ΔＶ）との関係は、
Ｆ＝（ｄＶ／ｄｔ）＋（ΔＶ／ＣＲ） （４）
となる。

大動脈容積脈波（ΔＶ）は、インピーダンスプレチスモグラフィーで得られる胸部の基礎インピーダンスＺｏとインピーダンス変化ΔＺから、以下の式に基づき導出する。

ΔＶ＝−ρ（Ｌ／Ｚｏ）²ΔＺ （５）
ρ：血液の粘性抵抗［Ω・ｃｍ］
Ｌ：インピーダンス測定電極間距離［ｃｍ］
Ｚｏ：胸部基礎インピーダンス［Ω］（胸部インピーダンスの直流分で胸部体組織 のインピーダンスを表す）
ΔＺ：胸部インピーダンス変化［Ω］（胸部インピーダンスの交流分で血液による 胸部のインピーダンス変化を表す）
これにより、胸部インピーダンスから大動脈血流波形を求める式、
Ｆ＝−ρ（Ｌ／Ｚｏ）²｛（ｄＺ／ｄｔ）＋（ΔＺ／ＣＲ）｝ （６）
が導出される。

ここで最も問題となるのはＣＲ（大動脈コンプライアンスＣと総末梢抵抗Ｒとの積）が未知数であることだが、これについては上記の拡張期における血流の関係、つまり、拡張期においては大動脈に流入する血流がなくなり大動脈の血液の減少に応じた血流が末梢へと流出する関係（Ｆ＝Ｆ１＋Ｆ２＝０⇒−Ｆ１＝Ｆ２）を用いて、拡張期に成り立つ以下の方程式、
−（ｄＶ／ｄｔ）_dia＝ΔＶ_dia／ＣＲ （７）
（添え字のdiaはdiastolicの略で、拡張期区間の波形であることを示す）
を解くことによってＣＲを求める。インピーダンス波形からは、拡張期における胸部インピーダンス波形ΔＺとその一次微分波ｄＺ／ｄｔを用い、以下の式から算出する。

−（ｄＺ／ｄｔ）_dia＝ΔＺ_dia／ＣＲ （８）
拡張期における上記方程式（７）、（８）は理論的には成り立つが、実際には反射波が存在したり、測定波形に雑音が含まれたりするため、容積脈波ΔＶ（ΔＺ）とその一次微分波ｄＶ／ｄｔ（ｄＺ／ｄｔ）との振幅比を拡張期の多点で求め平均化したり、
ＣＲ＝Σ｛｜ΔＶ_dia｜／｜（ｄＶ／ｄｔ）_dia｜｝／Ｍ （９）
ＣＲ＝Σ｛｜ΔＺ_dia｜／｜（ｄＺ／ｄｔ）_dia｜｝／Ｍ （１０）
（Ｍ：平均化に用いたサンプルの数）
容積脈波ΔＶ（ΔＺ）とその一次微分波ｄＶ／ｄｔ（ｄＺ／ｄｔ）の拡張期における面積比で求めたりする。

ＣＲ＝Ｓ｛ΔＶ_dia｝／Ｓ｛（ｄＶ／ｄｔ）_dia｝
＝｜∫｛ΔＶ_dia｝ｄｔ｜／｜∫｛（ｄＶ／ｄｔ）_dia｝ｄｔ｜ （１１）
ＣＲ＝Ｓ｛ΔＺ_dia｝／Ｓ｛（ｄＺ／ｄｔ）_dia｝
＝｜∫｛ΔＺ_dia｝ｄｔ｜／｜∫｛（ｄＺ／ｄｔ）_dia｝ｄｔ｜ （１２）
（Ｓ｛＊｝は＊の面積を示し、∫｛＊｝ｄｔは＊の積分を示す）
図４は、以上の大動脈血流波形の合成に関する考え方を図示したものである。

以上の手順で得られた大動脈血流波形の収縮期における波形面積（血流波形の収縮期における積分）、あるいは、心電図の心拍間隔から求められる１心周期分の波形面積（血流波形の１心周期分の積分）から、１回の拍出量ＳＶ（Stroke Volumeの略）は、
ＳＶ＝Ｓ｛Ｆ_sys｝＝∫｛Ｆ_sys｝ｄｔ （１３）
≒Ｓ｛Ｆ_cycle｝＝∫｛Ｆ_cycle｝ｄｔ （１４）
（添え字のsysはsystolicの略で、収縮期区間の波形であることを示し、
添え字のcycleは１心周期分の波形であることを示す）
となる。厳密にいえば、上記式（１３）から得られるＳＶと上記式（１４）から得られるＳＶは異なるが、拡張期には大動脈に流入する血流がなくなり、大動脈血流波形は殆ど零となるため、実際にはいずれの方法でＳＶを得ても殆ど差異はない。

