(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体の心臓から拍出される血液量を推定する心拍出量推定装置であって、
前記生体の動脈内に発生する圧脈波を検出する圧脈波検出装置と、
該圧脈波検出装置により検出された圧脈波の発生時における生体の血圧値を決定する血圧値決定手段と、
前記圧脈波検出装置により検出された圧脈波の形状から、該圧脈波の拡張期を判定する拡張期判定手段と、
該拡張期判定手段により判定された拡張期の圧脈波の波形の時定数を算出する拡張期波形時定数算出手段と、
該拡張期波形時定数算出手段により算出された時定数と、前記血圧値決定手段により決定された血圧値とに基づいて、心拍出量を算出する心拍出量算出手段と
を、含むことを特徴とする心拍出量推定装置。
【請求項２】
前記血圧値決定手段は、前記生体の平均血圧値を決定するものであり、前記心拍出量算出手段は、該平均血圧値と前記時定数の逆数との乗算値に基づいて心拍出量を算出するものである請求項１の心拍出量推定装置。
【請求項３】
前記血圧値決定手段は、前記生体の圧脈波に対応する血圧波形を決定するものであり、前記心拍出量算出手段は、該血圧波形を区分する多数の区間の個々の値と前記時定数の逆数との乗算値の積分値に基づいて心拍出量を算出するものである請求項１の心拍出量推定装置。
【請求項４】
前記圧脈波検出装置は、前記生体の皮膚直下に位置する動脈を押圧する押圧面に圧力検出素子を有する圧脈波センサと、その圧脈波センサの平坦な押圧面により上記皮膚直下の動脈の管壁の一部が平坦となるまでその圧脈波センサを押圧する押圧装置とを備え、非観血にて該動脈内の圧脈波を検出するものである請求項１乃至３のいずれかの心拍出量推定装置。
【請求項５】
前記拡張期判定手段は、前記圧脈波検出装置により検出された圧脈波の大動脈弁閉鎖時期以後の波形における最小傾斜点を検出し、該圧脈波の波形のうち該最小傾斜点以後を拡張期と判定するものである請求項１乃至４のいずれかの心拍出量推定装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、生体の心臓から拍出される血液量すなわち心拍出量を推定する心拍出量推定装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
生体の血液循環状態は生体の生命の維持について極めて重要なものであることから、生体の全身麻酔を伴う手術或いは集中治療などに際しては、血圧値などを用いて生体の循環状態の把握が行われている。しかしながら、一般的な自動血圧測定装置は、カフを用いて生体の一部の圧迫圧力を変化させる過程で発生するコロトコフ音或いは脈波の変化に基づいて血圧値を決定するものであるため、血圧値の測定に数十秒の時間がかかるだけでなく、鬱血の影響をさけるためにその測定周期は少なくとも数分以上となり、生体の容態の変化を気づくのが遅れるおそれがあった。
【０００３】
これに対し、たとえばＰＣＴ出願公開第ＷＯ８８／０４９１０号に記載されているように、生体の動脈内に発生する圧脈波を一拍毎に検出し、予め設定された関係からその圧脈波の大きさに基づいて生体の血圧値を一拍毎に推定する連続血圧監視装置が提案されている。これによれば、生体の血圧値が一拍毎に推定されるので、生体の血圧値の変化を速やかに知ることができる。
【０００４】
【発明が解決すべき課題】
しかしながら、生体の血流量すなわち心拍出量は血圧値とは一対一の関係にはないことから、血圧値が充分にあったとしても安心できない場合がある。たとえば、神経或いは薬剤などの影響で末梢血管抵抗が高くなると、心臓の微弱な拍動によっても血圧値が高くなるが、このような場合には心拍出量が充分ではない場合があるからである。したがって、従来の連続血圧監視装置による血圧値の監視だけでは、生体を充分に監視することができない場合があるのである。
【０００５】
本発明は以上のような事情を背景として為されたものであり、その目的とするところは、非侵襲で心拍出量を連続的に推定できる心拍出量推定装置を提供することにある。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
