JP4322227B2 - 血液力学パラメータの測定装置 - Google Patents

Description

本発明は、脈波形状の解析によって患者の血液力学パラメータを測定するための装置に関する。

非線形のエアドームモデル（air dome model）に基づく脈波形状解析によって血液力学パラメータ、特に時間当たりの心臓容積（心拍出量ＣＯ）を測定することは、特許文献１に公知であり、特許文献１の引用文献にさらに詳しく記載されている。脈波形状解析の基となる測定変数は、大動脈圧にほぼ相当し、この圧力は、例えば脚部の動脈に配置した動脈カテーテルによって連続的に測定される。本出願人による脈波形状解析システムが、ＰｉＣＣＯという名称で市販されている。

関数ｐ（ｔ）、つまりほぼ大動脈圧に相当する圧力信号の時間経過から得られる、血液力学パラメータの測定において重要な変数は、特に、体血管抵抗（ＳＶＲ）、さらにはいわゆるコンプライアンス（Ｃ）である。前者は、大きな血液循環系の血管系の流動抵抗であり、後者は、大動脈領域の弾性である。代用概念では、これらの変数は、抵抗及び容量と表すことができる。特に、古い研究ではコンプライアンスは無視されていることがある。
コンプライアンスを測定するための装置及び方法が特許文献１に公知である。

脈波形状解析の従来の実施方法では、較正測定の範囲内で決定され、その後変更されない較正値が体血管抵抗及び（無視されなければ）コンプライアンスの測定に含まれている。この較正測定は、肺内外熱希釈測定によって、時間当たりの心臓容積の較正値を決定することを含む。

脈波形状解析によって測定された時間当たりの心臓容積（脈波形状心拍出量、ＰＣＣＯ）は、以下の数式を用いて脈拍数（心拍数、ＨＲ）と一回拍出量（ＳＶ）の積として算出される。
一回拍出量（ＳＶ）は、数式１により、脈拍周期又は収縮期にわたって積分を行うことによって算出する。

（時間ｔ、圧力ｐ、体血管抵抗ＳＶＲ、コンプライアンスＣ）

これに関し、ｋは、各脈拍周期ｋに対して数値積分を行うことによって評価され、ここでコンプライアンスは、数式２の形態で挿入されている。

（式中、ＣＯ_ＴＤは、肺内外熱希釈測定によって決定した時間当たりの心臓容積の較正値であり、＜ｄｐ／ｄｔ＞_ｃａｌは、較正測定中における拡張期の圧力曲線の平均の［負の］勾配であり、Ｐｄは、拡張期の圧力であり、ＭＡＰ_ｃａｌは、較正測定中における平均動脈圧である。）

パラメータＣＯ_ＴＤ、ＭＡＰ_ｃａｌ及び＜ｄｐ／ｄｔ＞_ｃａｌは、較正測定の範囲内のみで決定され、全ての時間当たりの心臓容積の計算のために使用される。

また、体血管抵抗ＳＶＲについては、数式３に基づいて較正値が決定され、その値は較正測定の範囲内で決定され、全ての時間当たりの心臓容積の計算に定数として使用される。
ＳＶＲ_ｃａｌ＝（ＭＡＰ−ＣＶＰ）_ｃａｌ／ＣＯ_ＴＤ
（式中、ＭＡＰは平均動脈圧であり、ＣＶＰは中央静脈圧である。）

脈波形状解析によって測定される血液力学パラメータの質は、（計算測定の開始から計算して）患者のモニタ時間が長くなると低下することがあることが分かっている。言い換えれば、脈波形状解析によって得られる血液力学パラメータが、所定の値を超えて実際の生理学的条件から逸脱する可能性が増大する。

これを緩和するために、熱希釈による較正測定をより短い間隔で繰り返すことができる。しかし、これを実施するには、特にボーラス注射の投与に関して骨が折れコストもかかり、モニタされる患者のストレスを増大させることになり、また、測定に携わる職員の時間を消費することになる、その職員が別の仕事に従事できる可能性が減少してしまう。
独国特許出願公開第１９８１４３７１号明細書

上記の全ての内容を背景技術として、本発明は、熱希釈による較正測定の規則的な繰り返しを必要とせずに、変わらない品質の測定データ評価を得られる、脈波形状解析による血液力学パラメータを測定するための装置を提供することを課題としている。

