JP4751883B2 - 心収縮期と心拡張期との間の遷移点を判定する装置 - Google Patents

Description

本発明は、脈拍サイクル内の心収縮期と心拡張期との間の遷移点を判定するための装置に関する。

心収縮期と心拡張期の間の遷移点（すなわち、それぞれ心収縮期の終了点および心拡張期の開始点）の判定は、脈拍波形解析、すなわち、大動脈圧と少なくとも近似的に一致する時間依存圧力信号から血流力学パラメータ、特に、心拍出量（ＣＯ）および１回拍出量変動（ＳＶＶ）を決定する方法において特に重要である。非線形空気チャンバモデルに基づく脈拍波形解析による血流力学パラメータの決定法は、ＤＥ １９８ １４３７１ Ａ１で詳細に記載され、そこで引用されている文献でさらに説明されている。Ｐｕｌｓｉｏｎ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍｓ ＡＧの脈拍波形解析システムは、ＰｉＣＣＯの名称で市販されている。

ドイツ特許出願ＤＥ １９８ １４３７１ Ａ１に記載されているように、計算処理を加速する目的で、心拍出量を決定する重要な変数である、いわゆるコンプライアンスを計算するために、心拡張期の範囲から圧力値だけを用いる。しかしながら、この前提となっているのは、心拡張期の開始が実行可能な最高精度でしか判定できないということである。関数Ｐ（ｔ）、すなわち、大動脈圧と近似的に一致し、脈拍波形解析の基礎をなす圧力の時間経過の過程においては、心収縮期と心拡張期との間の遷移点は局所的な極小値として現れ、これは重複隆起とも称されている。この短時間の圧力低下は、心臓の収縮が開始されると大動脈弁閉鎖の必要があるということによる。

圧力曲線のこの局所的な下方への振れは、非常に短時間であり、測定技術が正確でないために、実際の測定曲線に全く記録されないことも多い。基礎となっている圧力測定系が受けるノイズの程度に応じて、圧力曲線内の心収縮期と心拡張期との間の遷移点の位置が、もはや局所的な極小値として分離できなくなるということが起こり得る。この意味は、測定ノイズにより起きる圧力信号の振れが、心収縮期と心拡張期との間の遷移点での短時間の圧力低下と同じ振幅であるということである。この場合、実際には、心収縮期と心拡張期との間の遷移点判定を、近似的に関数Ｐ（ｔ）の折り返し点として間に合わせる人が多い。

重複隆起を局所的な極小値として直接判定すると確度が不十分になる可能性がある場合だけこの近似を使用するように、一つのシステム内に二つの判定方法を実装することもあり得る。システムが所定の極小圧力低下を分離できないと認識すると、システムは、関数Ｐ（ｔ）の折り返し点としての近似による重複隆起判定に切り換える。言い換えると、局所的な極小値が明らかにそれと判るかどうかについての両者の区別がなされない。

しかし、実際には、２つのアルゴリズムを切り換えると、測定条件の最小限の変更が、計算し、表示した血流力学パラメータの明らかな変化を招くという結果をもたらすことがある。ある判定法を他の方法に切り換えることにより、心収縮期および心拡張期の間の遷移点に明らかなずれが起きるので、関数Ｐ（ｔ）の心収縮期のブランチまたは心拡張期のブランチの一方だけから計算する全てのパラメータに対するデータの根拠が変化する。アルゴリズムの「ジャンプ」のために、実際には起きなかった、または指示された測定では起きなかった生理的な変化を、起きたと間違って示す可能性がある。

説明した一組の問題を考慮して、本発明は、干渉の影響に抗して脈拍サイクル内の心収縮期と心拡張期との間の遷移点の確実、かつ正確な判定（隆起判定）が可能な装置を作製するという課題に基づく。

