(57)【要約】【課題】ＩＡＢＰの駆動タイミングを適切に算出可能なタイミング検出装置等を提供する。【解決手段】  血圧変動に対応する第１データ（７１）を取得する第１データ取得部（７４）と、所定の区間における血圧変動に対応する第２データ（８１）を記憶する第２データ記憶部（８４）と、前記第１データと前記第２データとの類似性を判断する判断部（８６）と、前記判断部の判断結果に基づき、心臓の拍動周期における所定のタイミングを算出するタイミング算出部（９２）と、を有する血圧変動のタイミング検出装置。【選択図】図６
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
血圧変動に対応する第１データを取得する第１データ取得部と、
所定の区間における血圧変動に対応する第２データを記憶する第２データ記憶部と、
前記第１データと前記第２データとの類似性を判断する判断部と、
前記判断部の判断結果に基づき、心臓の拍動周期における所定のタイミングを算出するタイミング算出部と、を有する血圧変動のタイミング検出装置。
【請求項２】
心収縮期における所定のポイントを、前記第１データから、第１開始点として検出する開始点検出部を有し、
前記判断部は、前記第１開始点以降の前記第１データと、前記第２データにおける前記所定のポイントである第２開始点以降の前記第２データとを比較することにより、前記第１データと前記第２データの類似性を判断するパターン認識部を有することを特徴とする請求項１に記載のタイミング検出装置。
【請求項３】
前記第２データ記憶部は、複数の前記第２データを記憶しており、
前記判断部は、前記第２データ記憶部に記憶された前記第２データから、前記第１データに最も類似するものを抽出する第２データ抽出部を有することを特徴とする請求項１又は請求項２に記載のタイミング検出装置。
【請求項４】
前記第２データは、ダイクロティックノッチを含むことを特徴とする請求項１から請求項３までのいずれかに記載のタイミング検出装置。
【請求項５】
前記第２データ記憶部は、前記第１データ取得部によって取得された前記第１データの一部を、前記第２データとして記憶することを特徴とする請求項１から請求項４までのいずれかに記載のタイミング検出装置。
【請求項６】
前記第１データ取得部によって取得された前記第１データから、前記第２データとして前記第２データ記憶部に記憶させる部分を抽出する記憶データ抽出部と、前記第２データ記憶部に記憶された前記第２データから、消去すべきものを抽出して消去する記憶データ消去部と、を有するデータ管理部を有する請求項５に記載のタイミング検出装置。
【請求項７】
前記タイミング算出部によって算出される前記所定のタイミングは、前記第１データ取得部によって前記第１データが取得されている時間より後に起こる将来のタイミングであることを特徴とする請求項１から請求項６までのいずれかに記載のタイミング検出装置。
【請求項８】
コンピュータに、
血圧変動に対応する第１データを取得する手順と、
所定の区間における血圧変動に対応する第２データを記憶する手順と、
前記第１データと前記第２データとの類似性を判断する手順と、
前記類似性の判断結果に基づき、心臓の拍動周期における所定のタイミングを算出する手順と、を実行させる血圧変動のタイミング検出プログラム。
【請求項９】
心電図信号に基づき、被駆動機器の駆動タイミングに関する心電図信号タイミング情報を算出する心電図信号タイミング算出部と、
血圧変動に対応する第１データを取得する第１データ取得部と、所定の区間における血圧変動に対応する第２データを記憶する第２データ記憶部と、前記第１データと前記第２データとの類似性を判断する判断部と、を有し、前記第１データ、前記第２データ及び前記判断部の判断結果を用いて、前記被駆動機器の前記駆動タイミングに関する血圧タイミング情報を算出する血圧タイミング算出部と、
駆動流体の流動によって前記被駆動機器が膨張および収縮を繰り返すように、前記被駆動機器に連通する配管系に、陽圧と陰圧とを交互に印加する圧力発生手段と、
前記心電図タイミング情報及び前記血圧タイミング情報の少なくとも一方に基づき、前記圧力発生手段を制御する制御手段と、を有するＩＡＢＰ駆動装置。
【請求項１０】
前記心電図信号タイミング算出部は、前記心電図信号に対応する第３データを取得する第３データ取得部と、前記第３データに対して第２変分法を適用した第４データを算出する第４データ算出部と、前記第４データから前記心電図信号におけるＲ波のタイミングを検出するＲ波検出部と、を有することを特徴とする請求項９に記載のＩＡＢＰ駆動装置。
【請求項１１】
前記血圧タイミング算出部は、心収縮期における所定のポイントを、前記第１データから、第１開始点として検出する開始点検出部を有し、
