JP6628720B2 - 循環時間測定装置、推定心拍出量算出装置、循環時間測定方法、推定心拍出量算出方法及びプログラム - Google Patents
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Description
本願は、2014年6月13日に米国に出願された米国特許仮出願第62/011590号に基づいて優先権を主張し、その内容をここに援用する。
以下、本発明の一実施形態による推定心拍出量算出装置を図面を参照して説明する。
図1は、本発明の一実施形態における推定心拍出量算出装置の構成を示すブロック図である。
推定心拍出量算出装置20は、被験者の心拍出量の推定値を算出する装置である。心拍出量とは、例えばCI(cardiac index)である。またはCO(cardiac output:CO/体表面積=CI)を用いることもできる。以下の説明では、心拍出量にCIを用いた場合を例に説明を行う。本実施形態の推定心拍出量算出装置20は、高価で特別な医療機器を必要とせず、かつ精度の高い心拍出量の推定値を算出することができる装置である。推定心拍出量算出装置20は、例えばCPU(Central Processing Unit)を備えたPC(パーソナルコンピュータ)やサーバ装置である。推定心拍出量算出装置20は、ディスプレイ装置、キーボード、マウスなどと接続されている。
循環時間測定装置10は、呼吸の状態を検出する気流センサによって測定した気流信号、血液中の酸素飽和度を検出するセンサで測定した酸素飽和度信号を用いて、被験者の血液の酸素運搬循環時間を測定する。血液の酸素運搬循環時間とは、被験者の呼吸の開始から、その呼吸によって吸い込んだ酸素によって酸素化された血液が血流によって運ばれ、所定の位置に至るまでの時間である。
心拍出量算出部21は、循環時間測定装置10が測定した循環時間を取得し、循環時間を用いて心拍出量を算出する。正常な被験者の場合、心臓が送り出す血液の量に問題がなく、その場合、血液の酸素運搬循環時間は正常な値を示す。ところが心機能に問題を抱える患者の場合、心臓の働きが弱く、心臓が送り出す血液の量が正常な被験者に比べ少なくなる。そのため、酸素が所定の位置に至るまでに時間がかかり、血液の酸素運搬循環時間は正常な被験者の値に比べ長くなる。このような血液の酸素運搬循環時間と心拍出量との相関はこれまでにも知られていたが、両者の正確な関係についての情報は無かった。本実施形態では、血液の酸素運搬循環時間と心拍出量の相関関係を表す式を用いて、血液の酸素運搬循環時間から精度の高い心拍出量の推定値を算出する方法を提供する。
グラフ表示部22は、心拍出量算出部21が算出した心拍出量の推定値の時系列のグラフを作成し、そのグラフを推定心拍出量算出装置20に接続されたディスプレイ装置などに出力する。
記憶部23は、心拍出量の算出に必要な関数、気流信号、酸素飽和度信号など種々の情報を記憶する。
循環時間測定装置10は、被験者の血液の酸素運搬循環時間を測定する装置である。本実施形態の循環時間測定装置10は、睡眠時呼吸障害を患う被験者の睡眠時の呼吸の状態とそのときの血液中の酸素飽和度の変化に基づいて血液の酸素運搬循環時間を測定する。睡眠時呼吸障害を患う被験者の場合、睡眠中に呼吸が停止したり弱まったりする時間が存在する。その間、被験者の血液の酸素飽和度は低下する。その後、被験者が呼吸を再開すると血液の酸素飽和度は上昇する。睡眠時呼吸障害を患う被験者の場合、呼吸の再開やそれに伴う血液の酸素飽和度の上昇が、その被験者について測定した気流信号や酸素飽和度信号にはっきりと表れる。本実施形態の循環時間測定装置10は、この性質を利用し、血液の酸素運搬循環時間を測定する。
