(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体の動脈から検出される圧脈波に基づいて該生体の心拍出状態を監視するための心拍出状態監視装置であって、
前記生体の末梢部の動脈から発生する圧脈波を検出し、該圧脈波を表す圧脈波信号を出力する圧脈波センサと、
該圧脈波センサから出力された圧脈波信号から、該圧脈波信号の過去のサンプリング値の線形結合の形で予測した予測値と実際値との残差を最小とするための線形予測係数を算出する線形予測係数算出手段と、
該線形予測係数算出手段により算出された線形予測係数から予測信号を求め、該予測信号と前記圧脈波信号との差である残差信号に基づいて前記心拍出状態を示す値を算出する心拍出状態算出手段と
を、含むことを特徴とする心拍出状態監視装置。
【請求項２】
前記心拍出状態算出手段は、
前記線形予測係数算出手段により算出された線形予測係数から、前記圧脈波の予測値を算出する予測値算出手段と、
前記圧脈波信号から該予測値算出手段により算出された予測値を差し引くことにより残差信号を算出する残差信号算出手段と
を含むものである請求項１の心拍出状態監視装置。
【請求項３】
前記心拍出状態算出手段により算出された前記心拍出状態を示す値を表示器に表示させる心拍出状態表示手段をさらに含むものである請求項１の心拍出状態監視装置。
【請求項４】
前記線形予測係数算出手段により算出される線形予測係数は、ＰＡＲＣＯＲ係数である請求項１の心拍出状態監視装置。
【請求項５】
生体の動脈から検出される圧脈波に基づいて該生体の末梢循環状態を監視するための末梢循環状態監視装置であって、
前記生体の末梢部の動脈から発生する圧脈波を検出し、該圧脈波を表す圧脈波信号を出力する圧脈波センサと、
該圧脈波センサから出力された圧脈波信号から、該圧脈波信号の過去のサンプリング値の線形結合の形で予測した予測値と実際値との残差を最小とするための線形予測係数を算出する線形予測係数算出手段と、
該線形予測係数算出手段により算出された線形予測係数に基づいて、前記末梢循環状態を示す値を算出する末梢循環状態算出手段と
を、含むことを特徴とする末梢循環状態監視装置。
【請求項６】
前記末梢循環状態算出手段により算出された前記末梢循環状態を示す値を表示器に表示させる末梢循環状態表示手段を含むものである請求項５の末梢循環状態監視装置。
【請求項７】
前記線形予測係数算出手段により算出される線形予測係数は、ＰＡＲＣＯＲ係数である請求項５の末梢循環状態監視装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、線形予測法を用いて生体の圧脈波を解析することにより、生体の心拍出状態や末梢循環状態を監視する装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
たとえば手術中或いは手術後における生体の容体を把握するために、血圧値や脈拍数だけでなく、その生体の心拍出状態や末梢循環状態を監視することが望まれる。心拍出状態や末梢循環状態が把握できれば、たとえば生体のショック状態や麻酔深度などを早期に診断することが容易となるのである。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来では、心拍出状態や末梢循環状態を簡単に監視する装置がなく、容易に適用することが困難であった。たとえば、心拍出状態を監視する装置としては、胴体と首とにそれぞれ巻き着けた２対の電極を用いてそれら胴体と首との間のインピーダンスの変化を検出し、そのインピーダンスに基づいて心拍出量を監視する装置が提案されている（ＵＳＰ４，４３７，４６９）。しかし、そのような装置では、電極を胴体および首にそれぞれ巻きつける必要があるために電極の装着が煩雑となり、また、手術の部位によってはその電極の装着が不可能となる場合があった。
【０００４】
また、たとえば、末梢循環状態を検出する装置としては、透過型酸素飽和度センサと反射型酸素飽和度センサとを生体上の２ヵ所に設け、それら透過型酸素飽和度センサと反射型酸素飽和度センサによりそれぞれ測定された酸素飽和度に基づいて末梢循環状態を決定する末梢循環検出装置が提案されている（特開平４−６１８４９号公報）。しかし、そのような装置では、２種類の酸素飽和度センサを生体に装着する必要があるために装着が煩雑となり、また、表皮の毛細血管が収縮する低体温麻酔時などには使用が困難であった。
【０００５】