前記判断部は、前記第１開始点以降の前記第１データと、前記第２データにおける前記所定のポイントである第２開始点以降の前記第２データとを比較することにより、前記第１データと前記第２データの前記類似性を判断するパターン認識部を有することを特徴とする請求項９又は請求項１０に記載のＩＡＢＰ駆動装置。
【請求項１２】
前記第２データ記憶部に記憶される前記第２データは、ダイクロティックノッチを含み、
前記血圧タイミング算出部は、前記判断部が前記第１データに類似すると判断した前記第２データに含まれる前記ダイクロティックノッチの位置を参照して、前記心電図信号タイミング情報を算出することを特徴とする請求項９から請求項１１までのいずれかに記載のＩＡＢＰ駆動装置。
【請求項１３】
前記制御手段に、前記心電図信号タイミング情報及び前記血圧タイミング情報の両方が入力されることを特徴とする請求項９から請求項１２までのいずれかに記載のＩＡＢＰ駆動装置。
【請求項１４】
前記制御手段は、前記心電図信号タイミング情報及び前記血圧タイミング情報の両方が正常に入力された場合、前記血圧タイミング情報に基づき、前記圧力発生手段を制御することを特徴とする請求項１３に記載のＩＡＢＰ駆動装置。
【請求項１５】
前記第２データ記憶部は、前記第１データ取得部によって取得された前記第１データの一部を、前記第２データとして記憶することを特徴とする請求項９から請求項１４までのいずれかに記載のＩＡＢＰ駆動装置。
【請求項１６】
前記第１データ取得部によって取得された前記第１データから、前記第２データとして前記第２データ記憶部に記憶させる部分を抽出する記憶データ抽出部と、前記第２データ記憶部に記憶された前記第２データから、消去すべきものを抽出して消去する記憶データ消去部と、を有するデータ管理部を有する請求項１５に記載のＩＡＢＰ駆動装置。
【請求項１７】
前記制御手段は、心拡張開始時に合わせて前記被駆動機器を膨張させる通常駆動と、前記通常駆動より遅れたタイミングで前記被駆動機器を膨張させる検出駆動とを実施させるように、前記圧力発生手段を制御することを特徴とする請求項９から請求項１６までのいずれかに記載のＩＡＢＰ駆動装置。
【請求項１８】
前記血圧タイミング算出部は、前記制御手段が前記圧力発生手段の制御に用いた前記血圧タイミング情報及び前記第１データから、前記制御手段による前記圧力発生手段の前記駆動タイミングと、前記圧力発生手段の駆動に伴い前記被駆動機器が血圧変動を発生させるタイミングとの遅延時間を算出する遅延時間算出部を有することを特徴とする請求項９から請求項１７までのいずれかに記載のＩＡＢＰ駆動装置。
【請求項１９】
コンピュータに、
心電図信号に基づき、被駆動機器の駆動タイミングに関する心電図タイミング情報を算出する手順と、
血圧変動に対応する第１データを取得する手順と、
所定の区間における血圧変動に対応する第２データを記憶する手順と、
前記第１データと前記第２データとの類似性を判断する手順と、
前記第１データ、前記第２データ及び前記類似性の判断結果に基づき、前記被駆動機器の前記駆動タイミングに関する血圧タイミング情報を算出する手順と、
前記心電図信号タイミング情報及び前記血圧タイミング情報の少なくとも一方に基づき、前記被駆動機器に連通する配管系に陽圧及び陰圧を印加するタイミングを決定する手順と、を実行させるＩＡＢＰ駆動プログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、医療等に用いられるタイミング検出装置、タイミング検出プログラム、ＩＡＢＰ駆動装置及びＩＡＢＰ駆動プログラムに関し、より詳細には、被駆動機器の駆動タイミングを自動的に設定及び調整可能なＩＡＢＰ駆動装置等に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＩＡＢＰ（大動脈バルーンポンピング）は、心臓の機能が低下している患者等に対して、胸部大動脈内に被駆動機器であるバルーンを挿入し、バルーンを心臓の拍動に合わせて膨張・収縮させることにより、心臓の循環機能をサポートするものである。ＩＡＢＰにおいて適切な効果を得るためには、バルーンの膨張／収縮タイミングを心臓の拍動に合わせる必要がある。ＩＡＢＰの代表的な駆動例としては、心拡張期開始時に合わせてバルーンを膨張（インフレート）させ、心収縮期直前にバルーンを収縮（デフレート）させるものが挙げられる。【０００３】
ＩＡＢＰの駆動タイミングを設定する方法としては、いわゆるマニュアルモードと呼ばれるものが挙げられ、これは、心電図信号等から得られるトリガに対するバルーンの膨張／収縮タイミングを、熟練者が設定することにより実現される。しかし、マニュアルモードでは、ＩＡＢＰの効果が、設定者の技量に依存することや、心拍の変動等に駆動タイミングを即応させることが難しいという問題点を有する。【０００４】
