JP5985355B2 - 血液量測定方法および測定装置 - Google Patents

Description

本発明は、心臓の拍動により駆出される血液量を測定する血液量測定方法および血液量測定装置に関するものである。

医療施設において、その手術室、集中治療室、救急処置室、人工透析室などにいる患者の循環動態変動に対する監視は、できる限り連続的に行う必要がある。従来、このような患者の循環動態の変動に対する監視は、主として、直接的な血圧監視をすることによって行われていた。

しかし、生体は中枢部の血圧が一定の範囲に収まるように心拍出量、血管抵抗を調節しているものである。したがって、早期に患者の循環動態の変動を知るためには、直接的な血圧監視のみでは十分でなく、また血圧の変化が見られたときに、その原因を知る必要がある。そのために、血圧を監視する以外に、心拍出量を監視する必要がある。心拍出量を測定する方法としては、熱希釈法、色素希釈法、超音波法等の方法が知られている。

ところが、上述のいずれの方法も、高度な医療従事者の技術が要求されること、患者への侵襲度の高さを考えると、手軽に連続して行えることができず、これらの方法により、患者の循環動態の変動を連続的に常時監視することは困難であった。

これに対して、下記特許文献１には、患者の循環動態の変動を非侵襲で連続的に常時監視することができ、さらに、カテーテルの挿入など、熟練した医療従事者の技術が不要で、患者に対する苦痛が少ない血液量測定方法が開示されている。この血液量測定方法によれば、脈波伝播時間と１回拍出量との相関関係を利用して心拍出量を算出している。

特許第４７４２６４４号公報

ところが、特許文献１に開示された血液量測定方法では、患者固有の係数αを求める場合、少なくとも二回以上の血圧測定が必要になり、測定時間が長くなって、患者に不要なストレスを与えかねない。また、測定した二回以上の血圧値に違いが見られないときはα、βの校正を行うことができないため、血圧値に違いを出させるために例えば患者に負荷を与えた状態で測定しなければならず血圧値の測定自体も容易ではない。

そこで、本発明は、測定に長時間を要せず且つその測定方法が容易であり、患者に対するストレスを抑制することが可能な血液量測定方法および測定装置の提供を目的とする。

上記課題を解決するために、本発明の血液量測定方法は、脈波伝播時間から心拍出量（ＣＯ）を算出する血液量測定方法であって、少なくとも２種類のパラメータにおける呼吸性変動を測定する呼吸性変動測定ステップと、呼吸周期内の脈波伝播時間（ＰＷＴＴ）を測定する脈波伝播時間測定ステップと、所定時間内の心拍数（ＨＲ）を測定する心拍数測定ステップと、前記少なくとも２種類のパラメータにおける呼吸性変動と、前記脈波伝播時間と、前記心拍数と、を用いて心拍出量（ＣＯ）を算出する心拍出量算出ステップと、を有することを特徴とするものである。

また、本発明の血液量測定方法において、前記少なくとも２種類のパラメータにおける呼吸性変動とは、一回拍出量の呼吸性変動（ＳＶＶ）と、脈波振幅の呼吸性変動（ＰＡＶ）を含むことが好ましい。

また、本発明の血液量測定方法において、前記少なくとも２種類のパラメータにおける呼吸性変動と前記脈波伝播時間とを用いて、患者固有の係数であるαとβとＫを算出し、心拍出量を、算出式 ＣＯ＝Ｋ（α＊ＰＷＴＴ＋β）＊ＨＲ で求めることが好ましい。

また、本発明の血液量測定方法において、前記患者固有の係数であるαは、算出式 α＝−（ＰＡＶ＊ＰＰ１）／（ＰＡＶ＊（ＰＷＴＴavg−ＰＷＴＴ１）＋ＰＷＴＴmax−ＰＷＴＴmin） で求めることが好ましい。但し、ＰＰ１は実測された脈圧、ＰＷＴＴavgは呼吸周期内の脈波伝播時間の平均値、ＰＷＴＴ１は実測された脈波伝播時間、ＰＷＴＴmaxは呼吸周期内の脈波伝播時間の最大値、ＰＷＴＴminは呼吸周期内の脈波伝播時間の最小値である。

また、本発明の血液量測定方法において、前記少なくとも２種類のパラメータにおける呼吸性変動とは、一回拍出量の呼吸性変動（ＳＶＶ）と、脈圧の呼吸性変動（ＰＰＶ）を含むことが好ましい。

また、本発明の血液量測定装置は、脈波伝播時間から心拍出量（ＣＯ）を算出する血液量測定装置であって、少なくとも２種類のパラメータにおける呼吸性変動を測定する呼吸性変動測定手段と、呼吸周期内の脈波伝播時間（ＰＷＴＴ）を測定する脈波伝播時間測定手段と、所定時間内の心拍数（ＨＲ）を測定し算出する心拍数算出手段と、前記少なくとも２種類のパラメータにおける呼吸性変動と、前記脈波伝播時間と、前記心拍数と、を用いて心拍出量（ＣＯ）を算出する心拍出量算出手段と、備えることを特徴とするものである。