本発明は以上の事情を背景として為されたものであり、その第１の目的とするところは、使用が簡単でありしかも手術の種類に影響され難い心拍出状態監視装置を提供することにある。また、第２の目的とするところは、使用が簡単でありしかも手術の種類に影響され難い末梢循環状態監視装置を提供することにある。
【０００６】
【課題を解決するための第１の手段】
上記第１の目的を達成するための第１発明の要旨とするところは、生体の動脈から検出される圧脈波に基づいてその生体の心拍出状態を監視するための心拍出状態監視装置であって、（ａ）  前記生体の末梢部の動脈から発生する圧脈波を検出し、その圧脈波を表す圧脈波信号を出力する圧脈波センサと、（ｂ）  その圧脈波センサから出力された圧脈波信号から、その圧脈波信号の過去のサンプリング値の線形結合の形で予測した予測値と実際値との残差を最小とするための線形予測係数を算出する線形予測係数算出手段と、（ｃ）  その線形予測係数算出手段により算出された線形予測係数から予測信号を求め、その予測信号と前記圧脈波信号との差である残差信号に基づいて、前記心拍出状態を示す値を算出する心拍出状態算出手段とを、含むことにある。
【０００７】
【第１発明の効果】
このようにすれば、心拍出状態算出手段によって、前記線形予測係数算出手段により算出された線形予測係数から予測信号が求められ、その予測信号と前記圧脈波信号との差である残差信号に基づいて前記心拍出状態を示す値が算出されることから、生体に対しては、撓骨動脈、足背動脈などの末梢部の動脈から発生する圧脈波を検出するために手首或いは足先へ１個の圧脈波センサを装着するだけでよい。したがって、胴体と首との間のインピーダンスの変化を検出するための電極を胴体および首にそれぞれ巻きつけることなどが不要となるので、使用が簡単となるとともに、手術の種類に影響され難い利点がある。
【０００８】
【課題を解決するための第２の手段】
上記第２の目的を達成するための第２発明の要旨とするところは、生体の動脈から検出される圧脈波に基づいてその生体の末梢循環状態を監視するための末梢循環状態監視装置であって、(a) 前記生体の末梢部の動脈から発生する圧脈波を検出し、その圧脈波を表す圧脈波信号を出力する圧脈波センサと、(b) その圧脈波センサから出力された圧脈波信号から、その圧脈波信号の過去のサンプリング値の線形結合の形で予測した予測値と実際値との残差を最小とするための線形予測係数を算出する線形予測係数算出手段と、(c) その線形予測係数算出手段により算出された線形予測係数に基づいて、前記末梢循環状態を示す値を算出する末梢循環状態算出手段とを、含むことにある。
【０００９】
【第２発明の効果】
このようにすれば、末梢循環状態算出手段によって、前記線形予測係数算出手段により算出された前記圧脈波信号の過去のサンプリング値の線形結合の形で予測した予測値と実際値との残差を最小とするための線形予測係数に基づいて、前記末梢循環状態を示す値が算出されることから、生体に対しては、撓骨動脈、足背動脈などの末梢部の動脈から発生する圧脈波を検出するために手首或いは足先へ１個の圧脈波センサを装着するだけでよい。したがって、胴体と首との間のインピーダンスの変化を検出するための電極を胴体および首にそれぞれ巻きつけることなどが不要となるので、使用が簡単となるとともに、表皮の毛細血管が収縮する低体温麻酔時などにおいても末梢部の動脈から圧脈波が検出され得るので、手術の種類に影響され難い利点がある。
【００１０】
【発明の他の態様】
ここで、好適には、前記心拍出状態算出手段は、前記線形予測係数算出手段により算出された線形予測係数から、前記圧脈波の予測値を算出する予測値算出手段と、前記圧脈波信号からその予測値算出手段により算出された予測値を差し引くことにより残差信号を算出する残差信号算出手段とを含むものである。
【００１１】
また、好適には、前記心拍出状態算出手段は、上記残差信号の振幅を決定する振幅決定手段、或いは残差信号の周波数解析処理を行ってその周波数解析値の信号強度を決定する周波数解析値決定手段をさらに含み、上記残差信号の振幅値、或いは周波数解析値の大きさ、或いはそれと線形或いは非線形の関係にある所定の評価値である心拍出状態を示す値を決定する。
【００１２】
また、好適には、前記心拍出状態監視装置は、前記心拍出状態算出手段により算出された心拍出状態を示す値を表示器に表示させる心拍出状態表示手段をさらに含む。この表示器は、数値或いはグラフにより上記心拍出状態を示す値を更新して表示し、または経時的変化を示すトレンドグラフにより上記心拍出状態を示す値を表示する。このようにすれば、心拍出状態を示す値が表示器に表示されるので、医療従事者が容易に生体の心拍出状態を知ることができる。
【００１３】