これに対して、ＩＡＢＰの駆動タイミングを設定する他の方法としては、いわゆるオートタイミングと呼ばれるものが挙げられ、これは、駆動装置に内蔵されたコンピュータが、心電図信号や血圧変動データ等から、バルーンの膨張／収縮タイミングを自動的に算出するものである。例えば、ＩＡＢＰ（大動脈バルーンポンピング）では、大動脈弁の閉鎖タイミングに対応するダイクロティックノッチに代表されるように、バルーンの膨張・収縮のタイミングを適切に行うための情報を、血圧変動に関するデータから得ることができる。また、オートタイミングに関連し、バルーンの収縮タイミングを、心電図信号、血圧変動データ及びバルーンの収縮に要する時間等を考慮して変更する駆動装置が提案されている（特許文献１等参照）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特表２００９−５２２０４６号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
しかし、オートタイミングを実現した従来技術のＩＡＢＰ駆動装置は、ＩＡＢＰの駆動タイミングを十分に最適化できないという問題を有している。ＩＡＢＰの駆動タイミングを十分に最適化できない理由として、本発明の発明者らは、従来技術は血圧変動データが本来有している有用な情報を十分に活用できていない、ということが挙げられるという知見を得た。また、ＩＡＢＰの駆動タイミングを十分に最適化できない他の理由として、本発明の発明者らは、従来技術は駆動タイミング決定の前提となるトリガの検出不良が多い、ということが挙げられるという知見を得た。【０００７】
本発明は、このような実状に鑑みてなされ、その目的は、精度良く所定のタイミングを検出できるタイミング検出装置及びタイミング検出プログラム並びにＩＡＢＰの駆動タイミングを適切に算出・設定可能なＩＡＢＰ駆動装置及びＩＡＢＰ駆動プログラムを提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
上記目的を達成するために、本発明に係る血圧変動のタイミング検出装置は、
血圧変動に対応する第１データを取得する第１データ取得部と、
所定の区間における血圧変動に対応する第２データを記憶する第２データ記憶部と、
前記第１データと前記第２データとの類似性を判断する判断部と、
前記判断部の判断結果に基づき、心臓の拍動周期における所定のタイミングを算出するタイミング算出部と、を有する。【０００９】
本発明に係るタイミング検出装置は、血圧変動に対応する第１データと、第２データ記憶部に記憶された第２データとの類似性を判断する判断部を有し、タイミング算出部（ＢＰ膨張／収縮タイミング算出部）は、判断部の判断結果に基づいてタイミングを検出する。本発明に係るタイミング検出装置は、パターン認識と呼ばれるような類似性に関する判断手法を用いることにより、目的とするタイミングに伴う血圧変動そのものだけでなく、過去の血圧変動に関する第２データの情報を考慮してタイミングを算出することが可能であり、精度良くタイミングを検出することが可能である。【００１０】
また、例えば、心収縮期における所定のポイントを、前記第１データから、第１開始点として検出する開始点検出部を有しても良く、
前記判断部は、前記第１開始点以降の前記第１データと、前記第２データにおける前記所定のポイントである第２開始点以降の前記第２データとを比較することにより、前記第１データと前記第２データの類似性を判断するパターン認識部を有しても良い。【００１１】
心収縮期における血圧変動の特徴は、心収縮期から心拡張期へ切り換わるタイミングや、心収縮期と心拡張期を合わせた拍動周期の長さなどと密接な関連性が認められるため、心収縮期における所定のポイントを開始点として、第１データと第２データの類似性を判断することにより、心収縮期から心拡張期へ切り換わるタイミングや拍動周期の長さ等を、正確に検出することができる。【００１２】
また、例えば、前記第２データ記憶部は、複数の前記第２データを記憶していても良く、前記判断部は、前記第２データ記憶部に記憶された前記第２データから、前記第１データに最も類似するものを抽出する第２データ抽出部を有しても良い。【００１３】
複数の第２データから、第１データに最も類似するものを抽出することにより、第１データの情報を、第２データの情報によってより適切に補うことができ、タイミングの検出精度が向上する。【００１４】
また、例えば、前記第２データは、ダイクロティックノッチを含んでいても良い。【００１５】