信号取得部11は、記憶部23から被験者の呼吸状態の時間変化を示す気流信号を取得する。また、信号取得部11は、記憶部23から被験者の指先を流れる血液中の酸素飽和度の時間変化を示す酸素飽和度信号を取得する。
循環時間算出部12は、気流信号における第一時刻(呼吸の再開時刻)と、第一時刻での呼吸再開に対応した酸素飽和度の挙動(酸素飽和度の上昇)を示す酸素飽和度信号における第二時刻と、の時間差に基づいて血液の酸素運搬循環時間を測定する。この算出において、循環時間算出部12は、気流信号を呼吸の停止と再開の周期を表す波形に整形し、整形後の波形と、酸素飽和度信号が示す波形との時間的なずれに基づいて血液の酸素運搬循環時間を測定する。
出力部13は、循環時間算出部12が算出した血液の酸素運搬循環時間の情報を出力する。
気流分節部121は、気流信号を所定の時間毎に分節して分節気流信号を生成する。
酸素飽和度分節部122は、酸素飽和度信号を所定の時間毎に分節して分節酸素飽和度信号を生成する。
信号整形処理部123は、分節気流信号にローパスフィルタを適用するなどして整形分節気流信号を生成する。
時間差算出部124は、整形分節気流信号が示す波形と分節酸素飽和度信号が示す波形との時間的ずれに対応する時間差を算出し、その時間差を血液の酸素運搬循環時間とする。この時間差の算出において、時間差算出部124は、整形分節気流信号および分節酸素飽和度信号について相互相関分析を用いる。
図4は、本発明の一実施形態における循環時間測定処理(デトレンド処理)の概要を説明する第二の図である。
図3のグラフ3A(1番上のグラフ)は、信号取得部11が取得した気流信号の時系列のグラフである。図3のグラフ3B(上から2番目のグラフ)は、信号取得部11が取得した気流信号に対して全波整流処理を行った信号の時系列のグラフである。図3のグラフ3C(上から3番目のグラフ)は、全波整流処理を行った気流信号に対してローパスフィルタを適用することにより、呼吸の停止と再開の周期を表す波形に整形された信号の時系列のグラフである。図3のグラフ3D(1番下のグラフ)は、信号取得部11が取得した酸素飽和度信号の時系列のグラフである。
まず、信号整形処理部123は、全波整流処理を行う。これにより、グラフ3Bが示すように気流信号の値を全て正にする。次に、信号整形処理部123は、全波整流処理後の気流信号に対してローパスフィルタを適用し、周波数の高い成分を取り除く。すると、グラフ3Cが示す呼吸の停止と再開の周期を表す波形だけを抽出することができる。なお、この段階では、ローパスフィルタによる周波数遮断の他にデトレンド処理を行う。
図5において、グラフ3Cは、呼吸の停止と再開の周期を表す波形に整形した整形後の気流信号の時系列のグラフである。グラフ3Dは、酸素飽和度信号の時系列のグラフである。グラフ3C−10は、グラフ3Cを右に10秒分シフトしたグラフである。グラフ3C−20は、グラフ3Cを右に20秒分シフトしたグラフである。
LFCTを測定するために、整形後の気流信号における所定の時刻と、その所定の時刻での呼吸再開に対応した酸素飽和度の挙動を示す酸素飽和度信号における時刻とが重なるように、両方のグラフの時間的なずれに対応する時間差分だけグラフ3Cまたはグラフ3Dをシフトさせる。このときのシフト量(秒)がLFCTである。LFCTは、指先までの酸素運搬に掛かる時間である。このときのシフト量を求めるために時間差算出部124は、相互相関分析を行う。まず、時間差算出部124は、整形後の気流信号の時系列のグラフと酸素飽和度信号の時系列のグラフの何れか一方を、時間軸方向にシフトさせて、シフト後の2つのグラフの各時刻における値の積を計算する。時間差算出部124は、各時刻における積を全ての時刻について合計する。この合計値を相互相関係数と呼ぶ。時間差算出部124は、シフト量ごとに計算した相互相関係数を比較し、最も値が大きかった場合のシフト量を求める。この場合の相互相関係数を最大相互相関係数と呼ぶ。つまり、時間差算出部124は、グラフ3Cの波形とグラフ3Dの波形の相互相関関係が最も強くなる場合のシフト量を求める。この処理を、本実施形態における相互相関分析と呼ぶ。この相互相関分析によって求めたシフト量が、整形後の気流信号の波形と酸素飽和度信号の波形の時間的なずれに対応する時間差であり、LFCTである。