また、好適には、前記末梢循環状態監視装置は、前記末梢循環状態算出手段により算出された末梢循環状態を示す値を表示器に表示させる末梢循環状態表示手段をさらに含む。この表示器は、数値或いはグラフにより上記末梢循環状態を示す値を更新して表示し、または経時的変化を示すトレンドグラフにより上記末梢循環状態を示す値を表示する。このようにすれば、末梢循環状態を示す値が表示器に表示されるので、医療従事者が容易に生体の末梢循環状態を知ることができる。
【００１４】
また、好適には、前記心拍出状態監視装置或いは末梢循環状態監視装置において、前記線形予測係数算出手段は、前記線形予測係数としてＰＡＲＣＯＲ係数を算出するものである。このようにすれば、ＰＡＲＣＯＲ係数は直交化した偏自己相関関数であるので、一層、高い精度で心拍出状態或いは末梢循環状態を知ることができる。
【００１５】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の一実施例を図面を参照して説明する。図１は、本発明の一実施例である心拍出状態監視機能および末梢循環状態監視機能を備えた連続血圧監視装置８の構成を示している。
【００１６】
図１において、連続血圧監視装置８は、ゴム製袋を布製帯状袋内に有してたとえば患者の上腕部１２に巻回されるカフ１０と、このカフ１０に配管２０を介してそれぞれ接続された圧力センサ１４、切換弁１６、および空気ポンプ１８とを備えている。この切換弁１６は、カフ１０内への圧力の供給を許容する圧力供給状態、カフ１０内を徐々に排圧する徐速排圧状態、およびカフ１０内を急速に排圧する急速排圧状態の３つの状態に切り換えられるように構成されている。
【００１７】
圧力センサ１４は、カフ１０内の圧力を検出してその圧力を表す圧力信号ＳＰを静圧弁別回路２２および脈波弁別回路２４にそれぞれ供給する。静圧弁別回路２２は所定周波数以下の信号成分のみを通過させるローパスフィルタを備え、圧力信号ＳＰに含まれる静的な圧力すなわちカフ圧を表すカフ圧信号ＳＫを弁別してそのカフ圧信号ＳＫをＡ／Ｄ変換器２６を介して電子制御回路２８へ供給する。
【００１８】
上記脈波弁別回路２４は、カフ１０内において心拍に同期して発生する圧力振動であるカフ脈波を構成する周波数帯の信号を通過させるがそれ以外の周波数成分を除去するバンドパスフィルタを備え、圧力信号ＳＰから弁別したカフ脈波信号ＭをＡ／Ｄ変換器３０を介して電子制御回路２８へ供給する。
【００１９】
上記電子制御回路２８は、ＣＰＵ２９，ＲＯＭ３１，ＲＡＭ３３，および図示しないＩ／Ｏポート等を備えた所謂マイクロコンピュータにて構成されており、ＣＰＵ２９は、ＲＯＭ３１に予め記憶されたプログラムに従ってＲＡＭ３３の記憶機能を利用しつつ入力された信号の処理を実行することにより、Ｉ／Ｏポートから駆動信号を出力して切換弁１６、空気ポンプ１８、表示器３２を制御する。
【００２０】
圧脈波検出プローブ３４は、前記カフ１０が装着されているか或いは装着されていない上腕部１２の動脈下流側の手首４２において、容器状を成すハウジング３６の開口端が体表面３８に対向する状態で装着バンド４０により手首４２に着脱可能に取り付けられるようになっている。ハウジング３６の内部には、ダイヤフラム４４を介して圧脈波センサ４６が相対移動可能かつハウジング３６の開口端からの突出し可能に設けられており、これらハウジング３６およびダイヤフラム４４等によって圧力室４８が形成されている。この圧力室４８内には、空気ポンプ５０から調圧弁５２を経て圧力エアが供給されるようになっており、これにより、圧脈波センサ４６は圧力室４８内の圧力に応じた押圧力ＰＨＤで前記体表面３８に押圧される。
【００２１】
上記圧脈波センサ４６は、たとえば、単結晶シリコン等から成る半導体チップの押圧面５４に多数の半導体感圧素子（図示せず）が配列されて構成されており、手首４２の体表面３８の撓骨動脈５６上に押圧されることにより、撓骨動脈５６から発生して体表面３８に伝達される圧力振動波すなわち圧脈波を検出し、その圧脈波を表す圧脈波信号ＳをＡ／Ｄ変換器５８を介して電子制御回路２８へ供給する。
【００２２】
また、電子制御回路２８のＣＰＵ２９は、ＲＯＭ３１に予め記憶されたプログラムに従って、空気ポンプ５０および調圧弁５２へ駆動信号を出力し、圧力室４８内の圧力すなわち圧脈波センサ４６の皮膚に対する押圧力を調節する。これにより、血圧監視に際しては、圧力室４８内の圧力変化過程で逐次得られる圧脈波に基づいて圧脈波センサ４６の最適押圧力ＰＨＤＰ  が決定され、圧脈波センサ４６の最適押圧力ＰＨＤＰ  を維持するように調圧弁５２が制御される。