本発明の一態様によれば、この課題は、請求項１に記載の、脈波形状解析によって患者の血液力学パラメータを測定する装置によって解決される。
好適な実施形態は、請求項２ないし１８のいずれか１項によって構成することができる。
したがって、一方法では、体血管抵抗、好ましくはこれに加えてコンプライアンスの連続的な較正を、連続的に測定された圧力測定データから得られるパラメータを用いて行う。

本発明によれば、脈波形状解析による時間当たりの心臓容積ＰＣＣＯの測定は、前述のようにその基本的な特性に基づいて行うが、この場合、従来では較正測定の範囲内で決定されて定数として扱われていた１つ以上のパラメータを、好ましくは脈拍周期ごとに定期的に関数ｐ（ｔ）から再計算する。

そのために、まず体血管抵抗ＳＶＲに対して連続的な再計算を行う。基本的に、ＳＶＲの値は、以下の式から誘導することができる。
ＳＶＲ＝（ＭＡＰ−ＣＶＰ）／ＣＯ
しかしながら、時間当たりの心臓容積ＣＯに脈波形状解析によって得られた時間当たり心臓容積ＰＣＣＯを単に代入するのでは、循環論的な式となってしまう。これは、基本的に、反復プロセスによって解決することができるが、これは、体血管抵抗ＳＶＲに大きな変化があった場合には不安定化を招き得る。したがって、体血管抵抗ＳＶＲの変化に対して付加的又は選択的な基準を導入すると有利である。

体血管抵抗ＳＶＲの変化を考慮に入れるために使用できる適切なパラメータを以下に具体的に列挙する。
− 収縮期圧Ｐｓ
− 平均動脈圧ＭＡＰ
− 脈圧ＰＰ＝（Ｐｓ−Ｐｄ）
− 収縮期から拡張期への移行時の圧と、拡張期圧の差（Ｐｎ−Ｐｄ）
− 拡張期における圧力曲線の平均勾配＜ｄｐ／ｄｔ＞

脈拍周期の拡張期は、有利には、指数関数的な低下によって次式により近似値を求めることができる。
ｐ（ｔ）−ｏｆｆｓｅｔ＝ｃｏｎｓｔ．・ｅｘｐ（−ｔ／τ）
式中、ｏｆｆｓｅｔは、指数関数的低下の始めの横座標値であり、ｅｘｐ（−ｔ／τ）は、独立関数（−ｔ／τ）の指数関数であり、時定数τは、次式による圧力曲線から得ることができる。
τ＝［ｐ（ｔ）−ｏｆｆｓｅｔ]／（ｄｐ／ｄｔ）

容量（コンプライアンス）及び抵抗（体血管抵抗）の並列回路の単純な代用概念には次式が適用される。
τ＝ＳＶＲ・Ｃ（ｐ）・
上述の複数の式で基本的に十分であったとしても、上記のパラメータの関数として経験式、特に好適には次式を使用することによって結果を向上させることができる。
ＳＶＲ＝ＳＶＲ_ｃａｌ・（τ／τ_ｃａｌ）^ａ・（Ｐｄ／Ｐｄ_ｃａｌ）^ｂ
式中、ＳＶＲ_ｃａｌは体血管抵抗の較正値であり、τ_ｃａｌは、時定数τの較正値であり、Ｐｄは拡張期動脈圧であり、Ｐｄ_ｃａｌは、拡張期動脈圧の較正値であり、ａ、ｂは、経験的に定めたか、又は推測した指数である。較正値ＳＶＲ_ｃａｌ、τ_ｃａｌ、Ｐｄ_ｃａｌは、熱希釈測定を含めた較正測定の範囲内で決定することができる。パラメータにａ＝０．３、ｂ＝１を選択すると良好に適合するが、条件によっては、これらのパラメータをわずかに変化させることによってさらに良好な適合を達成することができる。

好ましくは、拡張期（動脈）圧Ｐｄ、ならびに収縮期と拡張期の移行時の圧Ｐｎを、血液力学パラメータのさらなる計算のために必要とされるまで定期的に再決定する。これに関連して、収縮期と拡張期の移行を決定するための経路、いわゆる「通時間ノッチ」、並びに拡張期圧を決定するための経路を改善すると、特に有利である。