図6の左図は、複数の被験者(31人)について測定した本実施形態によるLFCTと同じ被験者について測定したCIの測定値との関係を示すグラフである。図6の左図の縦軸がCI測定値、横軸がLFCTである。LFCTについては、複数の被験者に対して測定した一晩中の気流信号および酸素飽和度信号を用いて測定し、その平均値を採用した。CIの測定値については、現状で最も精度の高い侵襲的測定方法(例えば熱希釈法やフィック法)を用いて測定を行った。このようにして得られたLFCTの平均値とCI測定値との相関を回帰分析すると、R2=0.53、p値<0.001が得られた。これは両者の間に相関関係があることを示す有意な値といえる。また、図6の左図のグラフを解析すると本実施形態によるLFCTとCIの測定値との関係は、双曲線関数の関係に近似できることがわかった。LFCTとCIの関係は以下の式で表すことができる。
以上の分析に基づいて、本実施形態では心拍出量算出部21が、循環時間測定装置10が測定したLFCTを取得し、式(1)によって心拍出量(CI)の推定値を算出する。
次に、本実施形態における心拍出量(CI)の推定値の算出処理の流れについて説明する。
前提として、記憶部23には、被験者の睡眠中に測定された一連の気流信号と一連の酸素飽和度信号が格納されているとする。また、記憶部23には、気流信号などと並行して測定された被験者の脈拍の測定値が格納されているとする。
まず、信号取得部11が、記憶部23から被験者の一連の気流信号および酸素飽和度信号を読み出して取得する(ステップS11)。信号取得部11は循環時間算出部12に、読み出した気流信号および酸素飽和度信号を出力する。次に、循環時間算出部12が有する信号整形処理部123が、読み出した一連の気流信号に対して全波整流処理を行う(ステップS12)。次に、循環時間算出部12が有する気流分節部121が、全波整流処理後の気流信号を所定の時間単位(例えば2分単位)に分節しN個の分節気流信号n(n=1〜N)を生成する(ステップS13)。また、循環時間算出部12が有する酸素飽和度分節部122が、一連の酸素飽和度信号を、気流分節部121が分節に用いた長さと同じ時間単位(例えば2分単位)に分節しN個の分節酸素飽和度信号n(n=1〜N)を生成する。これら分節気流信号nと分節酸素飽和度信号nとを総称して分節信号nと呼ぶ。次に、循環時間算出部12は、分節ごとに以下のステップS15〜ステップS17の処理を行う(ステップS14)。
A.1次ローパスフィルタ、むだ時間=0、遮断周波数 0.010Hz
B.1次ローパスフィルタ、むだ時間=0、遮断周波数 0.015Hz
C.1次ローパスフィルタ、むだ時間=0、遮断周波数 0.020Hz
信号整形処理部123は、1つ目の分節気流信号1にローパスフィルタA、B、Cのそれぞれを適用した整形分節気流信号A1、整形分節気流信号B1、整形分節気流信号C1を生成する。
分節信号に対する処理を全ての分節信号(n=1〜N)について行うと、記憶部23には時系列のLFCTn(n=1〜N)が記録される。次に出力部13が、記憶部23から時系列のLFCTn(n=1〜N)を読み出して心拍出量算出部21へ出力する。