【００２３】
図２は、上記連続血圧監視装置８における電子制御回路２８の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図である。図において、血圧測定手段６２は、カフ１０の圧迫圧力を緩やかに上昇させ或いは下降させる圧迫圧力変化過程において脈波弁別回路２４により採取される脈波の大きさの変化に基づいて良く知られたオシロメトリック法（ＪＩＳ  Ｔ  １１１５）により患者の最高血圧値ＳＡＰおよび最低血圧値ＤＡＰを測定する。
【００２４】
圧脈波センサ４６は、好ましくは患者のカフ１０が装着される腕と異なる腕の手首４２に押圧されることによりその手首４２の撓骨動脈５６から発生する圧脈波を検出する。圧脈波血圧対応関係決定手段６４は、圧脈波センサ４６により検出される圧脈波の大きさＰＳ  と血圧測定手段６２により測定された血圧値（監視血圧値ＭＢＰ）との間の対応関係を所定の患者について予め決定する。この対応関係は、たとえば図６に示すものであり、ＭＢＰ＝Ａ・ＰＳ  ＋Ｂ式により表される。但し、Ａは傾きを示す定数、Ｂは切片を示す定数である。
【００２５】
監視血圧値決定手段６６は、その対応関係から圧脈波センサ４６により検出される圧脈波の大きさＰＳ  すなわち最高値（上ピーク値）ＰＳｍａｘおよび最低値（下ピーク値）ＰＳｍｉｎに基づいて最高血圧値ＭＢＰＳＹＳ  および最低血圧値ＭＢＰＤＩＡ  （モニタ血圧値）を逐次決定し、その決定した監視血圧値ＭＢＰを表示器３２に連続的に出力させる。
【００２６】
カフ圧制御手段６８は、上記関係のキャリブレーションのために所定の周期で起動させられる血圧測定手段６２の測定期間において、カフ１０の圧迫圧力をよく知られた測定手順にしたがって変化させる。たとえば、カフ圧制御手段６８は、患者の最高血圧より高い１８０ｍｍＨｇ程度に設定された昇圧目標値までカフ１０を昇圧させた後に、血圧測定アルゴリズムが実行される測定区間では３ｍｍＨｇ／ｓｅｃ程度の速度で緩やかに降圧させ、血圧測定が終了するとカフ１０の圧力を解放させる。
【００２７】
一方、線形予測係数算出手段７０は、圧脈波センサ４６から出力され且つ所定のサンプリング周期でＡ／Ｄ変換される所定区間の圧脈波信号Ｓ（すなわち、Ｓｎ−Ｐ  、・・Ｓｎ−２  、Ｓｎ−１  ）において、現在値Ｓｎ  の予測値Ｓ’ｎ  を、過去のサンプル値の線形結合の形（数式１）で予測する線形予測法（Ｌｉｎｅａｒ  Ｐｒｅｄｉｃｔｉｏｎ  ；  ＬＰ）を用いることによって、残差ｅｎ  （＝Ｓｎ  −Ｓ’ｎ  ）が最小となるように、線形予測係数ａ１  、ａ２  ・・・ａＰ  を算出する。
【００２８】
【数１】
Ｓ’ｎ  ＝−（ａ１  Ｓｎ−１  ＋ａ２  Ｓｎ−２  ＋・・・＋ａＰ  Ｓｎ−Ｐ  ）
【００２９】
上記線形予測係数ａ１  、ａ２  ・・・ａＰ  は、たとえば、数式２に示す上記残差の自乗和ε２  を最小にする値として求めるために、自乗和ε２  を線形予測係数ａｉ  により偏微分した値を零とする条件（δε２  ／δａｉ  ＝０）を求めることにより決定される。すなわち、数式３の右辺第１項と第２項とが同じ値であることを表す式は各ｉ（１≦ｉ≦ｐ）に対して成立しなければならないから、数式４に示す行列で示される。この行列は、線形予測係数ａ１  、ａ２  ・・・ａＰ  を未知数とするｐ×ｐの連立一次方程式となっているので、ΣＳｎ−ｉ  Ｓｎ−ｋ  が与えられれば、この連立一次方程式の解としてａｉ  が求められる。たとえば、圧脈波信号データからΣＳｎ−ｉ  Ｓｎ−ｋ  を計算して上記連立一次方程式に代入する一つの方法として、圧脈波信号Ｓの自己相関を代入する方法が用いられる。
【００３０】
数式５に示す圧脈波信号Ｓの自己相関関数Ｒｉ  は、その対称性からＲｉ  ＝Ｒ−ｉとなり、Ｓｎ−ｉ  とＳｎ−ｋ  との自己相関は、その時間差（ｉ−ｋ）だけの関数として、数式６に示すように与えられるので、この式より、数式７の連立一次方程式は自己相関関数を用いて数式６に示すように表され、数式８はそれを行列で示したものである。
【００３１】
ここで、圧脈波信号Ｓの所定区間では、その区間内のデータ数をＮとすると、上記自己相関関数Ｒｉ  は、数式８から圧脈波信号Ｓに基づいて求められ、上記数式７からその自己相関関数Ｒｉ  に基づいて線形予測係数ａ１  、ａ２  ・・・ａＰ  が求められる。図３は、上記線形予測係数算出手段７０の内容を示すブロック線図である。自己相関手段７２は、入力される圧脈波信号Ｓ（ｔ）の所定区間内における自己相関関数Ｒｉ  を数式８から所定区間内のＮ個の圧脈波信号のデータに基づいて算出する。この自己相関手段７２内に記載されている「ｚ−１」は遅れ要素であり、「×」は乗算要素である。そして、連立一次方程式演算手段７４は、数式７の連立一次方程式から上記自己相関手段７２により算出された自己相関関数Ｒｉ  に基づいて線形予測係数ａ１  、ａ２  ・・・ａＰ  を算出する。