本発明の血液量測定方法および血液量測定装置によれば、一回の血圧測定だけで血液量の測定が可能であるため、血液量の測定に長時間を要せず且つ容易であり、測定による患者のストレスを抑制することができる。

本発明に係る血液量測定装置を備えた生体信号モニタ装置の一形態の構成を示すブロック図である。 心電図計測手段および末梢脈波検出手段を患者に装着した測定形態の一例を示す図である。 α、β、Ｋを校正してesＣＯを演算する手順を示すフローチャートである。 ＰＥＰ、ＰＷＴＴa、ＰＷＴＴb、ＰＷＴＴの関係を示す図である。

以下、本発明に係る血液量測定方法および測定装置の実施形態の一例を添付図面に基づいて説明する。

先ず、心臓の拍動により駆出される血液量（心拍出量：Cardiac Output，ＣＯ）を測定する原理について以下に説明する。
血管の診断指標であるウィンドケッセル（Windkessel）モデルを用いると、心臓の収縮期に大動脈に流入した血液の流量、つまり一回拍出量（ＳＶ：Stroke Volume）から収縮期に末梢に流れ出た流量（Ｑs）を差し引いた流量（ＳＶ−Ｑs）は、大動脈コンプライアンス（Ｃ）と脈圧（ＰＰ：Pulse Pressure収縮期血圧（最高血圧）値と拡張期血圧（最低血圧）値との差をいう。）を用いて以下のように表すことができる。
ＳＶ−Ｑs＝Ｃ＊ＰＰ （式１）

心臓の拡張期に末梢に流れ出る流量（Ｑd）は、上記ＳＶ−Ｑsと等しい流量になる。また、ＱsおよびＱdは、それぞれ収縮期および拡張期の動脈圧（Ｖ）を血管抵抗（Ｒ）で割って、収縮期時間Ｔsおよび拡張期時間Ｔdを乗じたものになるが、簡易的にそれぞれＴs、Ｔdに比例すると考えると、
（Ｑd ＝ ）ＳＶ−Ｑs＝ＳＶ＊Ｔd／（Ｔs＋Ｔd） （式２）
と表すことができる。

式１、式２より
ＳＶ＊Ｔd／（Ｔs＋Ｔd）＝Ｃ＊ＰＰ
ＳＶ＝Ｃ＊ＰＰ＊（１＋Ｔs／Ｔd） （式３）

ここで、測定期間中においてＣとＴs／Ｔdが一定であるとして、Ｃ＊（１＋Ｔs／Ｔd）＝Ｋとおくと、
ＳＶ＝Ｋ＊ＰＰ （式４）
ＰＰ＝ＳＶ＊１／Ｋ （式５）
このようにウィンドケッセルモデルに従うと、脈圧ＰＰは一回拍出量ＳＶに比例することになる。

実際に実測される脈圧ＰＰ1は、式５に基づく脈圧ＰＰ２（式５ではＰＰとおいたが、以下の説明ではＰＰ２とおく）と、血管収縮薬を用いたときなどに見られる脈圧の増高分ＰＰ３から成り立ち、式６のように表わされる。
ＰＰ１＝ＰＰ２＋ＰＰ３ （式６）

仮にＰＰ３がないとしたら、式４、式６から
ＳＶ＝Ｋ＊ＰＰ1 （式７）
となり、実測した血圧（脈圧ＰＰ1）からＳＶが実測できることになる。しかし、血管収縮薬を用いるときなどは、ＰＰ１がＰＰ３を含んでしまうのでＳＶを過大に評価してしまう。そのことが血圧からＳＶを算出する場合の問題点となっていた。

また、上述のように、観血的に測定される動脈血圧波形から一回拍出量さらには心拍出量を計算から求める装置の測定精度について、「手術後のＩＣＵ（集中治療室）に入室した患者において、血管収縮薬フェニレフリンの投与によって血管抵抗が約６０%変化したときに先に示した装置の測定値は、スタンダードとして用いられている熱希釈方式の心拍出量計の測定値よりも顕著に高いバイアスが現れたので、そのようなときには熱希釈方式の心拍出量計により再校正する必要があること。」が報告されている。なお、血管収縮薬を用いるときなどは末梢側からの反射波の影響で脈圧が増高することが知られており、ＰＰ３はそれらに相当するものである。

心電図のＲ波から末梢のＳｐＯ_２脈波までの到達時間である脈波伝播時間（ＰＷＴＴ：Pulse Wave Transit Time）は、以下の成分から成る。
ＰＷＴＴ＝ＰＥＰ＋ＰＷＴＴa＋ＰＷＴＴb （式８）