本発明の一態様によれば、この課題は、請求項１の装置により達成される。
本発明の好ましい実施の形態は、請求項２〜１３の内の一つにより構成することができる。

以下に、本発明の好ましい実施の形態の例を、単に略図であると解釈すべき添付図面を用いて、さらに詳細に説明する。

これに関連して、図１は、本発明による装置の簡略化したブロック図を示す。

図１によれば、本装置は、少なくとも一つの入力チャンネル１を有する入力／出力サブシステム（Ｉ／Ｏ）を有し、それにより、患者の大動脈圧と少なくとも近似的に一致する圧力信号を読み込む。これは、アナログ／デジタル変換器でデジタル化されるアナログセンサ信号、または既に読み込まれた外部測定変換器からのデジタル信号であり得る。

実際には、動脈カテーテルを介して、できるだけ大動脈の近くで測定するのが有利な動脈圧を、大動脈圧と近似的に一致する圧力とする。脚の動脈を測定場所とする。

入力／出力システム（Ｉ／Ｏ）は、例えば、校正目的に用いるか、または周辺機器等と相互作用するのに役立つ一つ以上の出力または制御チャンネル２を有する。

信号処理に役立つ装置の構成体は、中央バス（ＢＵＳ）を経由して互いに接続される。

読み込まれる圧力信号は、時間関数Ｐ（ｔ）として、一時的に作業メモリ（ＲＡＭ）に格納される。関数Ｐ（ｔ）は、心収縮期と心拡張期との間の遷移点、および適用可能なら心拍出量および１回拍出量等、その他任意の血流力学パラメータを計算するために、中央演算処理装置（ＣＰＵ）により処理される。処理装置（ＣＰＵ）に適切な計算ステップを実行させる対応する制御プログラムは、固定メモリ（ＲＯＭ）に格納される。

これに関連して、処理装置（ＣＰＵ）により、心収縮期と心拡張期との間の遷移点を判定するステップは、以下のステップを含む。

関数Ｐ（ｔ）の一次導関数（ｙ’＝ｄＰ/ｄｔ）および二次導関数（ｙ’’＝ｄ²Ｐ/ｄｔ²）を適切なスムージングアルゴリズムを用いて決定する。

これらから、関数Ｐ（ｔ）の局所的曲率の指標を表す指示関数を計算する。曲率関数は、
Ｋ＝ｙ’’／（１＋ｙ’²）^3/2
が特に適している。これは局所的曲率半径の逆数と解釈できる。軸調整を最初に準備すると、判定が改良されて、動脈圧関数の典型的な時間経過に、心収縮期と心拡張期との間の遷移点における弧の形状が近似的に与えられる。対応する軸調整アルゴリズムは、収集した実験データから得られる。

曲率関数Ｋの最大値の位置は、関数Ｐ（ｔ）の範囲内で判定され、その範囲は、現在の脈拍間隔内の最大値の７５％〜１０％の値であると仮定する。必要に応じて、測定構造内の遅延要素、例えばフィルタを考慮に入れることにより、対応する時間ポイントをさらに補正する。

曲率関数Ｋ（必要に応じてこれを補正した後）の最大値が、現在の脈拍間隔の経過時間（または、計算を現在の脈拍間隔の終了前にリアルタイムで実行する場合は、以前の脈拍間隔の経過時間）の７０％以内にある場合、（適用可能なら補正した）曲率関数Ｋの最大値の位置は、心収縮期と心拡張期との間の遷移点の時間と解釈できる。さもなければ、心収縮期と心拡張期との間の遷移点を、現在の脈拍間隔の経過時間（または、計算を現在の脈拍間隔の終了前にリアルタイムで実行する場合は、以前の脈拍間隔の経過時間）の７０％に設定する。

オプションとして、妥当性チェックを追加して、脈拍経過時間、駆出時間等を考慮に入れることもできる

代替として、曲率関数を判定せずに実行することができ、曲率関数Ｋの最大値の代わりに、関数Ｐ（ｔ）の二次導関数ｙ"の最大値を、必要に応じて適切な補正をした後、心収縮期と心拡張期との間の遷移点の時間と解釈することもできる。