【００３２】
【数２】
0003623293.tif 000002
【００３３】
【数３】
0003623293.tif 000003
【００３４】
【数４】
0003623293.tif 000004
【００３５】
【数５】
0003623293.tif 000005
【００３６】
【数６】
0003623293.tif 000006
【００３７】
【数７】
0003623293.tif 000007
【００３８】
【数８】
0003623293.tif 000008
【００３９】
また、図２において、心拍出状態算出手段７６は、上記線形予測係数算出手段７０により算出された線形予測係数ａ１  、ａ２  ・・・ａＰ  から予測信号（予測値）Ｓ’ｎ  を求め、その予測信号Ｓ’ｎ  と実際の圧脈波信号Ｓｎ  との差である残差信号ｅｎ  （＝Ｓｎ  −Ｓ’ｎ  ）に基づいて生体の前記心拍出状態を示す値ＩＣＯを算出し、表示器３２に表示させる。たとえば、上記心拍出状態算出手段７６は、数式１から、線形予測係数算出手段７０により算出された線形予測係数ａ１  、ａ２  ・・・ａＰ  に基づいて、圧脈波信号の予測値Ｓ’ｎ  を算出する予測値算出手段７８と、実際の圧脈波信号Ｓｎ  からその予測値算出手段７８により算出された予測値Ｓ’ｎ  を差し引くことにより残差信号ｅｎ  （＝Ｓｎ  −Ｓ’ｎ  ）を算出する残差信号算出手段８０とを含んで構成される。
【００４０】
周期信号である圧脈波信号Ｓ（ｔ）の所定区間において所定時点のＳｎ  とその予測信号Ｓ’ｎ  との差である上記残差信号ｅｎ  の振幅、或いはその残差信号ｅｎ  の周波数解析値の信号強度（ピッチインパルス信号電力）は、周期的に変化するピッチインパルスに対応する心筋の収縮力或いは心拍出量を間接的に示すものと考えられる。このため、上記心拍出状態算出手段７６は、好適には、上記残差信号ｅｎ  の振幅を決定する振幅決定手段、或いは残差信号ｅｎ  の周波数解析処理を行ってその周波数解析値の信号強度を決定する周波数解析値決定手段をさらに含み、上記残差信号ｅｎ  の振幅値、或いは周波数解析値の大きさ、またはそれと線形或いは非線形の関係にある所定の評価値である心拍出状態を示す値ＩＣＯを決定する。
【００４１】
心拍出状態表示手段８２は、上記心拍出状態算出手段７６により算出された心拍出状態を示す値ＩＣＯを表示器３２に表示させる。表示器３２は、数値或いはグラフによりその心拍出状態を示す値ＩＣＯを逐次更新して表示し、或いは、経時的変化を示すトレンドグラフによりその心拍出状態を示す値ＩＣＯを表示する。
【００４２】
末梢循環状態算出手段８４は、線形予測係数算出手段７０により算出された線形予測係数ａ１  、ａ２  ・・・ａＰ  に基づいて、末梢循環状態を示す値ＩＰＥを算出し、表示器３２に表示させる。たとえば、上記末梢循環状態算出手段８４は、線形予測係数ａ１  、ａ２  ・・・ａＰ  のうちの代表的な一次係数ａ１  を含む所定次数の係数の大きさを、それらの合計値或いは平均値により決定し、その合計値或いは平均値またはそれと線形或いは非線形の関係にある所定の評価値である末梢循環状態を示す値ＩＰＥを決定するのである。
【００４３】
末梢循環状態表示手段８６は、上記末梢循環状態算出手段８４により算出された末梢循環状態を示す値ＩＰＥを表示器３２に表示させる。表示器３２は、数値或いはグラフによりその末梢循環状態を示す値ＩＰＥを逐次更新して表示し、或いは、経時的変化を示すトレンドグラフによりその末梢循環状態を示す値ＩＰＥを表示する。
【００４４】
図４は、連続血圧監視装置８における電子制御回路２８の制御作動の要部を説明するフローチャートであり、図５は、図４の心拍出状態、末梢循環状態決定・出力ルーチンを詳しく示すフローチャートである。
【００４５】
図４のステップＳＡ１（以下、ステップを省略する。）では、空気ポンプ５０が制御されることにより、圧力室４８内が徐速昇圧させられ、この圧力室４８内の徐速昇圧過程で圧脈波センサ４６により逐次検出される圧脈波の振幅が最大となる圧力室４８内の圧力すなわち圧脈波センサ４６の最適押圧力ＰＨＤＰ  が決定されるとともに、圧力室４８内の圧力がその最適押圧力ＰＨＤＰ  に保持されることにより、圧脈波センサ４６の押圧力が最適な一定値に保持される。