本発明者等は以上の事情を背景として種々検討を重ねた結果、生体の圧脈波のうちの心臓拡張期波形の立ち下がりの度合を時定数で表した場合、その時定数が末梢抵抗に対応するので、時定数およびその時の血圧値に基づいて心拍出量を推定できることを見いだした。本発明はこのような知見に基づいて為されたものである。
【０００７】
すなわち、本発明の要旨とするところは、生体の心臓から拍出される血液量を推定する心拍出量推定装置であって、（ａ）前記生体の動脈内に発生する圧脈波を検出する圧脈波検出装置と、（ｂ）その圧脈波検出装置により検出された圧脈波の発生時における生体の血圧値を決定する血圧値決定手段と、（ｃ）上記圧脈波検出装置により検出された圧脈波の形状から、その圧脈波の拡張期を判定する拡張期判定手段と、（ｄ）その拡張期判定手段により判定された拡張期の圧脈波の波形の時定数を算出する拡張期波形時定数算出手段と、（ｅ）その拡張期波形時定数算出手段により算出された時定数と、前記血圧値決定手段により決定された血圧値とに基づいて、心拍出量を算出する心拍出量算出手段とを、含むことにある。
【０００８】
【発明の効果】
このようにすれば、心拍出量算出手段では、拡張期波形時定数算出手段により算出された時定数と、前記血圧値決定手段により決定された血圧値とに基づいて、心拍出量が算出される。したがって、本発明の心拍出量推定装置によれば、非侵襲で心拍出量が連続的に推定され、生体の循環状態の監視の信頼性が高められる。
【０００９】
【発明の他の形態】
ここで、好適には、前記血圧値決定手段は、前記生体の平均血圧値を決定するものであり、前記心拍出量算出手段は、その平均血圧値と前記時定数の逆数との乗算値に基づいて心拍出量を算出するものである。また、好適には、前記血圧値決定手段は、前記生体の圧脈波に対応する血圧波形を決定するものであり、前記心拍出量算出手段は、その血圧波形を区分する多数の区間の個々の値と前記時定数の逆数との乗算値の積分値に基づいて心拍出量を算出するものである。上記のいずれの場合でも、心拍出量が連続的に推定される。
【００１０】
また、好適には、前記圧脈波検出装置は、前記生体の皮膚直下に位置する動脈を押圧する平坦な押圧面に圧力検出素子を有する圧脈波センサと、その圧脈波センサの平坦な押圧面により上記皮膚直下の動脈の管壁の一部が平坦となるまでその圧脈波センサを押圧する押圧装置とを備えて、非観血にてその動脈内の圧脈波を検出するものである。このようにすれば、動脈の管壁の張力の影響が抑制されてその動脈内の圧力に対応した圧脈波の形状が得られる利点がある。
【００１１】
また、好適には、前記拡張期判定手段は、前記圧脈波検出装置により検出された圧脈波の大動脈弁閉鎖時期以後の拡張期波形における最小傾斜点を検出し、その圧脈波の波形のうちその最小傾斜点以後を拡張期と判定するものである。このようにすれば、拡張期の開始時点が可及的早期に判定され、時定数の演算精度が高められる利点がある。なお、上記拡張期判定手段は、平滑微分演算式を用いて上記拡張期波形における微分点を逐次算出し、その微分値の最小点を最小傾斜点として決定する。
【００１２】
【発明の好適な実施の形態】
以下、本発明の一実施例を図面に基づいて詳細に説明する。図１は、本発明が適用された心拍出量推定装置８の回路構成を説明するブロック線図である。
【００１３】
図１の心拍出量推定装置８において、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とが備えられている。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。
【００１４】
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はローパスフィルタを備え、圧力信号ＳＰに含まれる定常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を介して電子制御装置２８へ供給する。脈波弁別回路２４はバンドパスフィルタを備え、圧力信号ＳＰの振動成分である脈波信号ＳＭ1 を周波数的に弁別してその脈波信号ＳＭ1 をＡ／Ｄ変換器３０を介して電子制御装置２８へ供給する。この脈波信号ＳＭ1 が表すカフ脈波は、患者の心拍に同期して図示しない上腕動脈から発生してカフ１０に伝達される圧力振動波である。