関数ｐ（ｔ）の一次導関数（ｙ´＝ｄｐ／ｄｔ）及び二次導関数（ｙ´´＝ｄ^２ｐ／ｄｔ^２）を、適切な平滑化アルゴリズムを用いて決定する。さらにそこから指示関数を算出し、これが、関数ｐ（ｔ）の局所的曲率の尺度となる。以下の曲率関数が特に適している。
Ｋ＝ｙ’’／（１＋ｙ’^２）^３／２
これは、局所的曲率半径の逆数値であるといえる。好ましくは、経験的に収集されたデータから得られる、収縮期から拡張期への移行における動脈圧関数の典型的な経過がほぼ弓形の形状を有するように、関数ｐ（ｔ）に対して軸調整を行う。

曲率関数Ｋの最大値の位置が関数ｐ（ｔ）の範囲内で決定され、その際、この関数には、現在の脈拍周期内の最大値の９０〜１０％、好ましくは７５〜１０％の値を仮定する。必要であれば、測定の設定内の遅延素子、例えばフィルタを考慮に入れて、対応する時間上の位置を補正する。（必要に応じてこの補正が行われた後、）曲率関数Ｋの最大値が、現在の脈拍周期の長さ（又は現在の脈拍周期が終わる前にリアルタイムで計算が行われている場合は直前の脈拍周期の長さ）の７０％以内である場合、（必要に応じて補正された）曲率関数Ｋの最大値の位置は、収縮期と拡張期の間の移行期の時点と考えられる。もしくは、収縮期と拡張期の間の移行が、現在の脈拍周期（又は現在の脈拍周期が終わる前にリアルタイムで計算が行われていれば直前の脈拍周期）の７０％で確立される。場合によっては、脈拍時間、駆出時間等を考慮に入れて、付加的な妥当性チェックを行うこともできる。

別の実施形態では、曲率関数の決定を行う必要が無く、曲率関数Ｋの最大値に代えて、必要に応じて相応の補正を行った後に、関数ｐ（ｔ）の二次導関数ｙ´´の最大値を、収縮期及び拡張期の間の移行時点と解釈することができる。

前述のように、一回拍出量を決定する際、収縮期の圧力値によってのみ積分を頻繁に行う。従って、一回拍出量の決定の精度を上げるためにも、上記の収縮期と拡張期の間の移行の決定に関する精度も改善することが好ましい。

拡張期圧Ｐｄの決定において、以下の方法が特に有利であることが分かった。この方法では、限定された測定頻度、つまり動脈圧を決定する圧力測定システムが応答する（従ってローパスフィルタとして機能する）頻度の影響を考慮に入れる。

測定された最低圧から始めて、適切な長さの線形回帰を行う。適切な長さとして約１００ミリ秒又はその２倍の測定頻度の逆数値を仮定すると有利である。拡張期の長さが、この長さの２倍よりも短い場合には、仮定した最低圧を拡張期圧Ｐｄと仮定する。或いは、回帰の始めを、収縮ピークの方向に向かって適切な長さ、好ましくは回帰の長さの半分に置き換え、反対の方向に外挿する。最大勾配の領域において外挿された圧曲線の線形回帰と外挿の交差する点によって、拡張期圧が得られる。好ましくは、脈幅（脈拍周期での最大圧−最低圧）の２０〜８０％以内のデータ点のみを、最大勾配の範囲を決定する際に考慮する。

冒頭に示したコンプライアンスの計算式では、値ＣＯ_ＴＤは、以下の項に置き換えることができる。
（ＭＡＰ−ＣＶＰ）／ＳＶＲ
ここで、平均動脈圧ＭＡＰと中央静脈圧ＣＶＰとの差は、定期的に再決定する。この場合、現在又は直前の脈拍周期の値を使用するか、又は複数（例えば１０〜５０）の前の脈拍周期の平均値、又はある程度の時間（例えば約３０秒）にわたる平均値を使用することができる。収縮期での圧曲線の平均勾配＜ｄｐ／ｄｔ＞も、好ましくは定期的に再決定する。