ダイクロティックノッチは、大動脈弁の閉鎖に伴う血圧変動によって発生するピークであり、心臓の拍動周期における重要なタイミング情報である。第２データがダイクロティックノッチを含むことにより、第１データがダイクロティックノッチを有しない場合にも、ダイクロティックノッチに関する情報を、第１データに対して補うことができる。特に、タイミング検出装置で算出されたタイミングを用いてＩＡＢＰを実施する場合には、ダイクロティックノッチのタイミングを取得する重要度が高い。【００１６】
また、例えば、前記第２データ記憶部は、前記第１データ取得部によって取得された前記第１データの一部を、前記第２データとして記憶しても良い。【００１７】
第１データの一部を第２データとして記憶することにより、類似性を判断する際に、同一の測定対象から同一の装置を介して得たデータを参照できることになるため、タイミングの検出精度を高めることができる。【００１８】
また、例えば、本発明に係るタイミング検出装置は、前記第１データ取得部によって取得された前記第１データから、前記第２データとして前記第２データ記憶部に記憶させる部分を抽出する記憶データ抽出部と、前記第２データ記憶部に記憶された前記第２データから、消去すべきものを抽出して消去する記憶データ消去部と、を有するデータ管理部を有しても良い。【００１９】
データ管理部によって第２データを追加及び削除することにより、本発明に係るタイミング検出装置は、第２データ記憶部に記憶される第２データを適切に更新し、第２データ記憶部をタイミング算出に対して最適な状態に維持・管理することができる。【００２０】
また、例えば、前記タイミング算出部によって算出される前記所定のタイミングは、前記第１データ取得部によって前記第１データが取得されている時間より後に起こる将来のタイミングであっても良い。【００２１】
本発明に係るタイミング検出装置によれば、現在の血圧変動に対応する第１データを、第２データ記憶部に保存された第２データに含まれる情報によって補充することにより、将来のタイミングを適切に推定することが可能である。例えば、タイミング検出装置で算出されたタイミングを用いてＩＡＢＰを実施する場合には、ダイクロティックノッチのタイミングを推定することにより、被駆動機器であるバルーンを適切なタイミングで膨張させることができる。【００２２】
また、本発明に係るＩＡＢＰ駆動装置は、上記いずれかに記載のタイミング検出装置から、前記所定のタイミングに関する情報を取得する受信部と、
駆動流体の流動によって被駆動機器が膨張および収縮を繰り返すように、当該被駆動機器に連通する配管系に、陽圧と陰圧とを交互に印加する圧力発生手段と、
前記所定のタイミングに基づき、前記圧力発生手段を制御する制御手段と、を有する。【００２３】
上記のタイミング検出装置からの情報を用いて被駆動機器を駆動することにより、本発明に係るＩＡＢＰ駆動装置は、ダイアストリック・オーグメンテーション効果やシストリック・アンローディング効果のようなＩＡＢＰの効果を、ＩＡＢＰの実施対象である患者等に対して、適切に与えることができる。【００２４】
また、例えば、前記制御手段は、前記所定のタイミングで前記被駆動機器を膨張させる通常駆動と、前記所定のタイミングより遅れた第２のタイミングで前記被駆動機器を膨張させる検出駆動とを実施させるように、前記圧力発生手段を制御しても良い。【００２５】
上述したように、ＩＡＢＰでは、ダイクロティックノッチのタイミングに関する情報を取得することが重要であるが、ＩＡＢＰ駆動装置が通常駆動を行うと、ダイクロティックノッチがバルーンの膨張に伴う血圧変動に近づきすぎ、又は重複するため、ダイクロティックノッチを含む第１データを取得し、これを第２データとして記憶させることが難しくなる。そこで、所定の頻度で、意図的に遅れた第２のタイミングで前記被駆動機器を膨張させることにより、ダイクロティックノッチとバルーンの膨張に伴う血圧変動を分離し、第２データ記憶部がダイクロティックノッチを含む第２データを更新できる機会を増加させることができる。【００２６】
また、本発明に係る血圧変動のタイミング検出プログラムは、コンピュータに、
血圧変動に対応する第１データを取得する手順と、
所定の区間における血圧変動に対応する第２データを記憶する手順と、
前記第１データと前記第２データとの類似性を判断する手順と、
前記類似性の判断結果に基づき、心臓の拍動周期における所定のタイミングを算出する手順と、を実行させる。【００２７】
本発明に係る血圧変動のタイミング検出プログラムによれば、上述したように、心臓の拍動周期における所定のタイミングを、精度良く検出することが可能である。【００２８】
本発明の第１の観点に係るＩＡＢＰ駆動装置は、
心電図信号に基づき、被駆動機器の駆動タイミングに関する心電図信号タイミング情報を算出する心電図信号タイミング算出部と、