図４は、患者から測定された各脈波の波形を示す図である。図に示すように、ＰＥＰは心臓の前駆出時間で、心臓が電気的な興奮を開始してから大動脈弁が開くまでの時間である。また、ＰＷＴＴaは大動脈弁が開いて大動脈に脈波が発生してから通常観血的に血圧測定等を行っている末梢側の動脈に伝播するまでの時間である。また、ＰＷＴＴbは脈波が末梢側の動脈からさらに末梢の光電脈波を計測している血管に伝播するまでの時間である。

成犬１０頭を用いて、心電図（ＥＣＧ：Electrocardiogram）のＲ波から大腿動脈脈波の立ち上がりまでの時間（ＰＥＰ＋ＰＷＴＴa）を測定した。ＰＥＰ＋ＰＷＴＴaの時間と血圧の関係を、血管収縮薬投与、血管拡張薬投与や心臓の収縮力増強、心臓の収縮力減弱、脱血の各条件下で測定して、脈圧ＰＰ1とＰＥＰ＋ＰＷＴＴaの時間との間に相関のあることを見出した。

脈圧ＰＰ1とＰＥＰ＋ＰＷＴＴaとの関係は式９のように表すことができる。
ＰＥＰ＋ＰＷＴＴa＝ａ＊ＰＰ1＋ｂ （式９）
また、ＰＷＴＴbとＰＰ1の関係を式１０のようにおいた。
ＰＷＴＴb＝ｃ＊ＰＰ1＋ｄ＋ｅ （式１０）

血管収縮薬を用いること等によりＰＰ３が現れた時にはその他の条件の時に比べてＰＷＴＴbは、延長する傾向があることを見出し、その延長に相当する分をeとおいた。（ここで、ｅは定数とは限らない。）

そこで、式８を式９、式１０で書き換えると
ＰＷＴＴ＝（ａ＊ＰＰ1＋ｂ）＋（ｃ＊ＰＰ1＋ｄ＋ｅ）
ＰＰ1＝１／（ａ＋ｃ）＊（ＰＷＴＴ−ｂ−ｄ−ｅ） （式１１）

式６のＰＰ2に式５の右辺を代入すると
ＰＰ1＝ＳＶ＊１／Ｋ＋ＰＰ3 （式１２）
式１１、式１２より
１／（ａ＋ｃ）＊ＰＷＴＴ−（ｂ＋ｄ）／（ａ＋ｃ）＝ＳＶ＊１／Ｋ＋ＰＰ3＋ｅ／（ａ＋ｃ）
ＳＶ＝Ｋ＊（１／（ａ＋ｃ）＊ＰＷＴＴ−（ｂ＋ｄ）／（ａ＋ｃ））−Ｋ＊（ＰＰ3＋ｅ／（ａ＋ｃ）） （式１３）

上述のように、血管収縮薬を用いるなどしてＰＰ3が現れるときにはＰＷＴＴbが延長傾向になることを実験的に見出した。フェニレフリンを投与するとＰＰ3が現れてＰＰ1は増大していく。しかし、ＰＷＴＴbとＰＰ1の間には脱血時やペントバルビタール投与時のような関係はもはやフェニレフリン投与時には見られなくなり、ＰＷＴＴbは延長傾向になる。したがって、フェニレフリン投与時でもＳＶとＰＷＴＴの間には他の条件下と同様な負の相関関係が保たれているので、式１３の右辺第二項「Ｋ＊（ＰＰ3＋e／（ａ＋ｃ））」はほぼ無視できることを実験的に見出した。

そこで、１／（a＋ｃ）＝α、−（ｂ＋ｄ）／（ａ＋ｃ）＝βとおくと
ＳＶ＝Ｋ＊（α＊ＰＷＴＴ＋β） （式１４）
α、βは、ＰＷＴＴ等の患者から得られるパラメータを用いて校正され算出される値であり、患者に固有の係数である。

さらに、ＳＶ＝ＣＯ／ＨＲの関係より、推定心拍出量esＣＯを以下の式で計算できる（ＨＲ：Heart Rate，心拍数）。
esＣＯ=Ｋ＊（α＊ＰＷＴＴ＋β）＊ＨＲ （式１５）
ここで、esＣＯはＬ／ｍｉｎで表される心拍出量であり、Ｋは患者に固有な定数である。

なお、式１５は以下のようにも置き換えられる。
esＣＯ＝（αＫ＊ＰＷＴＴ＋βＫ）＊ＨＲ （式１６）
αＫ、βＫは患者に固有な係数である。

式１４、式１５及び式１６のようにＰＷＴＴを用いてＳＶ及びesＣＯを算出すると、血管収縮薬を用いるなどの脈圧が増高するようなときでも、ＳＶとＰＷＴＴの間には他の条件と同様な関係が保たれているので、従来の血圧を用いてＳＶを算出する場合に見られる問題点が解決できる。したがって、ＣＯを過大に評価されることはない。