好ましくは、経験的に決定された係数又は推定係数であるｋ_１、ｋ_２、ｋ_３を含む以下の補正関数により、コンプライアンスの決定結果が向上する。
ｆ（ｐ）＝１／［ｋ_１・ｐ／ＭＡＰ−ｋ_２−ｋ_３・（ｐ／ＭＡＰ）^２］
係数ｋ_１＝９／５、ｋ_２＝１７／２５、ｋ_３＝９／２を選択することによって、適切な適合が行われる。別の適切な適合もあり得る。
したがって、この好ましい実施形態では、コンプライアンスについて、以下の式は正しい。
Ｃ（ｐ）＝（ＭＡＰ−ＣＶＰ）／（ＳＶＲ・＜ｄｐ／ｄｔ＞）・ｆ（ＭＡＰ，ｐ）
ここで
ｆ（ＭＡＰ，ｐ）＝１／［１．８・ｐ／ＭＡＰ−０．６８−４．５・（ｐ／ＭＡＰ）^２］
このとき、パラメータＭＡＰ、ＳＶＲ及び＜ｄｐ／ｄｔ＞、並びに必要に応じてＣＶＰを定期的に再決定する。

しかし、コンプライアンスの関数のパラメータが定期的に再計算されないか、又はコンプライアンスが無視される実施形態も、好ましくはないが、基本的には本発明の範囲に含まれる。

以下に、添付図面を用いて本発明の特に好ましい実施形態を詳細に説明する。この図面は、単なる概略図であると理解されたい。

図１の装置は、３つの入力チャンネル１、２、３を備えた入力／出力サブシステム（Ｉ／Ｏ）を有している。

患者の大動脈圧に少なくともほぼ対応している圧力信号が、第１の入力チャンネル１を通して連続的に読み込まれる。この信号は、アナログ式のセンサ信号であって、アナログ／デジタル変換器によってデジタル化されるか、又は外部圧力測定変換器４から既にデジタル化された信号が読み込まれてもよい。

使用の際は、動脈カテーテル５を介し、好ましくは大動脈にできるだけ近位で測定した動脈圧を、ほぼ大動脈圧に相当する圧力とする。脚部の動脈６を測定箇所とし、これを心臓７、大動脈弓８、肺循環系９及び体循環系１０を含む血管系の概略部分図に示す。

動脈カテーテル５は、さらに温度センサ１１を備え、この温度センサ１１は較正のための熱希釈測定に使用することができる。関連温度測定変換器１２のデジタル測定信号は、第２の入力チャンネル２を通して読み込まれる。しかし、もちろんこの温度信号も、アナログ信号として読み込み、アナログ／デジタル変換器によってデジタル化できる。

患者の中央静脈圧ＣＶＰに少なくともほぼ対応する圧力信号が、第３の入力チャンネル３を通して読み込まれる。この信号も、アナログ信号として、又は別の圧力測定変換器１３を通してデジタル信号として読み込むことができる。適切な測定箇所は、患者の大静脈上部１５である。しかし、別の態様では患者の中央静脈圧ＣＶＰは推定してもよく、条件によっては一定値でも十分に機能する。

挿入された中央静脈カテーテル１６は別の管１７を有し、この管１７を通して冷却したボーラスを注射し、これにより肺内外熱希釈測定を行うことができる。系の抵抗、時定数及び収縮期動脈圧に対する較正値ＳＶＲ_ｃａｌ、τ_ｃａｌ及びＰｄ_ｃａｌは、前述のように較正の範囲内で決定される。

入力／出力サブシステム（Ｉ／Ｏ）は、周辺機器等との相互作用に機能する１つ以上の出力部又は制御チャンネル１４を有することができる。

信号処理に機能する装置の構成要素は、セントラルバス（ＢＵＳ）により互いに接続されている。

読み込まれた圧力信号は、時間の関数ｐ（ｔ）として一時的に作業メモリ（ＲＡＭ）に保存される。関数ｐ（ｔ）は中央処理装置（ＣＰＵ）によって処理され、よって時間当たりの心臓容積ＰＣＣＯ、それによりさらに他の血液力学パラメータが算出される。対応する計算ステップを処理装置（ＣＰＵ）に実行させる対応制御プログラムは、固定メモリ（ＲＯＭ）に収容されている。