１分間の心拍出量ＣＯ（Cardiac Outputの略）は、１回の拍出量ＳＶと心拍数ＨＲとの積で表され、
ＣＯ＝ＳＶ・ＨＲ （１５）
となる。

また、大動脈血流測定と同時に血圧の測定を行ない、大動脈容積脈波（実際には胸部インピーダンス波形）と同時刻に測定された平均血圧Ｐ_meanを上記式（１５）で得られた心拍出量ＣＯで除することによって総末梢抵抗Ｒが得られる。

Ｒ＝Ｐ_mean／ＣＯ （１６）
さらに、大動脈血流の合成の過程の上記式（１１）、（１２）で求めたＣＲを上記式（１６）で求めた総末梢抵抗Ｒで除することによって大動脈コンプライアンスＣが得られる。

Ｃ＝ＣＲ／Ｒ （１７）
以上により、大動脈血流を測定し、１回拍出量ＳＶと１分間の心拍出量ＣＯを得ると同時に、血行動態のパラメータである大動脈コンプライアンスＣと総末梢抵抗Ｒを得る。

図１は、上述したような本実施形態に係る大動脈血流データ処理方法の手順を分かり易く説明するためのフローチャートである。

図１において、本実施形態に係る大動脈血流データ処理方法は、まず、胸部インピーダンス信号の測定を行ない、基礎インピーダンスＺｏとインピーダンス変化ΔＺを求める（ステップ１）。次に、大動脈容積脈波ΔＶ及び一次微分波ｄＶ／ｄｔを導出する（ステップ２）。次に、ＣＲ積を振幅比又は面積比から導出する（ステップ３）。次に、大動脈血流波形Ｆを導出する（ステップ４）。次に、各パラメータ（大動脈血流Ｆ、１回拍出量ＳＶ、１分間の心拍出量ＣＯ、総末梢抵抗Ｒ、大動脈コンプライアンスＣ）を導出する（ステップ５）。

なお、上記実施形態では、大動脈容積脈波（ΔＶ）をインピーダンスプレチスモグラフィーで得るようにしたが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば、超音波による血管断層像から大動脈容積脈波（ΔＶ）を得るようにしてもよい。

以上説明したように、本実施形態の大動脈血流データ処理方法は、体循環を大動脈コンプライアンスＣと総末梢抵抗Ｒで構成される簡易回路でモデル化し、インピーダンスプレチスモグラフィー等で得られる大動脈容積脈波ΔＶと大動脈容積脈波の一次微分波Ｆ１（＝ｄＶ／ｄｔ）を用い、拡張期において大動脈容積脈波ΔＶをＣＲ積で除した波形Ｆ２と大動脈容積脈波の一次微分波Ｆ１との和Ｆが零になる方程式を解くことによりＣＲ積を求め、大動脈容積脈波をＣＲ積で除した波形Ｆ２と大動脈容積脈波の一次微分波Ｆ１との和Ｆから大動脈血流波形を得る。

本実施形態の大動脈血流データ処理方法によると、大動脈弁が閉鎖している拡張期には心臓から大動脈に送出される血流Ｆが零になることを利用してＣＲ積を求め、大動脈容積脈波をＣＲ積で除した波形Ｆ２と大動脈容積脈波の一次微分波Ｆ１との和Ｆから大動脈血流波形を得るようにしたため、瞬時の大動脈血流を測定することができる。

また、本実施形態の大動脈血流データ処理方法において、拡張期における大動脈容積脈波をＣＲ積で除した波形の面積と拡張期における大動脈容積脈波の一次微分波の波形面積との和が零になる方程式を解くことによってＣＲ積を求めた場合、雑音の影響を軽減させることができ、ＣＲ積を正確に求めることができる。

また、大動脈血流波形の収縮期における波形面積又は１心周期分の波形面積から１回拍出量を求め、また、１回拍出量ＳＶと心拍数ＨＲとの積から１分間の心拍出量ＣＯを求めることができる。