次に、本発明に係る血液量測定装置を備えた生体信号モニタ装置の一形態を、図１に基づいて説明する。なお、説明に際し、生体信号モニタ装置による測定形態の一例を示した図２を適宜参照する。

生体信号モニタ装置Ｍは、患者の血液量を測定する血液量測定装置１と、心臓の収縮期および拡張期における血圧を測定する収縮・拡張期血圧測定装置２と、心電図Ｒ波と末梢脈波を検出する脈波伝播時間検出装置３と、呼吸測定装置４と、観血血圧測定装置５と、を備えている。

収縮・拡張期血圧測定装置２は、非観血式血圧（ＮＩＢＰ：Non Invasive Blood Pressure）測定方法によって患者の血圧を測定する装置であり、カフ２１と、排気弁２２と、加圧ポンプ２３と、圧力センサ２４と、カフ圧検出部２５と、Ａ／Ｄ変換器２６を備えている。

具体的には、収縮・拡張期血圧測定装置２は、図２に示すように、カフ２１を患者の上腕部に装着して血圧の測定を行う。

カフ２１は、排気弁２２の開閉によって、その内部が大気に対し開放または閉塞される。排気弁２２は、血液量測定装置１から出力される制御信号に基づいて開閉される。また、カフ２１には加圧ポンプ２３から空気が供給される。空気の供給は血液量測定装置１から出力される制御信号に基づいて制御される。

また、カフ２１には圧力センサ２４（カフ脈波センサ）が接続されており、このセンサ出力がカフ圧検出部２５によって検出される。カフ圧検出部２５の出力は、Ａ／Ｄ変換器２６によってディジタル信号に変換され、血液量測定装置１のＮＩＢＰ脈圧測定手段１１に入力される。

なお、排気弁２２、加圧ポンプ２３、圧力センサ２４、カフ圧検出部２５、およびＡ／Ｄ変換器２６は、図２に示される、生体信号モニタ装置Ｍの生体信号モニタ装置本体（ベッドサイドモニタ）Ｍ1内に設けられている。

脈波伝播時間検出装置３は、時間間隔検出基準点測定手段３１と、光電脈波検出センサ３２と、脈波検出部３３と、Ａ／Ｄ変換器３４と、を備えている。

時間間隔検出基準点測定手段３１は、心電図のＲ波発生時点を時間間隔の基準点として測定する。この測定手段３１の出力はＡ／Ｄ変換器によりディジタル信号に変換されて、血液量測定装置１の心拍数算出手段１２および脈派伝播時間測定手段１３に入力される。

時間間隔検出基準点測定手段３１は、具体的には、図２に示すような、患者の胸部に装着される心電図電極３１ａ（心電図測定手段）によって構成される。心電図電極３１ａにより測定されたデータは、心電図電極３１ａと電気的に接続された測定データ送信器６５から生体信号モニタ装置本体Ｍ1に無線送信される。送信された測定データは、生体信号モニタ装置本体Ｍ1内のＡ／Ｄ変換器によりディジタル信号に変換されて、心拍数算出手段１２および脈派伝播時間測定手段１３に入力される。このようにして、図４（ａ）に示すような心電図波形が得られる。

図２に示すように、光電脈波検出センサ３２は、指など患者の末梢部に装着し、例えば、血液中の酸素飽和度（ＳｐＯ_２）を測定して脈波伝播時間（ＰＷＴＴ）を得る。光電脈波検出センサ３２は、測定データ送信器６５と電気的に接続されており、センサ３２によって測定されたデータは、生体信号モニタ装置本体Ｍ１に無線送信される。

この測定データが、生体信号モニタ装置本体Ｍ１内の脈波検出部３３に送られることで、患者の装着部位の脈波（光電脈波）が検出される。脈波検出部３３の出力は、Ａ／Ｄ変換器３４によりディジタル信号に変換されて、血液量測定装置１の脈波伝播時間測定手段１３および脈波振幅測定手段１５に入力される。このようにして、図４（ｄ）に示すような光電脈波の波形（末梢部の波形）が得られる。

呼吸測定装置４は、患者の呼吸を連続的に測定する。呼吸測定装置４によって測定された呼吸データは、血液量測定装置１の呼吸周期検出手段４１に入力される。

観血血圧測定装置５は、観血式（ＩＢＰ：Invasive Blood Pressure）方法によって、すなわち患者の血管にカテーテルを挿入して血圧を測定する。観血血圧測定装置５によって測定された血圧データは、血液量測定装置１の観血血圧脈圧測定手段５１に入力される。