図8のグラフ8A(1番上のグラフ)は、酸素飽和度(SpO2)の時系列のグラフである。グラフ8B(上から2番目のグラフ)は、本実施形態の循環時間測定装置10によって測定したLFCTの時系列のグラフである。グラフ8C(上から3番目のグラフ)は、本実施形態の推定心拍出量算出装置20によって算出したCI推定値の時系列のグラフである。グラフ8D(1番下のグラフ)は、脈拍の時系列のグラフである。本実施形態によれば睡眠時ポリグラフ検査によって測定したデータを利用して図8で例示したグラフを出力することができる。
なお、グラフ表示部22は、時系列のLFCTおよび心拍出量からそれぞれの平均値を算出して、それらの平均値を出力するようにしてもよい。
また、図7の処理フローでは、CIの推定値に対して外れ値を除去する処理を行ったが、時系列のLFCTの測定値に対して、急激に変化した値や平均値から大幅に外れた値を除去する処理を行ってもよい。
図9は、収縮能の保たれた心不全に心房細動を合併したある被験者について、本実施形態の循環時間測定装置10を用いたLFCTの測定および推定心拍出量算出装置20を用いたCI推定値の算出を行った結果を表示したグラフである。この被験者は呼吸困難感を訴えており、心臓超音波検査を行ったところ良好な心機能を有するとの結果が得られたが、本実施形態の推定心拍出量算出装置20でCI推定値を算出したところ、CI推定値の低下がみられた(図9左図)。
次に、この被験者に対して電気的除細動の措置を行い、その後、症状が軽快した時点で、再度、本実施形態の推定心拍出量算出装置20でCI推定値を算出したところ、図9右図が得られた。図9右図によればこの被験者のCI推定値が回復していることがわかる。この例から、心臓超音波検査などで被験者の心機能の状態を検出できない場合でも、本実施形態の推定心拍出量算出装置20であれば心機能の状態を把握することができる可能性があることがわかる。また、心不全などの患者は睡眠時呼吸障害を併発していることが多いので、睡眠時に測定した気流信号と酸素飽和度信号によって心機能の重要な指標であるCIを推定することができる本実施形態の方法は、心不全などの患者に対する日々の検査にも好適である。
また、「コンピュータシステム」は、WWWシステムを利用している場合であれば、ホームページ提供環境(あるいは表示環境)も含むものとする。
また、「コンピュータ読み取り可能な記録媒体」とは、CD、DVD、USB等の可搬媒体、コンピュータシステムに内蔵されるハードディスク等の記憶装置のことをいう。また上記プログラムは、前述した機能の一部を実現するためのものであっても良く、さらに前述した機能をコンピュータシステムにすでに記録されているプログラムとの組み合わせで実現できるものであってもよい。
11 信号取得部
12 循環時間算出部
121 気流分節部
122 酸素飽和度分節部
123 信号整形処理部
124 時間差算出部
13 出力部
20 推定心拍出量算出装置
21 心拍出量算出部
22 グラフ表示部
23 記憶部
Claims (7)
- 呼吸の気流の時間変化を示す気流信号、及び、酸素飽和度の時間変化を示す酸素飽和度信号を取得する信号取得部と、
前記気流信号における所定の第一時刻と、前記第一時刻での呼吸再開に対応した酸素飽和度の上昇を示す前記酸素飽和度信号における第二時刻との時間差に基づいて血液の酸素運搬循環時間を測定する循環時間算出部と、
を有し、
前記循環時間算出部は、
前記気流信号を所定の時間毎に分節して分節気流信号を生成する気流分節部と、
前記酸素飽和度信号を前記所定の時間毎に分節して分節酸素飽和度信号を生成する酸素飽和度分節部と、
前記分節気流信号にフィルタを適用し、前記分節気流信号を呼吸の停止と再開の周期を表す波形に整形した整形分節気流信号を生成する信号整形処理部と、