【００１５】
上記電子制御装置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信号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および空気ポンプ１８を制御する。
【００１６】
圧脈波検出装置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。圧力室４８を構成するハウジング３６、ダイヤフラム４４等が圧脈波センサ４６の押圧装置として機能している。
【００１７】
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図３に示すような圧脈波ＰA (t) を検出し、その圧脈波ＰA (t) を表す圧脈波信号ＳＭ2 をＡ／Ｄ変換器５８を介して電子制御装置２８へ供給する。圧脈波センサ４６は、その平坦な押圧面５４によって撓骨動脈５６の管壁の一部が平坦となるまでダイヤフラム４４により押圧された状態で圧脈波を検出することから、撓骨動脈５６の管壁の張力の影響が除去されるので、圧脈波信号ＳＭ2 は撓骨動脈５６内の圧力を略示すものである。
【００１８】
また、前記電子制御装置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、連続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。
【００１９】
図２は、上記血圧監視装置８における電子制御装置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２において、血圧測定手段７０は、カフ圧制御手段７２によってたとえばカフ１０の圧迫圧力が所定の目標圧力値ＰCM（たとえば、１８０mmHg程度の圧力値）まで急速昇圧させた後に３mmHg/sec程度の速度で徐速降圧させられる徐速降圧期間内において、順次採取される脈波信号ＳＭ1 が表す脈波の振幅の変化に基づきよく知られたオシロメトリック法を用いて最高血圧値ＢＰSYS および最低血圧値ＢＰDIA などを決定する。
【００２０】
対応関係決定手段７４は、血圧測定手段７０により測定された血圧値ＢＰの最高値および最低値とそのときに圧脈波検出装置３４により検出された圧脈波ＰA (t) の最高値および最低値に基づいて、数式１で表される圧脈波ＰA (t) と連続血圧値ＥＢＰ(t) との関係式の係数αおよびβを求めることにより、生体固有の対応関係を決定する。
【００２１】
【数１】
ＥＢＰ(t) ＝αＰA (t) ＋β
【００２２】
血圧値決定手段７６は、上記数式１の対応関係から逐次求められる実際の圧脈波ＰA (t) に基づいて、図３に示すように、連続血圧値ＥＢＰ(t) を決定する。この連続血圧値ＥＢＰ(t) の上ピークが最高血圧値ＥＢＰSYS 、下ピークが最低血圧値ＥＢＰDIA にそれぞれ対応するので、血圧値決定手段７６では、最高血圧値ＥＢＰSYS および最低血圧値ＥＢＰDIA も一拍毎に連続的に求められ、必要に応じてそれらが表示器３２にそれぞれ表示される。
【００２３】
また、上記血圧値決定手段７６は、上記連続血圧値すなわち血圧波形ＥＢＰ(t) から平均血圧ＥＢＰMEANを算出する。この平均血圧値ＥＢＰMEANは、血圧波形ＥＢＰ(t) の上ピーク値と下ピーク値との中間値ではなく、上記連続血圧値ＥＢＰ(t) の１周期内の平均値（∫ＥＢＰ(t) dt／１周期、或いはΣＥＢＰ(t) ／１周期内のサンプリング数）であり、好ましくはノイズの影響を緩和するために、たとえば１０拍程度の所定数の周期毎について逐次求められる平均血圧値の移動平均血圧値が採用される。
【００２４】