血液量測定装置１は、呼吸性変動データに基づいて心拍出量を測定する装置であり、ＮＩＢＰ脈圧測定手段１１と、心拍数算出手段１２と、脈派伝播時間測定手段１３と、脈波伝播時間呼吸性変動測定手段１４と、脈波振幅測定手段１５と、脈波振幅呼吸性変動測定手段１６と、心拍出量算出手段１７と、患者固有係数算出手段１８と、呼吸周期検出手段４１と、観血血圧脈圧測定手段５１と、脈圧呼吸性変動測定手段５２と、を備えている。なお、血液量測定装置１は、生体信号モニタ装置Ｍの生体信号モニタ装置本体Ｍ１内に設けられている。

ＮＩＢＰ脈圧測定手段１１は、収縮・拡張期血圧測定装置２によって測定された血圧データに基づいて、ＮＩＢＰ脈圧を測定する。ＮＩＢＰ脈圧は、収縮期（最高）血圧値と拡張期（最低）血圧値との差から算出される。測定されたＮＩＢＰ脈圧は、患者固有係数算出手段１８に入力される。

心拍数算出手段１２は、時間間隔検出基準点測定手段３１によって測定された基準点（Ｒ波発生時点）に基づいて１分間の拍動の数（心拍数）を算出する。算出された心拍数は、心拍出量算出手段１７に入力される。

脈派伝播時間測定手段１３は、時間間隔検出基準点測定手段３１によって測定された基準点（Ｒ波発生時点）と、光電脈波検出センサ３２によって検出された末梢部の波形に基づいて脈波伝播時間（ＰＷＴＴ）を測定する。測定された脈波伝播時間は、心拍出量算出手段１７および脈波伝播時間呼吸性変動測定手段１４に入力される。なお、脈波伝播時間は、図４に示されるように、心電図のＲ波から末梢脈波の立ち上がりまでの時間差によって示される。

脈波伝播時間呼吸性変動測定手段１４は、脈派伝播時間測定手段１３によって測定された脈波伝播時間と、呼吸周期検出手段４１によって検出された呼吸周期に基づいて脈波伝播時間の呼吸性変動を測定する。測定された脈波伝播時間の呼吸性変動は、患者固有係数算出手段１８に入力される。

脈波振幅測定手段１５は、光電脈波検出センサ３２によって検出された末梢部の波形から脈波の振幅を測定する。測定された脈波振幅は、脈波振幅呼吸性変動測定手段１６に入力される。

脈波振幅呼吸性変動測定手段１６は、脈波振幅測定手段１５によって測定された脈波振幅と、呼吸周期検出手段４１によって検出された呼吸周期に基づいて脈波振幅の呼吸性変動（ＰＡＶ：Pulse Amplitude Variation）を測定する。測定された脈波振幅の呼吸性変動は、患者固有係数算出手段１８に入力される。

呼吸周期検出手段４１は、呼吸測定装置４によって測定された呼吸データから呼吸周期を検出する。検出された呼吸周期は、脈波伝播時間呼吸性変動測定手段１４、脈波振幅呼吸性変動測定手段１６、および脈圧呼吸性変動測定手段５２に入力される。

観血血圧脈圧測定手段５１は、観血血圧測定装置５によって測定された血圧データに基づいて、ＩＢＰ脈圧を測定する。測定されたＩＢＰ脈圧は、脈圧呼吸性変動測定手段５２に入力される。なお、観血血圧脈圧測定手段５によって測定されたＩＢＰ脈圧は、患者固有係数算出手段１８に直接入力される構成としてもよい。

脈圧呼吸性変動測定手段５２は、観血血圧脈圧測定手段５１によって測定されたＩＢＰ脈圧と、呼吸周期検出手段４１によって測定された呼吸周期に基づいて、脈圧の呼吸性変動（ＰＰＶ：Pulse Pressure Variation）を測定する。測定された脈圧の呼吸性変動は、患者固有係数算出手段１８に入力される。

患者固有係数算出手段１８は、ＮＩＢＰ脈圧測定手段１１によって測定されたＮＩＢＰ脈圧と、脈波伝播時間呼吸性変動測定手段１４によって測定された脈波伝播時間の呼吸性変動と、脈波振幅呼吸性変動測定手段１６によって測定された脈波振幅の呼吸性変動に基づいて、患者固有の係数を算出する。算出された係数は、心拍出量算出手段１７に入力される。なお、脈波振幅の呼吸性変動に替えて、脈圧呼吸性変動測定手段５２によって測定された脈圧の呼吸性変動を用いるようにしてもよい。

心拍出量算出手段１７は、心拍数算出手段１２によって算出された心拍数と、脈派伝播時間測定手段１３によって測定されたて脈波伝播時間と、患者固有係数算出手段１８によって算出された係数と、に基づいて心拍出量を算出する。

また、血液量測定装置１には、入力手段６１が接続されており、医療従事者によって必要なデータが入力手段６１を介して外部入力される。また、血液量測定装置１には表示部６２が接続されており、測定された患者の生体情報が表示部６２に表示される。さらに、血液量測定装置１にはアラーム部６３が接続されており、測定された生体情報に異常が検出された場合にアラーム部６３を介して警報が発信される。