【００４６】
次いで、前記カフ圧制御手段６８に対応するＳＡ２乃至ＳＡ４において、空気ポンプ１８が制御されることにより血圧測定のためにカフ１０の圧力が制御される。すなわち、先ずＳＡ２においてカフ１０の昇圧が開始された後、ＳＡ３において、カフ１０内の圧力が、患者の予想最高血圧値よりも高く設定された目標カフ圧（たとえば１８０ｍｍＨｇ）に到達したか否かが判断される。当初はこのＳＡ３の判断が否定されてＳＡ２以下が繰り返し実行されるが、カフ１０の圧力が目標カフ圧に到達してＳＡ３の判断が肯定されると、ＳＡ４では、空気ポンプ１８が停止させられ且つ切換弁１６が徐速排圧状態に切り換えられてカフ１０内の圧力を予め定められた緩やかな速度で下降させることにより、カフ１０の圧力が血圧測定に適した速度たとえば３乃至５ｍｍＨｇ／ｓｅｃ程度の速度で降下させられる。
【００４７】
続いて、ＳＡ５では、カフ脈波信号Ｍが入力したか否かが判断される。このＳＡ５の判断が否定された場合は、上記ＳＡ４以下が繰り返し実行されるが、ＳＡ５の判断が肯定された場合は、前記血圧測定手段６２に対応するＳＡ６において血圧測定アルゴリズムが実行される。すなわち、上記のようなカフ１０内の徐速降圧過程で逐次得られるカフ脈波信号Ｍが表す脈波の振幅の変化に基づいて、よく知られたオシロメトリック方式の血圧値決定アルゴリズムに従って最高血圧値ＳＡＰ、平均血圧値ＭＡＰ、および最低血圧値ＤＡＰが決定される。
【００４８】
ＳＡ７では、上記ＳＡ６において最高血圧値ＳＡＰ、平均血圧値ＭＡＰ、および最低血圧値ＤＡＰがすべて決定されたか否かが判断される。このＳＡ７の判断が否定された場合は、前記ＳＡ４以下が繰り返し実行されるが、肯定された場合は、ＳＡ８において、切換弁１６が急速排圧状態に切り換えられてカフ１０内が急速に排圧されるとともに、ＳＡ６において決定された血圧値が表示器３２に表示される。
【００４９】
次に、前記圧脈波血圧対応関係決定手段６４に対応するＳＡ９では、圧脈波センサ４６からの圧脈波信号Ｓの大きさＰＳ  と上記ＳＡ６において測定されたカフ１０による血圧値ＳＡＰ、ＤＡＰとの間の対応関係が求められる。すなわち、圧脈波センサ４６からの圧脈波が１拍読み込まれ且つその圧脈波の最高値ＰＳｍａｘおよび最低値ＰＳｍｉｎが決定されるとともに、それら圧脈波の最高値ＰＳｍａｘおよび最低値ＰＳｍｉｎとＳＡ３にてカフ１０により測定された最高血圧値ＳＡＰおよび最低血圧値ＤＡＰとに基づいて、図６に示す圧脈波信号Ｓの大きさＰＳ  と監視血圧値ＭＢＰとの間の対応関係が決定されるのである。
【００５０】
上記のようにして圧脈波血圧対応関係が決定されると、ＳＡ１０において、圧脈波センサ４６からたとえば数ミリ秒程度の所定のサンプリング周期で入力された圧脈波信号Ｓが読みこまれる。そして、ＳＡ１１において、図５に示す心拍出状態および末梢循環状態決定・出力ルーチンがその圧脈波信号Ｓに基づいて実行される。
【００５１】
図５のＳＢ１では、予め設定された所定区間の圧脈波信号Ｓが読みこまれたか否かが判断される。このＳＢ１の判断が否定された場合は本ルーチンが終了させられて、図４のＳＡ１２以下が実行される。すなわち、ＳＡ１２では、圧脈波信号Ｓの一対の上ピークおよび下ピークが入力され、その上ピーク値および下ピーク値が決定されたか否かが判断される。
【００５２】
上記ＳＡ１２の判断が否定された場合は、前記ＳＡ１０以下が繰り返し実行されるが、肯定された場合は、監視血圧値決定手段６６に対応するＳＡ１３において、前記ＳＡ９にて求められた図６の圧脈波血圧対応関係から、前記最適押圧力ＰＨＤＰ  における圧脈波センサ４６からの圧脈波Ｓ（ｔ）の最高値ＰＳｍａｘ（上ピーク値）および最低値ＰＳｍｉｎ（下ピーク値）に基づいて最高血圧値ＭＢＰＳＹＳ  および最低血圧値ＭＢＰＤＩＡ  （モニタ血圧値）が決定されるとともに、その決定されたモニタ血圧値が圧脈波の連続波形と共に表示器３２に表示される。
【００５３】
しかし、図５のルーチンにおいてＳＢ１の判断が肯定された場合は、前記線形予測係数算出手段７０に対応するＳＢ２乃至ＳＢ４が実行されることにより、圧脈波センサ４６から出力され且つ所定のサンプリング周期でＡ／Ｄ変換される所定区間の圧脈波信号Ｓ（すなわち、Ｓｎ−Ｐ  、・・Ｓｎ−２  、Ｓｎ−１  ）において、現在値Ｓｎ  の予測値Ｓ’ｎ  を、過去のサンプル値の線形結合の形〔Ｓｎ  ＝−（ａ１  Ｓｎ−１  ＋ａ２  Ｓｎ−２  ＋・・・＋ａＰ  Ｓｎ−Ｐ  ）〕で予測する線形予測法（Ｌｉｎｅａｒ  Ｐｒｅｄｉｃｔｉｏｎ  ；  ＬＰ）を用いることによって、残差ｅｎ  （＝Ｓｎ  −Ｓ’ｎ  ）が最小となるように、線形予測係数ａ１  、ａ２  ・・・ａＰ  が算出される。