固定メモリ（ＲＯＭ）の制御プログラムには、処理装置（ＣＰＵ）が既知のアルゴリズムに基づく追加の血流力学因子を計算できるように、追加ルーチンを含めることができる。

ディスプレイシステム３を介して、関数Ｐ（ｔ）を表示し、心収縮期と心拡張期との間の遷移点の位置を出力できる。これに追加、または代替として、追加の血流力学パラメータを出力できる。

言うまでもなく、装置は、当該技術に習熟する者には既知の他の構成体、例えば、未処理データおよび／または計算した血流力学パラメータを記録するための大容量メモリ媒体を備えることができる。処理装置（ＣＰＵ）は、必要に応じて、浮動小数点演算を加速するためのコプロセッサによりサポートされる一つ以上の従来型マイクロプロセッサを備え、またはいわゆるデジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）を備えることもできる。適当なソリューションならびにハードウエア構成のその他の細部については、現時点の最高技術水準に基づく従来の脈拍波形解析装置と同様に実施することができる。

本発明に従う装置の一実施例を簡略化して示すブロック図。

Claims (13)

1. 脈拍サイクル内の心収縮期と心拡張期との間の遷移点を判定するための装置であって、
   時間に対して変化し、患者の大動脈圧と少なくとも近似的に一致する圧力信号を、時間関数Ｐ（ｔ）として読み込むための入力チャンネル（１）と、
   前記関数Ｐ（ｔ）から二次導関数ｙ’’を形成するための微分手段、および前記脈拍サイクルの最大および最小関数値間の判定範囲内の前記関数Ｐ（ｔ）の最大曲率の位置を心収縮期と心拡張期との間の前記遷移点の位置として決定するための評価手段を有する計算ユニットと、
   を有する装置。
2. 少なくとも前記脈拍サイクル全体にわたって読み込まれた前記時間関数Ｐ（ｔ）としての前記圧力信号の一時的格納のためのメモリ手段（ＲＡＭ）を有する請求項１に記載の装置。
3. 関数スムージングを実行するためのフィルタ手段を有する、請求項１又は２に記載の装置。
4. 前記判定範囲が、前記脈拍サイクルの最大関数値の９０％〜１０％内に拡がる、請求項１乃至３のいずれかに記載の装置。
5. 前記判定範囲が、前記脈拍サイクルの最大関数値の７５％〜１０％内に拡がる請求項４の装置。
6. 前記評価手段で決定する前記最大曲率の位置が、二次導関数
   ｙ’’＝ｄ²Ｐ/ｄｔ²
   の最大値の位置と定義される、請求項１乃至５のいずれかに記載の装置。
7. 前記関数Ｐ（ｔ）から一次導関数ｙ’を形成するための微分手段をさらに有し、前記評価手段で決定する前記最大曲率の位置が、曲率半径
   （１＋ｙ’²）^3/2/ｙ’’
   の最小位置として定義される、請求項１乃至５のいずれかに記載の装置。
8. 前記評価手段が、前記関数Ｐ（ｔ）の軸適合のための適合手段をさらに有し。前記軸適合が、実験的に収集したデータから得られた動脈圧関数の典型的な時間経過が、心収縮期と心拡張期との間の前記遷移点での弧の形状を近似的に保有しているような方法で提供される請求項７の装置。
9. 前記評価手段が、遅延要素を考慮に入れるために、心収縮期と心拡張期との間の前記遷移点に対して決定された位置を補正するための補正手段をさらに備える、請求項１乃至8のいずれかに記載の装置。
10. 前記微分手段、前記フィルタ手段、および前記評価手段の少なくともその一部が、ソフトウエア形式のプログラム技術により実装される、請求項１乃至９のいずれかに記載の装置。
11. 前記計算ユニットが、前記関数Ｐ（ｔ）から少なくとも一つの追加の血流力学パラメータを決定するための手段を有する、請求項１乃至１０のいずれかに記載の装置。
12. 前記血流力学パラメータを出力するための出力手段（３）を有する請求項１１の装置。
13. 前記圧力測定に適している動脈カテーテルを接続するための接続手段をさらに有する、請求項１乃至１２のいずれかに記載の装置。

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