次に、前記式１６、esＣＯ＝（αＫ＊ＰＷＴＴ＋βＫ）＊ＨＲから推定心拍出量（esＣＯ）を求める血液量測定方法について図３のフローチャートを用いて説明する。

呼吸性変動を用いて患者固有の係数であるα、β及びＫを校正で求め、esＣＯを演算する。なお、α、βの校正は、血管収縮薬投与等による脈圧（ＰＰ）の増高がないときに行う。

先ず、係数αの初期値を読み込む（ステップＳ１）。続いて、ＰＷＴＴ及びＨＲを実測により取得する（ステップＳ２）。取得したＰＷＴＴ（脈波伝播時間）は呼吸性の変動が排除された値である。また、ＨＲ（心拍数）は時間間隔検出基準点測定手段３１により測定された心電図のＲ波から算出して取得する。

次に、係数βを有しているか否かを判断する（ステップＳ３）。α、βは患者に固有の係数である。ステップＳ３において係数βを有していない場合（ステップＳ３：Ｎｏ）には、校正用血圧を測定するように要求メッセージを表示部６２に表示する（ステップＳ４）。

続いて、校正用血圧の測定が行われたか否かの判断を行い（ステップＳ５）、血圧の測定が行われていない場合（ステップＳ５：Ｎｏ）には、測定が行われるまで待機する。これに対して、血圧の測定が行われた場合（ステップＳ５：Ｙｅｓ）には、その血圧値から測定したＰＰ値と、取得したＰＷＴＴ及びＨＲを、ＰＰ1、ＰＷＴＴ1、ＨＲ1としてレジスタに格納する（ステップＳ６）。

続いて、格納したこれらの値とステップＳ１で読み込んだ初期値αを、β＝ＰＰ1−α＊ＰＷＴＴ1の式に代入し、係数βを算出する（ステップＳ７）。なお、この式は、上記ＳＶ＝Ｋ＊ＰＰ （式４）とＳＶ＝Ｋ＊（α＊ＰＷＴＴ＋β） （式１４）とから導き出される。
係数βを算出した後にステップＳ１２に進み、係数Ｋを有しているか否かの判断を行う。

これに対して、ステップ３において係数βを有している場合（ステップＳ３：Ｙｅｓ）には、ステップＳ１で読み込んだ初期値αを再校正するか否かの判断を行う（ステップＳ８）。ステップＳ８において、αの再校正を行わない場合には、ステップＳ１２に進み、係数Ｋを有しているか否かの判断を行う。

ステップＳ８において、αの再校正を行う場合には、以下のようにして、パルスオキシメータにより測定された脈波振幅の呼吸性変動であるＰＡＶを算出する（ステップＳ９）。

係数Ｋ、α、βには以下のような関係がある。
ＳＶ＝Ｋ＊ＰＰ （式４）、およびＳＶ＝ＣＯ／ＨＲより、
Ｋ＝ＣＯ1／（ＰＰ1＊ＨＲ1） （式１７）
ＳＶ＝Ｋ＊ＰＰ （式４）、およびＳＶ＝Ｋ＊（α＊ＰＷＴＴ＋β） （式１４）より、
ＰＰ1＝αＰＷＴＴ1＋β （式１８）、
だから、β＝ＰＰ1−αＰＷＴＴ1 （式１９）
ここで、ＰＰ1、ＰＷＴＴ1、ＨＲ1は、校正時に実際に測定したＰＰ、ＰＷＴＴ、ＨＲの値である。また、これらの測定値は呼吸性の変動を排除された値である。

脈波伝播時間呼吸性変動測定手段１４によって測定された呼吸周期内のＰＷＴＴの最小値、最大値をそれぞれＰＷＴＴmin、ＰＷＴＴmaxとすると、患者固有係数算出手段１８によって算出される呼吸周期内のＳＶの最大値ＳＶmax、最小値ＳＶminは、以下のように求められる。
ＳＶmax＝Ｋ（αＰＷＴＴmin＋β） （式２０）
ＳＶmin＝Ｋ（αＰＷＴＴmax＋β） （式２１）

また、呼吸周期内のＳＶの平均値は、以下のように求められる。

ＳＶavg＝Ｋ（αＰＷＴＴavg＋β） （式２２）

よって、ＳＶの呼吸性変動であるＳＶＶは、式２０、２１、２２より以下のように求められる。
ＳＶＶ＝（ＳＶmax−ＳＶmin）／ＳＶavg
＝Ｋ（αＰＷＴＴmin＋β−αＰＷＴＴmax−β）／Ｋ（αＰＷＴＴavg＋β）
＝Ｋα（ＰＷＴＴmin−ＰＷＴＴmax）／Ｋ（αＰＷＴＴavg＋β）
＝（ＰＷＴＴmin−ＰＷＴＴmax）／（ＰＷＴＴavg＋β／α） （式２３）