血圧変動に対応する第１データを取得する第１データ取得部と、所定の区間における血圧変動に対応する第２データを記憶する第２データ記憶部と、前記第１データと前記第２データとの類似性を判断する判断部と、を有し、前記第１データ、前記第２データ及び前記判断部の判断結果を用いて、前記被駆動機器の前記駆動タイミングに関する血圧タイミング情報を算出する血圧タイミング算出部と、
駆動流体の流動によって前記被駆動機器が膨張および収縮を繰り返すように、前記被駆動機器に連通する配管系に、陽圧と陰圧とを交互に印加する圧力発生手段と、
前記心電図タイミング情報及び前記血圧タイミング情報の少なくとも一方に基づき、前記圧力発生手段を制御する制御手段と、を有する。【００２９】
本発明の第１の観点に係るＩＡＢＰ駆動装置は、心電図信号に基づき算出された心電図信号タイミング情報と、血圧変動データに基づき算出された血圧タイミング情報の両方を取得しており、しかも、血圧タイミング情報は、パターン認識と呼ばれるような類似性に関する判断手法を用いて精度良く検出される。したがって、本発明に係るＩＡＢＰ駆動装置は、トリガの検出不良を抑制し、駆動タイミングが適正状態からずれる現象を抑制することができる。【００３０】
また、ＩＡＢＰ駆動装置に含まれる血圧タイミング算出部は、第１データと第２データの類似性を判断することにより、現在進行している心周期に関する血圧変動データ（第１データ）だけでなく、過去の血圧変動に関する第２データが有する情報を参照してタイミングを算出することが可能である。したがって、このようなＩＡＢＰ駆動装置は、現在の血圧変動データだけでなく、過去に蓄積された血圧変動データが有する情報を利用することにより、精度良く血圧タイミング情報を算出することができる。【００３１】
また、例えば、前記心電図信号タイミング算出部は、前記心電図信号に対応する第３データを取得する第３データ取得部と、前記第３データに対して第２変分法を適用した第４データを算出する第４データ算出部と、前記第４データから前記心電図信号におけるＲ波のタイミングを検出するＲ波検出部と、を有しても良い。【００３２】
このような心電図信号タイミング算出部は、第３データに対して第２変分法を適用することにより、心電図信号（波形）の緩急（第１データの値の単位時間あたりの変化が急激であるか緩やかであるか）を強調し、心電図信号（波形）において最も急峻なピークであるＲ波を、精度良く検出することができる。したがって、このような心電図信号タイミング算出部で算出された心電図タイミング情報を利用可能なＩＡＢＰ駆動装置は、トリガの検出不良を抑制し、駆動タイミングを高度に最適化することができる。【００３３】
また、例えば、前記血圧タイミング算出部は、心収縮期における所定のポイントを、前記第１データから、第１開始点として検出する開始点検出部を有しても良く、前記判断部は、前記第１開始点以降の前記第１データと、前記第２データにおける前記所定のポイントである第２開始点以降の前記第２データとを比較することにより、前記第１データと前記第２データの前記類似性を判断するパターン認識部を有しても良い。【００３４】
心収縮期における血圧変動の特徴は、心収縮期から心拡張期へ切り換わるタイミングや、心収縮期と心拡張期を合わせた拍動周期の長さなどと密接な関連性が認められるため、心収縮期における所定のポイントを開始点として、第１データと第２データの類似性を判断することにより、心収縮期から心拡張期へ切り換わるタイミングや拍動周期の長さ等を、正確に検出することができる。【００３５】
また、例えば、前記第２データ記憶部に記憶される前記第２データは、ダイクロティックノッチを含んでも良く、前記血圧タイミング算出部は、前記判断部が前記第１データに類似すると判断した前記第２データに含まれる前記ダイクロティックノッチの位置を参照して、前記心電図信号タイミング情報を算出しても良い。【００３６】
ダイクロティックノッチは、大動脈弁の閉鎖に伴う血圧変動によって発生するピークであり、被駆動機器であるバルーンの膨張タイミングを決定する上で極めて有用な情報であるが、ＩＡＢＰの実施中はバルーンの膨張に伴う血圧変動の影響により検出が難しい。しかし、上述の血圧タイミング算出部は、過去の血圧変動データである第２データに含まれるダイクロティックノッチの位置を参照することにより、ＩＡＢＰの実施中であっても、正確にダイクロティックノッチのタイミングを推定することができる。また、血圧タイミング算出部は、特に心収縮期における第１データと第２データを比較し、第１データと類似する第２データに含まれるダイクロティックノッチの位置を参照することにより、次に発生するダイクロティックノッチのタイミングを、精度良く予測することが可能である。【００３７】