【００５４】
先ず、前記自己相関手段７２に対応するＳＢ２では、入力された圧脈波信号Ｓ（ｔ）の所定区間内における自己相関関数Ｒｉ  が、前記数式８から所定区間内のＮ個の圧脈波信号のデータに基づいて算出される。次いで、前記連立一次方程式演算手段７４に対応するＳＢ３では、前記数式７の連立一次方程式から上記ＳＢ２により算出された自己相関関数Ｒｉ  に基づいて線形予測係数ａ１  、ａ２  ・・・ａＰ  が算出されるのである。そして、ＳＢ４では、ＳＢ３において算出された線形予測係数ａ１  、ａ２  ・・・ａＰ  が今回の区間における線形予測係数として決定され且つＲＡＭ３３内の所定の記憶領域内に記憶される。
【００５５】
次いで、前記心拍出状態算出手段７６に対応するＳＢ５乃至ＳＢ７が実行されることにより、上記ＳＢ４において決定された線形予測係数ａ１  、ａ２  ・・・ａＰ  から予測信号（予測値）Ｓ’ｎ  を求め、その予測信号Ｓ’ｎ  と実際の圧脈波信号Ｓｎ  との差である残差信号ｅｎ  （＝Ｓｎ  −Ｓ’ｎ  ）に基づいて生体の前記心拍出状態を示す値ＩＣＯを算出し、表示器３２に表示させる。すなわち、先ず、予測値算出手段７８に対応するＳＢ５において、前記数式１から、上記線形予測係数ａ１  、ａ２  ・・・ａＰ  と圧脈波信号Ｓ（ｔ）のそれまでのサンプリング入力値Ｓｎ−１  、Ｓｎ−２  、・・・Ｓｎ−Ｐ  とに基づいて圧脈波信号の予測値Ｓ’ｎ  が算出される。
【００５６】
次いで、前記残差信号算出手段８０に対応するＳＢ６では、実際の圧脈波信号Ｓｎ  からその予測値算出手段７８により算出された予測値Ｓ’ｎ  を差し引くことにより残差信号ｅｎ  （＝Ｓｎ  −Ｓ’ｎ  ）が算出される。そして、ＳＢ７では、上記残差信号ｅｎ  の振幅が決定されるか、或いは残差信号ｅｎ  の周波数解析処理を行ってその周波数解析値の信号強度が決定され、その残差信号ｅｎ  の振幅値、或いは周波数解析値の大きさ、又はそれと線形或いは非線形の関係にある所定の評価値である心拍出状態を示す値ＩＣＯが決定される。
【００５７】
次に、前記末梢循環状態算出手段８４に対応するＳＢ８では、前記ＳＢ４において決定された線形予測係数ａ１  、ａ２  ・・・ａＰ  に基づいて、生体の末梢循環状態を示す値ＩＰＥを算出し、表示器３２に表示させる。たとえば、生体の末梢循環状態を示す値ＩＰＥとして、線形予測係数ａ１  、ａ２  ・・・ａＰ  のうちの代表的な一次係数ａ１  を含む所定次数の係数の大きさを、合計値或いは平均値により決定し、その合計値或いは平均値またはそれと線形或いは非線形の関係にある所定の評価値が決定されるのである。
【００５８】
そして、前記心拍出状態表示手段８２および末梢循環状態表示手段８６に対応するＳＢ９では、上記ＳＢ７において決定された心拍出状態を示す値ＩＣＯが表示器３２に表示させられるとともに、上記ＳＢ８において決定された末梢循環状態を示す値ＩＰＥが表示器３２に表示させられる。たとえば、このＳＢ９では、その心拍出状態を示す値ＩＣＯおよび末梢循環状態を示す値ＩＰＥが、数値或いはグラフにより逐次更新されて表示され、或いは、経時的変化を示すトレンドグラフにより表示される。
【００５９】
上述のように、本実施例によれば、心拍出状態算出手段７６に対応するＳＢ５乃至ＳＢ７によって、線形予測係数算出手段７０に対応するＳＢ４により算出された線形予測係数ａ１  、ａ２  ・・・ａＰ  に基づいて予測信号Ｓ’ｎ  が求められ、その予測信号Ｓ’ｎ  と圧脈波信号Ｓｎ  との差である残差信号ｅｎ  に基づいて生体の心拍出状態を示す値ＩＣＯが算出される。この残差信号ｅｎ  の振幅、或いはその残差信号ｅｎ  の周波数解析値の信号強度（ピッチインパルス信号電力）は、周期的に変化するピッチインパルスに対応する心筋の収縮力或いは心拍出量を間接的に示すものと考えられるのである。このため、生体に対しては、撓骨動脈、足背動脈などの末梢部の動脈から発生する圧脈波を検出するために手首或いは足先へ１個の圧脈波センサ４６を装着するだけでよい。したがって、胴体と首との間のインピーダンスの変化を検出するための電極を胴体および首にそれぞれ巻きつけることなどが不要となるので、使用が簡単となるとともに、手術の種類に影響され難い利点がある。
【００６０】