ところで、オキシメトリ波形の脈波振幅の呼吸性変動であるＰＡＶは、以下のように求められる。
ＰＡＶ＝（Ａｍｐmax−Ａｍｐmin）／Ａｍｐavg （式２４）

ＳＶＶとＰＡＶが等しいと仮定すると、式２３、２４より、
ＰＡＶ＝（ＰＷＴＴmin−ＰＷＴＴmax）／（ＰＷＴＴavg＋β／α） （式２５）
になる。

続いて、呼吸周期内のＰＷＴＴの最小値：ＰＷＴＴminと、最大値：ＰＷＴＴmaxと、平均値：ＰＷＴＴavgを算出する（ステップＳ１０）。

続いて、上記式２５に、β＝ＰＰ1−αＰＷＴＴ1 （式１９）を代入すると、
ＰＡＶ＊（αＰＷＴＴavg＋ＰＰ1−αＰＷＴＴ1）＝α（ＰＷＴＴmin−ＰＷＴＴmax）となり、
α＊（ＰＡＶ＊ＰＷＴＴavg−ＰＡＶ＊ＰＷＴＴ1＋ＰＷＴＴmax−ＰＷＴＴmin）＝−ＰＡＶ＊ＰＰ1から、係数αは、以下のように算出される。
α＝−（ＰＡＶ＊ＰＰ1）／（ＰＡＶ＊（ＰＷＴＴavg−ＰＷＴＴ1）＋ＰＷＴＴmax−ＰＷＴＴmin） （式２６）

また、βは、β＝ＰＰ1−αＰＷＴＴ1 （式１９）にαを代入することにより算出することができる（ステップＳ１１）。

続いて、ステップＳ８の判断がＮＯの場合、およびステップＳ７とステップＳ１１の処理の後に係数Ｋを有しているか否かの判断を行う（ステップＳ１２）。

ステップＳ１２において係数Ｋを有していない場合（ステップＳ１２：Ｎｏ）には、校正用のＣＯ値の入力要求を表示部６２に表示する（ステップＳ１３）。続いて、校正用のＣＯ値が入力されたか否かの判断を行い（ステップＳ１４）、入力されていない場合（ステップＳ１４：Ｎｏ）には、入力されるまで待機する。これに対して、ＣＯ値が入力された場合（ステップＳ１４：Ｙｅｓ）には、入力されたＣＯ値をＣＯ1としてレジスタに格納する（ステップＳ１５）。

続いて、格納したＣＯ1値、および上記で算出したα、β、ＰＷＴＴ1、ＨＲ1を、Ｋ＝ＣＯ1／（（α＊ＰＷＴＴ1＋β）＊ＨＲ1）の式に代入し、係数Ｋを算出する（ステップＳ１６）。なお、この式は、上記Ｋ＝ＣＯ1／（ＰＰ1＊ＨＲ1） （式１７）とＰＰ1＝αＰＷＴＴ1＋β （式１８）とから導き出される。

そして、校正によって求められた係数α、β、Ｋを、esＣＯ＝Ｋ＊（α＊ＰＷＴＴ＋β）＊ＨＲの式に代入し、esＣＯを算出する（ステップＳ１７）。また、ステップＳ１２において係数Ｋを有している場合（ステップＳ１２：Ｙｅｓ）にもステップＳ１７に進みesＣＯを算出する。

算出したesＣＯを表示部６２に表示する（ステップＳ１８）。
続いて、ステップＳ２に戻り、上述した処理を逐次繰り返す。

なお、ステップＳ９において、脈波振幅の呼吸性変動ＰＡＶに代えて、脈圧呼吸性変動測定手段５２によって測定した患者の脈圧の呼吸性変動ＰＰＶ用いてもよい。

以上、実施形態に係る血液量測定方法および測定装置によれば、少なくとも２種類のパラメータの呼吸性変動を用いることで、一回の血圧測定だけで係数α、β、Ｋの校正が可能であり、従来の方法のように校正のために血圧を変えて二回の血圧測定を行わなくてもよい。したがって、血液量の測定を簡略化でき、患者にもストレスを与えずに血液量を算出することができる。

また、呼吸性変動パラメータとして、一回拍出量の呼吸性変動（ＳＶＶ）、脈波振幅の呼吸性変動（ＰＡＶ）、及び脈圧の呼吸性変動（ＰＰＶ）を使用しているので、より測定方法を簡略化することが可能になり検査時間を短縮することができる。

以上、本発明を詳細にまた特定の実施態様を参照して説明したが、本発明の精神と範囲を逸脱することなく様々な変更や修正を加えることができることは当業者にとって明らかである。