また、例えば、前記制御手段には、前記心電図信号タイミング情報及び前記血圧タイミング情報の両方が入力されても良い。【００３８】
心電図信号タイミング算出部と血圧タイミング算出部が、それぞれ陽圧・陰圧を印加するタイミングを算出し、これを心電図信号タイミング情報及び血圧タイミング情報として制御手段に送信することにより、制御手段は、両者を任意に選択して陽圧・陰圧の印加タイミングを決定することができる。したがって、このようなＩＡＢＰ駆動装置は、陽圧・陰圧の印加タイミングを取得できない状態を回避し、被駆動機器を好適に駆動することができる。【００３９】
また、例えば、前記制御手段は、前記心電図信号タイミング情報及び前記血圧タイミング情報の両方が正常に入力された場合、前記血圧タイミング情報に基づき、前記圧力発生手段を制御しても良い。【００４０】
心電図信号タイミング情報及び前記血圧タイミング情報の両方が正常に入力された場合、制御手段はいずれの情報を用いて圧力発生手段を制御しても良いが、上述したように、血圧タイミング情報は、現在進行している心周期に関する血圧変動データ（第１データ）だけでなく、過去における所定区間の連続的な血圧変動データ（第２データ）が有する情報を参照してタイミングを算出しているために、これを優先して使用することにより、制御をより好適に最適化することができる。【００４１】
また、例えば、前記第２データ記憶部は、前記第１データ取得部によって取得された前記第１データの一部を、前記第２データとして記憶しても良い。【００４２】
第１データの一部を第２データとして記憶することにより、類似性を判断する際に、同一の測定対象から同一の装置を介して得たデータを参照できることになるため、これを用いて算出される血圧タイミング情報の精度を高めることができる。【００４３】
また、例えば、前記第１データ取得部によって取得された前記第１データから、前記第２データとして前記第２データ記憶部に記憶させる部分を抽出する記憶データ抽出部と、前記第２データ記憶部に記憶された前記第２データから、消去すべきものを抽出して消去する記憶データ消去部と、を有するデータ管理部を有しても良い。【００４４】
データ管理部によって第２データを追加及び削除することにより、本発明に係るＩＡＢＰ駆動装置は、第２データ記憶部に記憶される第２データを適切に更新し、第２データ記憶部をタイミング算出に対して最適な状態に維持・管理することができる。【００４５】
また、例えば、前記制御手段は、心拡張開始時に合わせて前記被駆動機器を膨張させる通常駆動と、前記通常駆動より遅れたタイミングで前記被駆動機器を膨張させる検出駆動とを実施させるように、前記圧力発生手段を制御しても良い。【００４６】
ＩＡＢＰでは、ダイクロティックノッチのタイミングに関する情報を取得することが重要であるが、ＩＡＢＰ駆動装置が通常駆動を行うと、ダイクロティックノッチがバルーンの膨張に伴う血圧変動に近づきすぎ、又は重複するため、ダイクロティックノッチを含む第１データを取得し、これを第２データとして記憶させることが難しくなる。そこで、所定の頻度で、意図的に遅れた第２のタイミングで前記被駆動機器を膨張させることにより、ダイクロティックノッチとバルーンの膨張に伴う血圧変動を分離し、第２データ記憶部がダイクロティックノッチを含む第２データを更新できる機会を増加させることができる。【００４７】
また、例えば、前記血圧タイミング算出部は、前記制御手段が前記圧力発生手段の制御に用いた前記血圧タイミング情報及び前記第１データから、前記制御手段による前記圧力発生手段の前記駆動タイミングと、前記圧力発生手段の駆動に伴い前記被駆動機器が血圧変動を発生させるタイミングとの遅延時間を算出する遅延時間算出部を有しても良い。【００４８】
圧力発生手段の駆動タイミングと、実際に血圧変動が発生するタイミングとの間には、所定の遅延時間が生じるが、この遅延時間は、駆動流体の状態等に応じて変化する場合がある。したがって、このような遅延時間を算出する遅延時間算出部を有するＩＡＢＰ駆動装置は、ＩＡＢＰ駆動中において遅延時間をモニタリングしながら、遅延時間の変化に応じた適切な駆動タイミングを算出し、高度に最適化されたオートタイミングを実施することができる。【００４９】
また、本発明の第２の観点に係るＩＡＢＰ駆動装置は、
心電図信号に対応する第３データを取得する第３データ取得部と、前記第３データに対して第２変分法を適用した第４データを算出する第４データ算出部と、前記第４データから前記心電図信号におけるＲ波のタイミングを検出するＲ波検出部と、を有し、前記Ｒ波検出部で検出されたタイミングに基づき被駆動機器の駆動タイミングに関する心電図信号タイミング情報を算出する心電図信号タイミング算出部と、
血圧変動データに基づき、前記被駆動機器の前記駆動タイミングに関する血圧タイミング情報を算出する血圧タイミング算出部と、