拡張期判定手段８０は、前記圧脈波ＰA (t) すなわち連続血圧値ＥＢＰ(t) を表す波形のうちの心臓拡張期に対応する期間の波形の時定数を求めるために、その波形から大動脈弁閉鎖後の心臓拡張期の開始時点を判定する。大動脈弁の閉鎖のタイミングは上記波形の上ピーク点（図３のｔ0 時点）から一定の範囲内に限定され、且つ拡張期の初期には最も急な下降を示すという経験則を利用して、上記拡張期判定手段８０は、上記波形の上ピーク点から大動脈弁閉鎖時点（図３のｔ1 時点）までの時間が最も長い若年者であっても拡張期開始後となるように設定された期間Ａたとえば上ピーク点から２５０ms程度の時間が経過した後の、最小傾斜点（絶対値では最大傾斜点）〔d(ＰA (t))  ／dt) 〕min すなわち図３のｔ2 時点が検出されることにより、上記波形の心臓拡張期に対応する期間が判定される。
【００２５】
上記拡張期判定手段８０において、最小傾斜点〔d(ＰA (t))  ／dt) 〕min は、好適には、以下に例示する平滑微分演算式により算出された微分値の最小値が用いられる。この平滑微分演算式では、たとえば、図４に示すように、上記波形の心臓拡張期内において所定時点ｔi 付近のサンプリングデータがｘi-3 、ｘi-2 、ｘi-1 、ｘi 、ｘi+1 、ｘi+2 、ｘi+3 であるとき、数式２から上記所定時点ｔi の微分値（波形の傾斜） subi が求められる。なお、数式２において、Ｔs はサンプリング周期である。
【００２６】
【数２】
subi ＝（ｘi+1+ｘi+2+ｘi+3-ｘi-3-ｘi-2-ｘi-1 ）／（12×Ｔs ）
【００２７】
拡張期波形時定数算出手段８２は、上記の拡張期判定手段８０により判定された圧脈波ＰA (t) のうちの心臓拡張期に対応する部分の波形の対数曲線から時定数τを、たとえば数式３を用いて算出する。数式３において、Ｐ2 およびＰ3 は、拡張期間内波形のうち積分を施す区間の両端の任意の２点の圧力値である。本実施例では、時定数τの演算精度を高めるために、Ｐ2 は拡張期開始点（波形の最小傾斜点）、Ｐ3 は拡張期終了点（波形の最小点）に設定されている。なお、数式３は、ＰA (t) ＝Ａ・ｅ-t/CR （但し、τ＝ＣＲ）なる近似式の両辺をＰ2 とＰ3 との間の区間内の時間０〜ｔd について積分することにより導かれたものである。なお、Ｃは血管のコンプライアンス、Ｒは血管の末梢抵抗を示している。
【００２８】
【数３】
τ＝∫ＰA (t) dt／（Ｐ2 −Ｐ3 ）
【００２９】
心拍出量算出手段８４は、上記拡張期波形時定数算出手段８２により拡張期波形から算出された時定数τと、前記血圧値決定手段７６により決定された血圧値とに基づいて、予め設定された数式４から心拍出量（相対値）Ｑrelativeを一拍毎に算出する。平均拍出量ＱAV、平均血圧ＰAV、および末梢血管抵抗Ｒとの関係は、オームの法則に類似した考え方が適用され得て、Ｒ＝ＰAV／ＱAVにより表され得る一方、時定数τは、前記のように血管のコンプライアンスＣと末梢血管抵抗Ｒとの積であるから、τ＝Ｃ・ＰAV／ＱAVにより表される。これの変形式ＱAV＝Ｃ・ＰAV／τを用いることにより、平均拍出量ＱAVすなわち心拍出量が算出され得ることになるが、上記血管のコンプライアンスＣを求めることが困難であるため、短時間内では生体の血管のコンプライアンスＣが一定であることを前提とすれば、そのコンプライアンスＣを例えば「１」に設定した数式４により相対値Ｑrelativeが求められるのである。
【００３０】
【数４】
Ｑrelative＝ＰAV／τ
【００３１】
表示制御手段８６は、上記心拍出量算出手段８４によって一拍毎に算出された心拍出量（相対値）Ｑrelativeを、たとえば図５に示すように、時間軸８８に沿って一拍毎に算出された値を相互に接続するトレンドグラフを表示器３２に表示させる。また、血圧値決定手段７６により決定された最高血圧値ＥＢＰSYS および最低血圧値ＥＢＰDIA を示す棒状マークを共通の時間軸８８に沿って連続的に表示し、血圧値と心拍出量Ｑrelativeとを対比可能とする。その棒状マーク上端および下端は最高血圧値ＥＢＰSYS および最低血圧値ＥＢＰDIA をそれぞれ示している。