前記整形分節気流信号が示す波形と前記分節酸素飽和度信号が示す波形との時間的なずれに対応する時間差を算出し、その時間差を前記酸素運搬循環時間とする時間差算出部と、
を有する循環時間測定装置。 - 前記時間差算出部は、前記整形分節気流信号および前記分節酸素飽和度信号に対して相互相関分析を用いて前記時間差を算出する、
請求項1に記載の循環時間測定装置。 - 請求項1から請求項2のいずれか一項に記載の循環時間測定装置と、
前記循環時間測定装置が測定した前記酸素運搬循環時間を取得し、血液の酸素運搬循環時間と心拍出量との関係を示す所定の双曲線関数と前記取得した酸素運搬循環時間とに基づいて、推定心拍出量を算出する心拍出量算出部と、
を有する推定心拍出量算出装置。 - 呼吸の気流の時間変化を示す気流信号、及び、酸素飽和度の時間変化を示す酸素飽和度信号を取得するステップと、
前記気流信号における所定の第一時刻と、前記第一時刻での呼吸再開に対応した酸素飽和度の上昇を示す前記酸素飽和度信号における第二時刻との時間差に基づいて血液の酸素運搬循環時間を測定するステップと、
を有し、
前記酸素運搬循環時間を測定するステップでは、
前記気流信号を所定の時間毎に分節して分節気流信号を生成し、
前記酸素飽和度信号を前記所定の時間毎に分節して分節酸素飽和度信号を生成し、
前記分節気流信号にフィルタを適用し、前記分節気流信号を呼吸の停止と再開の周期を表す波形に整形した整形分節気流信号を生成し、
前記整形分節気流信号が示す波形と前記分節酸素飽和度信号が示す波形との時間的なずれに対応する時間差を算出し、その時間差を前記酸素運搬循環時間とする、
循環時間測定方法。 - 呼吸の気流の時間変化を示す気流信号、及び、酸素飽和度の時間変化を示す酸素飽和度信号を取得し、
前記気流信号における所定の第一時刻と、前記第一時刻での呼吸再開に対応した酸素飽和度の上昇を示す前記酸素飽和度信号における第二時刻との時間差に基づいて血液の酸素運搬循環時間を測定し、
血液の酸素運搬循環時間と心拍出量との関係を示す所定の双曲線関数と前記測定した酸素運搬循環時間とに基づいて、推定心拍出量を算出する、
推定心拍出量算出方法。 - 循環時間測定装置のコンピュータを、
呼吸の気流の時間変化を示す気流信号、及び、酸素飽和度の時間変化を示す酸素飽和度信号を取得する手段、
前記気流信号における所定の第一時刻と、前記第一時刻での呼吸再開に対応した酸素飽和度の上昇を示す前記酸素飽和度信号における第二時刻との時間差に基づいて血液の酸素運搬循環時間を測定するにあたり、
前記気流信号を所定の時間毎に分節して分節気流信号を生成する手段、
前記酸素飽和度信号を前記所定の時間毎に分節して分節酸素飽和度信号を生成する手段、
前記分節気流信号にフィルタを適用し、前記分節気流信号を呼吸の停止と再開の周期を表す波形に整形した整形分節気流信号を生成する手段、
前記整形分節気流信号が示す波形と前記分節酸素飽和度信号が示す波形との時間的なずれに対応する時間差を算出し、その時間差を前記酸素運搬循環時間とする手段、
として機能させるためのプログラム。 - 推定心拍出量算出装置のコンピュータを、
呼吸の気流の時間変化を示す気流信号、及び、酸素飽和度の時間変化を示す酸素飽和度信号を取得する手段、
前記気流信号における所定の第一時刻と、前記第一時刻での呼吸再開に対応した酸素飽和度の上昇を示す前記酸素飽和度信号における第二時刻との時間差に基づいて血液の酸素運搬循環時間を測定する手段、
血液の酸素運搬循環時間と心拍出量との関係を示す所定の双曲線関数と前記測定した酸素運搬循環時間とに基づいて、推定心拍出量を算出する手段、
として機能させるためのプログラム。
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