また、本実施例によれば、末梢循環状態算出手段８４に対応するＳＢ８によって、線形予測係数算出手段７０に対応するＳＢ４により算出された線形予測係数ａ１  、ａ２  ・・・ａＰ  に基づいて、生体の末梢循環状態を示す値ＩＰＥが算出される。大動脈において発生した圧脈波が比較的末梢の圧脈波検出部位である撓骨動脈５６まで伝播する過程に影響を受けて結果的に圧脈波信号Ｓ（ｔ）となるのであるが、上記線形予測係数ａ１  、ａ２  ・・・ａＰ  は、その影響を与えた成分、すなわち末梢循環状態に対応するものと考えられるのである。このため、生体に対しては、撓骨動脈、足背動脈などの末梢部の動脈から発生する圧脈波を検出するために手首或いは足先へ１個の圧脈波センサ４６を装着するだけでよい。したがって、胴体と首との間のインピーダンスの変化を検出するための電極を胴体および首にそれぞれ巻きつけることなどが不要となるので、使用が簡単となるとともに、表皮の毛細血管が収縮する低体温麻酔時などにおいても末梢部の動脈から圧脈波が検出され得るので、手術の種類に影響され難い利点がある。
【００６１】
また、本実施例によれば、心拍出状態表示手段８２により表示器３２に表示される心拍出状態を示す値ＩＣＯ、或いは、末梢循環状態表示手段８６により表示器３２に表示される末梢循環状態を示す値ＩＰＥは、数値或いはグラフにより更新して表示され、或いは経時的変化を示すトレンドグラフにより表示される。特に、表示器３２においてトレンドグラフにより表示されることにより、医療従事者が生体の心拍出状態或いは末梢循環状態を容易に知ることができる。
【００６２】
以上、本発明の一実施例を図面を参照して詳細に説明したが、本発明は更に別の態様でも実施される。
【００６３】
例えば、前述の実施例においては、前記心拍出状態算出手段７６および末梢循環状態算出手段８４では、線形予測係数ａ１  、ａ２  ・・・ａＰ  が用いられていたが、その線形予測係数ａ１  、ａ２  ・・・ａＰ  に替えて、線形予測係数の一種であるＰＡＲＣＯＲ係数ｋｎ  が用いられてもよい。このＰＡＲＣＯＲ係数ｋｎ  は、圧脈波信号Ｓｔ  とＳｔ−ｎ  との間に挟まれた（ｎ−１）個のサンプル値から、予測可能な部分を取り除いた信号、すなわち残差信号の正規化自己相関関数として定義され、前記線形予測係数ａｉ  （ｎ−１）  との間には、ａｎ  （ｎ）  ＝−ｋｎ  なる関係がある。このようにすれば、上記ＰＡＲＣＯＲ係数は直交化した偏自己相関関数であるので、一層、高い精度で心拍出状態或いは末梢循環状態を知ることができる。
【００６４】
また、前述の実施例の連続血圧監視装置８では、心拍出状態を示す値ＩＣＯおよび末梢循環状態を示す値ＩＰＥがそれぞれ決定されることにより心拍出状態および末梢循環状態の両方が監視されていたが、いずれか一方であっても差支えない。
【００６５】
また、前述の実施例では、心拍出状態監視機能および末梢循環状態監視機能が連続血圧監視装置８に設けられていたが、心拍出状態を監視する装置、或いは末梢循環状態を監視する装置がそれぞれ単独で構成されていてもよい。
【００６６】
また、前述の実施例において、心拍出状態を示す値ＩＣＯおよび末梢循環状態を示す値ＩＰＥは、必要に応じて、他のパラメータを用いて修正或いは正規化された値とされてもよい。
【００６７】
その他、一々例示はしないが、本発明は、その趣旨を逸脱しない範囲で種々変更を加え得るものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施例である、心拍出状態および末梢循環状態の監視機能を備えた連続血圧監視装置の構成を説明する図である。
【図２】図１の実施例において、電子制御回路２８の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図である。
【図３】図２の線形予測係数算出手段の構成を詳しく説明する図である。
【図４】図１の実施例において、電子制御回路２８の制御作動の要部を説明するフローチャートである。
【図５】図４の心拍出状態、末梢循環状態決定・出力ルーチンの内容を詳しく説明するフローチャートである。
【図６】図４の圧脈波および血圧値の対応関係を示す図である。
【符号の説明】
８：連続血圧監視装置（心拍出状態監視装置、末梢循環状態監視装置）
３２：表示器
４６：圧脈波センサ
５６：撓骨動脈
７０：線形予測係数算出手段
７２：自己相関手段
７４：連立一次方程式演算手段
７６：心拍出状態算出手段
７８：予測値算出手段
８０：残差信号算出手段
８２：心拍出状態表示手段
８４：末梢循環状態算出手段
８６：末梢循環状態表示手段
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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