駆動流体の流動によって前記被駆動機器が膨張および収縮を繰り返すように、前記被駆動機器に連通する配管系に、陽圧と陰圧とを交互に印加する圧力発生手段と、
前記心電図タイミング情報及び前記血圧タイミング情報の少なくとも一方に基づき、前記圧力発生手段を制御する制御手段と、を有する。【００５０】
本発明の第２の観点に係るＩＡＢＰ駆動装置は、心電図信号に基づき算出された心電図信号タイミング情報と、血圧変動データに基づき算出された血圧タイミング情報の両方を取得しており、しかも、心電図信号タイミング情報は、第３データに対して第２変分法を適用することにより、心電図信号（波形）の緩急を強調し、心電図信号（波形）において最も急峻なピークであるＲ波を、精度良く検出することができる。したがって、本発明に係るＩＡＢＰ駆動装置は、トリガの検出不良を抑制し、駆動タイミングが適正状態からずれる現象を抑制することができる。【００５１】
本発明に係るＩＡＢＰ駆動プログラムは、コンピュータに、
心電図信号に基づき、被駆動機器の駆動タイミングに関する心電図タイミング情報を算出する手順と、
血圧変動に対応する第１データを取得する手順と、
所定の区間における血圧変動に対応する第２データを記憶する手順と、
前記第１データと前記第２データとの類似性を判断する手順と、
前記第１データ、前記第２データ及び前記類似性の判断結果に基づき、前記被駆動機器の前記駆動タイミングに関する血圧タイミング情報を算出する手順と、
前記心電図信号タイミング情報及び前記血圧タイミング情報の少なくとも一方に基づき、前記被駆動機器に連通する配管系に陽圧及び陰圧を印加するタイミングを決定する手順と、を実行させる。【００５２】
本発明に係るＩＡＢＰ駆動プログラムによれば、上述したように、トリガの検出不良を抑制し、駆動タイミングが適正状態からずれる現象を抑制することができ、また、過去に蓄積された血圧変動データが有する情報を利用することにより、精度良く血圧タイミング情報を算出することができる。【００５３】
また、本発明に係る心電図信号のタイミング検出装置は、心電図信号に対応する第３データを取得する第３データ取得部と、
前記第３データに対して第２変分法を適用した第４データを算出する第４データ算出部と、
前記第４データから前記心電図信号における所定のタイミングを検出する検出部と、を有する。【００５４】
本発明に係る心電図信号のタイミング検出装置は、心電図信号に対応する第３データに対して第２変分法を適用し、第４データを算出する第４データ算出部を有する。第３データに対して第２変分法を適用することにより、心電図信号（波形）の緩急（第１データの値の単位時間あたりの変化が急激であるか緩やかであるか）が強調される。このため、第２データを算出する際のパラメータを適切に設定することにより、心電図信号に含まれる所定のピークを強調した第４データを取得することができ、これにより、検出部におけるタイミングの検出精度を高めることができ、正確なタイミング検出が可能となる。【００５５】
例えば、前記検出部によって検出される前記所定のタイミングは、Ｒ波のタイミングであっても良い。【００５６】
通常Ｒ波は、心電図信号（波形）において最も高いピークであるため、従来の第３データのみを用いるタイミング検出にも適しているが、これに加えてＲ波は、心電図信号（波形）において最も急峻なピークであるため、第２変分法によって、Ｒ波のピークのみを比較的容易に強調することができる。したがって、第２変分法を適用した第４データを用いてＲ波のタイミングを検出することにより、従来技術に比べて正確なタイミング検出を実現することができる。【００５７】
例えば、本発明の他の観点に係るタイミング検出装置は、前記第４データから前記心電図信号に含まれるノイズの多寡を判断し、前記ノイズが多い場合は、前記所定のタイミングの検出を停止させる停止信号を、前記検出部に対して出力するノイズ判断部を有しても良い。【００５８】
ノイズ判断部によりノイズの多寡を判断し、必要に応じて検出部によるタイミング検出を停止させることにより、タイミングの誤検出を低減させることができる。また、第２変分法を用いて算出された第４データを使用することにより、ノイズ判断部は、心電図信号の異常を正しく検出することができる。【００５９】
また、例えば、前記検出部は、前記所定のタイミングを検出する際の基準値を算出する基準値算出部と、前記基準値と前記第４データとを比較する比較部とを有しても良く、前記検出部は、前記比較部の比較結果を用いて、前記第４データが前記基準値を超えたと認められるタイミングを、前記所定のタイミングとして検出しても良い。【００６０】