また、本実施形態では、大動脈容積脈波と同時刻に測定された平均血圧値Ｐ_meanを心拍出量ＣＯで除することにより総末梢抵抗Ｒを求め、また、総抹消抵抗ＲでＣＲ積を除することにより大動脈コンプライアンスＣを求めている。これにより、運動中、手術中、手術前後、あるいは投薬前後の大動脈血流、１回拍出量、１分間の心拍出量が測定できるようになるとともに、血行動態の様子を観測できるようになる。

図５〜図８は、本発明の実施形態に従って大動脈血流の測定を行った結果を示す。図５，６（図５は、運動負荷中の波形、図６は、負荷後の安静時波形、横軸スケールは１秒）に示すように、１００ｍｓ以内（５０〜１００ｍｓ）で急峻に上昇してピークに達し、ピークから大動脈弁閉鎖点までは立ち上がりに比べ緩やかな傾きで下降し、大動脈弁の閉鎖点以降の拡張期においてはほとんど流量が零となる大動脈血流波形が得られ、下記文献１，２，３等に示されている直接的（侵襲的）に測定された大動脈血流波形と酷似した波形が測定された。また、図５に示すように運動負荷中の大動脈血流波形も安定して得られ、図７，８に示すように運動中の１回拍出量、１分間の心拍出量も連続的に得られた。

（文献１）松崎益徳、「心機能を知る」、文光堂、第１４５頁図３
（文献２）林紘三郎、「バイオメカニクス」、コロナ社、第１２４頁図５．５
（文献３）H.J.METCALF、三重大学バイオメカ研究グループ、「バイオフィジックス 入門」、コロナ社、第８７頁図４．９

本発明の一実施形態に係る大動脈血流データ処理方法の手順を表したフローチャートである。 体循環の簡易回路モデルを示す図である。 生体回路と電気回路との対比についての説明図である。 大動脈血流波形の合成についての説明図である。 運動負荷試験中の大動脈血流波形図である。 運動負荷試験後の大動脈血流波形図である。 運動負荷試験中の１回拍出量（ＳＶ）のグラフである。 運動負荷試験中の心拍出量（ＣＯ）のグラフである。

符号の説明

Ｃ 大動脈コンプライアンス
Ｒ 総末梢抵抗
ΔＶ 大動脈容積脈波
Ｆ１ 大動脈容積脈波の一次微分波
Ｆ２ 大動脈容積脈波をＣＲ積で除した波形
Ｆ Ｆ１とＦ２との和
ＳＶ １回拍出量
ＨＲ 心拍数
ＣＯ １分間の心拍出量
Ｐ_mean 平均血圧値

Claims (4)

1. 体循環をモデル化した大動脈コンプライアンスＣと総末梢抵抗Ｒで構成される簡易回路を用いた大動脈血流データ処理方法であって、
   インピーダンスプレチスモグラフィー等センサで得られる大動脈容積脈波データ及び大動脈容積脈波データの一次微分波データを用い、拡張期において大動脈容積脈波データをＣＲ積で除した波形データと大動脈容積脈波データの一次微分波データとの和が零になる演算式に基づいてＣＲ積を算出する工程と、
   大動脈容積脈波データをＣＲ積で除した波形データと大動脈容積脈波データの一次微分波データとの和から大動脈血流波形データを算出する工程と
   を備えることを特徴とする大動脈血流データ処理方法。
2. 前記ＣＲ積は、拡張期における大動脈容積脈波データをＣＲ積で除した波形データの面積と拡張期における大動脈容積脈波データの一次微分波データの波形面積との和が零になる演算式に基づいて算出することを特徴とする請求項１記載の大動脈血流データ処理方法。
3. 前記得られた大動脈血流波形データの収縮期における波形面積又は１心周期分の波形面積から１回拍出量データを算出し、かつ、該算出した１回拍出量データと心拍数データとの積から１分間の心拍出量データを算出することを特徴とする請求項１又は２記載の大動脈血流データ処理方法。
4. 前記大動脈容積脈波データと同時刻に測定された平均血圧値データを前記心拍出量データで除することにより総末梢抵抗Ｒを算出し、かつ、該算出した総抹消抵抗ＲでＣＲ積を除することにより大動脈コンプライアンスＣを算出することを特徴とする請求項３記載の大動脈血流データ処理方法。

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