【００３２】
図６および図７は、上記心拍出量推定装置８の電子制御装置２８における制御作動の要部を説明するフローチャートであり、所定の制御サイクルで繰り返し実行される。図６は血圧測定ルーチンを、図７は心拍出量算出ルーチンをそれぞれ示している。
【００３３】
図６において、ステップＳＡ１（以下、ステップを省略する。）において図示しないカウンタやレジスタをクリアする初期処理が実行された後、カフ圧制御手段７２に対応するＳＡ２では、切換弁１６が圧力供給状態に切り換えられ且つ空気ポンプ１８が駆動されることにより、血圧測定のためにカフ１０の急速昇圧が開始される。続くＳＡ３では、カフ圧ＰC が１８０mmHg程度に予め設定された目標圧迫圧ＰCM以上となったか否かが判断される。このＳＡ３の判断が否定された場合は、上記ＳＡ２以下が繰り返し実行されることによりカフ圧ＰC の上昇が継続される。
【００３４】
しかし、カフ圧ＰC の上昇により上記ＳＡ３の判断が肯定されると、前記血圧測定手段７０に対応するＳＡ４において、血圧測定アルゴリズムが実行される。すなわち、空気ポンプ１８を停止させ且つ切換弁１６を徐速排圧状態に切り換えてカフ１０内の圧力を予め定められた３mmHg/sec程度の緩やかな速度で下降させることにより、この徐速降圧過程で逐次得られる脈波信号ＳＭ1 が表す脈波の振幅の変化に基づいて、良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ＢＰSYS 、平均血圧値ＢＰMEAN、および最低血圧値ＢＰDIA が測定されるとともに、脈波間隔に基づいて脈拍数などが決定されるのである。そして、その測定された血圧値および脈拍数などが表示器３２に表示されるとともに、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。
【００３５】
次いで、ＳＡ５では、圧脈波検出装置３４により検出された一個分すなわち一周期分の圧脈波ＰA (t) が読み込まれた後、前記対応関係決定手段７４に対応するＳＡ６では、その圧脈波ＰA (t) のピーク値すなわち最高値および最低値とＳＡ４において測定された最高血圧値ＢＰSYS および最低血圧値ＢＰDIA とに基づいて、それらの関係ＥＢＰ(t) ＝αＰA (t) ＋βが決定される。
【００３６】
ＳＡ７では、圧脈波検出装置３４により検出された一個分の圧脈波ＰA (t) が新たに読み込ま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ＳＡ７の実行が繰り返されるが、肯定された場合は、前記血圧値決定手段７６に対応するＳＡ８およびＳＡ９において、上記関係ＥＢＰ(t) ＝αＰA (t) ＋βから実際の圧脈波ＰA (t) に基づいて連続血圧値すなわち血圧波形ＥＢＰ(t) 、最高血圧値ＥＢＰSYS 、最低血圧値ＥＢＰDIA などが決定されるとともに、血圧波形ＥＢＰ(t) の１周期内の平均血圧値ＥＢＰMEANが決定される。
【００３７】
そして、ＳＡ１０では、ＳＡ４においてカフ１０による血圧測定が行われてからの経過時間が予め設定された１５乃至２０分程度の設定周期すなわちキャリブレーション周期を経過したか否かが判断される。このＳＡ９の判断が否定された場合には、前記ＳＡ７以下の連続血圧測定ルーチンが繰り返し実行され、連続血圧値すなわち血圧波形ＥＢＰ(t) が１拍毎に連続的に決定されるが、このＳＡ１０の判断が肯定された場合には、前記対応関係を再決定するために前記ＳＡ２以下が実行されることにより、前記の関係ＥＢＰ(t) ＝αＰA (t) ＋βが更新される。
【００３８】
図７の心拍出量算出ルーチンにおいて、ＳＢ１において１つの圧脈波ＰA (t) が読み込まれた後、前記拡張期判定手段８０に対応するＳＢ２において、圧脈波ＰA (t) の上ピーク点から設定期間Ａが経過後の最小傾斜（絶対値では最大傾斜）〔d(ＰA (t))  ／dt) 〕min を示す点すなわち図３のｔ2 時点が検出されることにより、上記波形の心臓拡張期の開始時点が判定される。図３の２点鎖線は最小傾斜〔d(ＰA (t))  ／dt) 〕min を示している。