この場合、処理は以下のステップを含む。
収縮期と拡張期の間の移行を、前述のように圧力曲線の最大曲率の位置と定義する。
圧力曲線から時定数τを決定し、以下の式により現在のｋ^ｔｈ脈拍周期について体血管抵抗ＳＶＲ_ｋを算出する。
ＳＶＲ_ｋ＝ＳＶＲ_ｃａｌ・（τ／τ_ｃａｌ）^ａ・（Ｐｄ／Ｐｄ_ｃａｌ）^ｂ

現在の脈拍周期の一回拍出量ＳＶ_ｋは、脈拍周期の圧力値、つまり脈拍周期の収縮期の圧力値から、次の式（計数変数ｉ）に基づき数値的に決定される。

ここで、
Ｃ_ｋ（ｐ）＝（ＭＡＰ−ＣＶＰ）_ｋ／［ＳＶＲ_ｋ・＜ｄｐ／ｄｔ＞_ｋ］・ｆ（ＭＡＰ，ｐｉ）
を挿入する。平均動脈圧ＭＡＰと中央静脈圧ＣＶＰとの差、及び拡張期の圧力曲線の平均勾配＜ｄｐ／ｄｔ＞を、現在の脈拍周期に対して再決定する。補正関数ｆ（ＭＡＰ，ｐｉ）は、前述のように計算される。

これにより、現在の（ｋ^ｔｈ）脈拍周期で算出された時間当たりの心臓容積が以下の式で求められる。
ＰＣＣＯ_ｋ＝ＳＶ_ｋ・ＨＲ

当然ながら、固定メモリ（ＲＯＭ）の制御プログラムは装置に付加的な機能を付与する付加的なルーチンを含むことができる。

関数ｐ（ｔ）は、ディスプレイサブシステム１８により表示することができ、時間当たりの心臓容積ＰＣＣＯ及び他の血液力学パラメータを出力することが可能である。

当然ながら、本発明の装置には、当業者に実際公知の別の構成要素、例えば生データ及び／又は計算された血液力学パラメータのためのマスメモリ媒体を設けることもできる。処理装置（ＣＰＵ）は、１つ以上の従来のマイクロプロセッサを備えることもでき、必要に応じて浮動小数点操作の速度を上げるためのコプロセッサで補助することもでき、またいわゆるデジタル信号処理装置（ＤＳＰ）を備えることもできる。相応の解決法、ならびに上記以外のハードウェア実装に関する詳細は、当技術分野の最新技術による一般的な波形状分析装置と同様に実施することができる。

本発明による装置の概略線図と、患者の血管系の部分概略図である。

符号の説明

１ 第1の入力チャンネル
２ 第２の入力チャンネル
３ 第３の入力チャンネル
４ 血圧測定変換器
５ 動脈カテーテル
６ 脚部の動脈
７ 心臓
８ 大動脈弓
９ 肺循環系
１０ 体循環系
１１ 温度センサ
１２ 関連温度測定変換器
１３ 血圧測定変換器
１４ コントロールチャンネル
１５ 大静脈
１６ 中央静脈カテーテル
１７ 管
１８ ディスプレイサブシステム

Claims (18)