例えば、上記した実施形態では、ステップＳ１３からステップＳ１６において、単位時間（例えば一分）あたりの心拍出量であるＣＯ値を用いる例を示したが、これに限らず、心臓の収縮期に大動脈に流入した血液の流量つまり一回拍出量であるＳＶ値を用いても良い。すなわち、ステップＳ１２において係数Ｋを有していない場合（ステップＳ１２：Ｎｏ）には、校正用のＳＶ値の入力要求を表示部６２に表示する（ステップＳ’１３）。続いて、校正用のＳＶ値が入力されたか否かの判断を行い（ステップＳ’１４）、入力されていない場合（ステップＳ’１４：Ｎｏ）には、入力されるまで待機する。これに対して、ＳＶ値が入力された場合（ステップＳ’１４：Ｙｅｓ）には、入力されたＳＶ値をＳＶ1としてレジスタに格納する（ステップＳ’１５）。

続いて、格納したＳＶ1値、および算出したα、β、ＰＷＴＴ1、ＨＲ1を、Ｋ＝ＳＶ1／（α＊ＰＷＴＴ1＋β）の式に代入し、係数Ｋを算出する（ステップＳ’１６）。このような変形例であっても、上述した実施形態と同様に動作するため、血液量の測定に長時間を要せず且つ容易であり、測定による患者のストレスを抑制することができる。

Ｍ：生体信号モニタ装置、１：血液量測定装置、２：収縮・拡張期血圧測定装置、３：脈波伝播時間検出装置、４：呼吸測定装置４、５：観血血圧測定装置、１１：ＮＩＢＰ脈圧測定手段、１２：心拍数算出手段、１３：脈派伝播時間測定手段、１４：脈波伝播時間呼吸性変動測定手段、１５：脈波振幅測定手段、１６：脈波振幅呼吸性変動測定手段、１７：心拍出量算出手段、１８：患者固有係数算出手段、４１：呼吸周期検出手段、５１：観血血圧脈圧測定手段、５２：脈圧呼吸性変動測定手段

Claims (6)

1. 脈波伝播時間から心拍出量（ＣＯ）を算出する血液量測定方法であって、
   少なくとも２種類のパラメータにおける呼吸性変動を測定する呼吸性変動測定ステップと、
   呼吸周期内の脈波伝播時間（ＰＷＴＴ）を測定する脈波伝播時間測定ステップと、
   所定時間内の心拍数（ＨＲ）を測定する心拍数測定ステップと、
   前記少なくとも２種類のパラメータにおける呼吸性変動と、前記脈波伝播時間と、前記心拍数と、を用いて心拍出量（ＣＯ）を算出する心拍出量算出ステップと、
   を有することを特徴とする血液量測定方法。
2. 前記少なくとも２種類のパラメータにおける呼吸性変動とは、一回拍出量の呼吸性変動（ＳＶＶ）と、脈波振幅の呼吸性変動（ＰＡＶ）を含むことを特徴とする請求項１に記載の血液量測定方法。
3. 前記少なくとも２種類のパラメータにおける呼吸性変動と前記脈波伝播時間とを用いて、患者固有の係数であるαとβとＫを算出し、
   心拍出量を、算出式
   ＣＯ＝Ｋ（α＊ＰＷＴＴ＋β）＊ＨＲ
   で求めることを特徴とする請求項１または２に記載の血液量測定方法。
4. 前記患者固有の係数であるαは、算出式
   α＝−（ＰＡＶ＊ＰＰ１）／（ＰＡＶ＊（ＰＷＴＴavg−ＰＷＴＴ１）＋ＰＷＴＴmax−ＰＷＴＴmin）
   で求めることを特徴とする請求項３に記載の血液量測定方法。
   但し、ＰＰ１は実測された脈圧、ＰＷＴＴavgは呼吸周期内の脈波伝播時間の平均値、ＰＷＴＴ１は実測された脈波伝播時間、ＰＷＴＴmaxは呼吸周期内の脈波伝播時間の最大値、ＰＷＴＴminは呼吸周期内の脈波伝播時間の最小値である。
5. 前記少なくとも２種類のパラメータにおける呼吸性変動とは、一回拍出量の呼吸性変動（ＳＶＶ）と、脈圧の呼吸性変動（ＰＰＶ）を含むことを特徴とする請求項１に記載の血液量測定方法。
6. 脈波伝播時間から心拍出量（ＣＯ）を算出する血液量測定装置であって、
   少なくとも２種類のパラメータにおける呼吸性変動を測定する呼吸性変動測定手段と、
   呼吸周期内の脈波伝播時間（ＰＷＴＴ）を測定する脈波伝播時間測定手段と、
   所定時間内の心拍数（ＨＲ）を測定し算出する心拍数算出手段と、
   前記少なくとも２種類のパラメータにおける呼吸性変動と、前記脈波伝播時間と、前記心拍数と、を用いて心拍出量（ＣＯ）を算出する心拍出量算出手段と、
   を備えることを特徴とする血液量測定装置。
   

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