【００３９】
次いで、前記拡張期波形時定数算出手段８２に対応するＳＢ３では、上記ＳＢ２で判定された圧脈波ＰA (t) の拡張期内の所定の区間、本実施例では最小傾斜点（図３のｔ2 時点）から最低点（図３のｔ3 時点）までの区間（時間０〜ｔd ）内において、その区間内の対数曲線の時定数τを、数式３からｔ2 時点の圧力値Ｐ2 およびｔ3 時点の圧力値Ｐ3 に基づいて算出する。
【００４０】
次いで、ＳＢ４では、血圧値決定手段７６により決定された平均血圧ＥＢＰMEANが読み込まれる。続いて、前記心拍出量算出手段８４に対応するＳＢ５では、上記ＳＢ３において圧脈波ＰA (t) の拡張期波形から算出された時定数τと、前記血圧値決定手段７６により決定された平均血圧ＥＢＰMEANとに基づいて、予め設定された数式４から心拍出量（相対値）Ｑrelative（＝ＰAV／τ）を一拍毎に算出する。
【００４１】
そして、表示制御手段８６に対応するＳＢ６では、上記ＳＢ５によって一拍毎に算出された心拍出量（相対値）Ｑrelativeを、たとえば図５に示すように、時間軸８８に沿って一拍毎に算出された値を相互に接続するトレンドグラフが表示器３２に表示される。また、血圧値決定手段７６により決定された最高血圧値ＥＢＰSYS および最低血圧値ＥＢＰDIA を示す棒状マークが共通の時間軸８８にそって連続的に表示され、血圧値と心拍出量Ｑrelativeとが対比可能とされる。
【００４２】
上述のように本実施例によれば、心拍出量算出手段８４（ＳＢ５）により、数式４（Ｑrelative＝ＰAV／τ）から、拡張期波形時定数算出手段８２（ＳＢ３）により算出された時定数τと、血圧値決定手段７６（ＳＡ９）により決定された平均血圧値ＥＢＰMEANとに基づいて、心拍出量Ｑrelativeが算出される。したがって、本実施例の心拍出量推定装置８によれば、非侵襲で心拍出量Ｑrelativeが連続的に推定され、生体の循環状態の監視の信頼性が高められる。
【００４３】
また、本実施例の血圧値決定手段７６（ＳＡ９）は、生体の平均血圧値ＥＢＰMEANを一拍毎に決定するものであり、心拍出量算出手段８４（ＳＢ５）は、その平均血圧値ＥＢＰMEANと前記時定数τの逆数との乗算値に基づいて心拍出量Ｑrelativeを一拍毎に算出するものであるので、心拍出量Ｑrelativeが連続的に推定される。
【００４４】
また、本実施例の圧脈波検出装置３４は、生体の皮膚直下に位置する撓骨動脈５６を押圧する平坦な押圧面５４に多数の圧力検出素子を有する圧脈波センサ４６と、その圧脈波センサ４６の平坦な押圧面５４により上記皮膚直下の撓骨動脈５６の管壁の一部が平坦となるまでその圧脈波センサ４６を押圧する押圧装置（３６、４４）とを備えて、非観血にてその撓骨動脈５６内の圧脈波ＰA (t) を検出するものであるので、撓骨動脈５６の管壁の張力の影響が抑制されてその動脈内の圧力に対応した圧脈波ＰA (t) の形状が得られる利点がある。
【００４５】
また、本実施例の拡張期判定手段８０（ＳＢ２）は、圧脈波検出装置３４により検出された圧脈波ＰA (t) の大動脈弁閉鎖時期以後の拡張期波形における最小傾斜点すなわち〔d(ＰA (t))  ／dt) 〕min である図３のｔ2 時点を検出し、その圧脈波ＰA (t) の波形のうちその最小傾斜点以後を拡張期と判定するものであるので、拡張期の開始時点が可及的早期に判定され、時定数τの演算精度が高められる利点がある。また、上記拡張期判定手段８０（ＳＢ２）は、平滑微分演算式を用いて上記拡張期波形における微分点を逐次算出し、その微分値の最小点を最小傾斜点として決定するので、ノイズによる影響が抑制され、判定精度が高められる。
【００４６】
以上、本発明の一実施例を図面に基づいて詳細に説明したが、本発明はその他の態様においても適用される。
【００４７】