1. 脈波形状解析によって患者の血液力学パラメータを測定するための装置であって、
   時間の経過に伴って変化し、且つ患者の大動脈圧又は大動脈に近位の動脈圧に少なくともほぼ対応する圧力信号を、時間の関数ｐ（ｔ）として読み込むための入力チャンネル（１）、及び
   関数ｐ（ｔ）及び患者の体血管抵抗ＳＶＲを使用して、血液力学パラメータを計算するための評価ユニット
   を備え、前記評価ユニットが、関数ｐ（ｔ）を使用して、患者の体血管抵抗ＳＶＲを繰り返して再計算する機能を有し、当該繰り返される体血管抵抗の再計算の間に、熱希釈による較正測定を行わない装置であって、前記体血管抵抗ＳＶＲの再計算が、拡張期のほぼ指数関数的な圧力低下の時定数τを決定することを含む装置。
2. 少なくとも脈拍周期にわたり、時間の関数ｐ（ｔ）として読み込まれた圧力信号を一時的に保存するためのメモリ手段（ＲＡＭ）を備える、請求項１に記載の装置。
3. 体血管抵抗の再計算は、ＳＶＲ_ｃａｌ・（τ／τ_ｃａｌ）^ａ・（Ｐｄ／Ｐｄ_ｃａｌ）^ｂによって行い、ここで、
   ＳＶＲ_ｃａｌは体血管抵抗の較正値であり、
   τ_ｃａｌは時定数τの較正値であり、
   Ｐｄは拡張期大動脈圧であり、
   Ｐｄ_ｃａｌは拡張期動脈圧の較正値であり、
   ａ、ｂは、経験的に決定されるか又は推定される指数である、請求項１又は２に記載の装置。
4. 前記較正値ＳＶＲ_ｃａｌ、τ_ｃａｌ及びＰｄ_ｃａｌが、熱希釈により較正測定の範囲内で決定される、請求項３に記載の装置。
5. ０．１５＜ａ＜０．６、好ましくはａ＝０．３である、請求項３又は４に記載の装置。
6. ０．５＜ｂ＜２、好ましくはｂ＝１である、請求項３ないし５のいずれか１項に記載の装置。
7. 各体血管抵抗ＳＶＲの再計算は、体血管抵抗の直前の計算を考慮に入れながら、
   ＳＶＲ_ｋ＝ＳＶＲ_ｋ−１・ｆ
   を有する計算式によって行い、ここで、
   ＳＶＲ_ｋは、再計算された体血管抵抗であり、
   ＳＶＲ_ｋ−１は、直前の計算から得られた体血管抵抗であり、
   ｆは補正関数である、請求項１又は２に記載の装置。
8. 前記評価ユニットが、関数ｐ（ｔ）を使用したコンプライアンス関数Ｃ（ｐ）のパラメータの定期的な再計算機能をさらに備える、請求項１ないし７のいずれか１項に記載の装置。
9. 前記コンプライアンス関数Ｃ（ｐ）の再計算は、計算式
   Ｃ（ｐ）＝（ＭＡＰ−ＣＶＰ）_ｋ／［ＳＶＲ・＜ｄｐ／ｄｔ＞_ｋ］・ｆ（ｐ）
   によって行い、ここで、
   （ＭＡＰ−ＣＶＰ）_ｋは、現在の脈拍周期の拡張期における平均動脈圧と中央静脈圧との差であり、
   ＜ｄｐ／ｄｔ＞_ｋは、現在の脈拍周期の拡張期における動脈圧曲線の平均勾配であり、
   ｆ（ｐ）は、補正関数である、請求項８に記載の装置。
10. 前記補正関数が、式
    ｆ（ｐ）＝１／［ｋ_１・ｐ／ＭＡＰ−ｋ_２−ｋ_３・（ｐ／ＭＡＰ）^２］
    を有し、式中、ｋ_１、ｋ_２、ｋ_３は、経験的に決定されたか又は推定された係数である、請求項９に記載の装置。
11. ｋ_１＝９／５、ｋ_２＝１７／２５、及びｋ_３＝９／２である、請求項１０に記載の装置。
12. 前記血液力学パラメータが、脈拍数ＨＲと前記一回拍出量ＳＶとの積として求められる、時間当たりの心臓容積ＣＯである、請求項１ないし１１のいずれか１項に記載の装置。
13. 前記一回拍出量の計算は、積分
    
    

    

    
    によって行い、ここでＳＶＲは体血管抵抗である、請求項１２に記載の装置。
14. 前記評価ユニットが、関数ｐ（ｔ）から導いた二次導関数ｙ´´の生成のための微分手段と、脈拍周期の最大関数値と最低関数値との間の決定範囲内における収縮期と拡張期との間の移行位置として、関数ｐ（ｔ）の最大曲率の位置を決定するための評価手段とを備える、請求項１ないし１３のいずれか１項に記載の装置。
15. 血液力学パラメータの出力のための出力手段（１８）を備えた、請求項１ないし１４のいずれか１項に記載の装置。
16. 圧力測定に適した動脈カテーテル（５）を接続するための接続手段を備えた、請求項１ないし１５のいずれか１項に記載の装置。
17. 時間の経過と共に変化し、且つ患者の中央静脈圧に少なくともほぼ相当する圧力信号を読み込むための入力チャンネル（３）を備えた、請求項１ないし１６のいずれか１項に記載の装置。
18. 圧力測定に適した中央静脈カテーテル（１６）を接続するための接続手段を備えた、請求項１７に記載の装置。

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