たとえば、前述の実施例の心拍出量算出手段８４は、平均血圧値ＥＢＰMEANと前記時定数τの逆数との乗算値に基づいて心拍出量Ｑrelativeを一拍毎に算出するものであったが、連続血圧値ＥＢＰ(t) の瞬時値と時定数τの逆数との乗算値を波形の一周期の区間内において積分することにより心拍出量Ｑrelative〔＝∫（１／τ) ＥＢＰ(t) dt〕を算出するものであってもよい。要するに、拡張期波形時定数算出手段８２により算出された時定数τと血圧値決定手段７６により決定された血圧値とに基づいて心拍出量Ｑrelativeを算出するものであればよいのである。
【００４８】
また、前述の実施例では、心拍出量Ｑrelativeを一拍毎にリアルタイムで算出されていたが、数拍或いは十数拍毎に算出されてもよい。
【００４９】
また、前述の拡張期波形時定数算出手段８２では、圧脈波ＰA (t) の大動脈弁閉鎖時期以後の拡張期波形において時定数τが算出されていたが、連続血圧値ＥＢＰ(t) の大動脈弁閉鎖時期以後の拡張期波形において時定数τが算出されても差し支えない。
【００５０】
また、前述の実施例では、血圧値決定手段７６により平均血圧値ＥＢＰMEANが一拍毎に決定されていたが、一拍よりも長い予め設定された周期毎に決定されても差し支えない。また、上記平均血圧値ＥＢＰ(t) MEANは、血圧値決定手段７６において連続血圧値ＥＢＰ(t) から算出されても差し支えない。さらに、上記平均血圧値ＥＢＰMEANに変えて、オシロメトリック法により血圧測定が行われる過程で、最大脈波振幅発生時のカフ圧から決定された平均血圧値が所定期間用いられてもよい。
【００５１】
また、前述の実施例において、大動脈の下流の所定部位の動脈の圧脈波として撓骨動脈５６内の圧脈波ＰA (t) が用いられていたが、足背動脈の圧脈波などの他の部位の圧脈波が用いられてもよい。但し、圧脈波センサ４６の平坦な押圧面５４により押圧されたとき、管壁の一部が平坦となるまで押圧されることが望ましいが、その管壁の一部が平坦となるまで押圧しようとする場合には、たとえば頸動脈では硬いバックアップがないため不可能であり、動脈が逃げないように、骨などによってバックアップされることが望まれる。この点において、撓骨動脈５６あるいは足背動脈が望ましいのである。
【００５２】
また、前述の実施例では、血圧測定手段７０、対応関係決定手段７４、血圧値決定手段７６が設けられていたが、圧脈波検出装置３４から出力される圧脈波Ｐ2 (t) の絶対値の信頼性が高く、カフ１０を用いて測定した血圧値に基づくキャリブレーションが不要である場合には、それら血圧測定手段７０、対応関係決定手段７４、血圧決定手段７６が設けられていなくても差し支えない。
【００５３】
なお、本発明はその主旨を逸脱しない範囲においてその他種々の変更が加えられ得るものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施例である心拍出量推定装置の回路構成を説明するブロック線図である。
【図２】図１の実施例における電子制御装置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１の実施例の圧脈波検出装置によって検出された圧脈波の一例を示す図である。
【図４】図２の拡張期判定手段において、圧脈波の傾斜を求めるために用いられる平滑微分演算を説明する図である。
【図５】図２の表示制御手段により表示される心拍出量のトレンド表示を示す図である。
【図６】図１の実施例における電子制御装置２８の制御作動の要部を説明するフローチャートであって、血圧測定ルーチンを示す図である。
【図７】図１の実施例における電子制御装置２８の制御作動の要部を説明するフローチャートであって、心拍出量算出ルーチンを示す図である。
【符号の説明】
３４：圧脈波検出装置
４６：圧脈波センサ
５４：押圧面
７６：血圧値決定手段
８０：拡張期判定手段
８２：拡張期波形時定数算出手段
８４：心拍出量算出手段
８６：表示制御手段
【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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【図７】
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