検出部が所定のタイミングを検出するためのより具体的な方法は特に限定されないが、例えば、基準値算出部と比較部とを用いて、第４データが基準値を超えたタイミングを所定のタイミングとして検出することにより、正確かつ容易に所定のタイミングを検出することができる。また、このようなタイミング検出装置は、時間の経過とともに心電図信号の状態が変化するような場合にも、正確にタイミングを検出し続けることができる。【００６１】
また、例えば、本発明に係るタイミング検出装置は、前記所定のタイミングに関する情報を記憶する記憶部と、前記記憶部に記憶された情報から、前記所定のタイミングの間隔の平均値を算出する平均値算出部と、を有しても良い。【００６２】
このようなタイミング検出装置は、心拍数を正確に算出することができる。【００６３】
また、例えば、本発明に係るタイミング検出装置は、前記検出部によって最後に検出された前記所定のタイミングから第１の時間経過した場合に、前記心電図信号の異常を検出する異常検出部を有していても良い。【００６４】
このようなタイミング検出装置は、心電図信号の異常を検出し、必要に応じて、装置の使用者に対して警告等を発したり、他の装置へ信号を送信する等の動作を行うことが可能である。【００６５】
本発明に係る心電図信号のタイミング検出プログラムは、
コンピュータに、
心電図信号に対応する前記第３データに対して、第２変分法を適用して第４データを算出する手順と、
前記第４データから前記心電図信号における所定のタイミングを検出する手順と、を実行させる。
【図面の簡単な説明】
【００６６】
【図１】図１は、本発明の一実施形態に係るＩＡＢＰ駆動装置の使用例を表す概念図である。
【図２】図２は、図１に示すＩＡＢＰ駆動装置の概略ブロック図である。
【図３】図３は、図２に示すＩＡＢＰ駆動装置によって実施されるＩＡＢＰにおける処理の一例を表すフローチャートである。
【図４】図４は、図２に示すＩＡＢＰ駆動装置に含まれる心電図信号タイミング算出部を表す概略ブロック図である。
【図５】図５は、図３における心電図信号タイミング情報算出（ステップＳ００４）で行われる処理の一例を表すフローチャートである。
【図６】図６は、図２に示すＩＡＢＰ駆動装置に含まれる血圧タイミング算出部を表す概略ブロック図である。
【図７】図７は、図３における血圧タイミング情報算出（ステップＳ００５）で行われる処理の一例を表すフローチャートである。
【図８】図８は、図４に示す心電図タイミング算出部で取得及び算出される第３データ及び第４データの一例を表すグラフである。
【図９】図９は、図４に示す心電図タイミング算出部で取得及び算出される第３データ及び第４データの他の一例を表すグラフである。
【図１０】図１０は、図６に示す血圧タイミング算出部における開始点検出部が行う開始点検出処理を表す概念図である。
【図１１】図１１は、図６に示す血圧タイミング算出部における開始点検出部が行う開始点確定処理を表す概念図である。
【図１２】図１２は、図６に示す血圧タイミング算出部における判断部及びＢＰ膨張／収縮タイミング算出部が行う処理を表す概念図である。
【図１３】図１３は、図６に示す血圧タイミング算出部における心収縮期パターン認識部が行う瞬間的な差異判断処理を表す概念図である。
【図１４】図１４は、図６に示す血圧タイミング算出部における心収縮期パターン認識部が行う累積的な差異判断処理を表す概念図である。
【図１５】図１５は、図６に示す血圧タイミング算出部におけるＢＰ膨張／収縮タイミング算出部が行う演算処理の一例を表す概念図である。
【図１６】図１６は、図６に示す血圧タイミング算出部におけるデータ管理部が行う演算処理の一例を表す概念図である。
【図１７】図１７は、図６に示す血圧タイミング算出部におけるデータ管理部が行う演算処理の他の一例を表す概念図である。
【図１８】図１８は、図６に示す血圧タイミング算出部における遅延時間算出部が行う演算処理の一例を表す概念図である。
【図１９】図１９は、図３におけるトリガ同期判定（ステップＳ００６）で行われる処理の一例を表すフローチャートである。
【図２０】図２０は、図２に示すＩＡＢＰ駆動装置によって行われる通常駆動と検出駆動を説明した概念図である。
【図２１】図２１は、図６に示す開始点検出部が行う開始点チェック処理の必要性を表す概念図である。
【発明を実施するための形態】
【００６７】
以下、本発明に係るＩＡＢＰ駆動装置及びＩＡＢＰ駆動プログラムを、図面に示す実施形態に基づき、詳細に説明する。
【００６８】
図１は、本発明の一実施形態に係るＩＡＢＰ駆動装置１０の使用例を表す概念図である。ＩＡＢＰ駆動装置１０は、心電図信号タイミング算出部１１と血圧タイミング算出部７０と、ＩＡＢＰ駆動制御本体部６０とを有する。
【００６９】
心電図信号タイミング算出部１１は、被駆動機器であるバルーン６８の駆動タイミングに関する心電図信号タイミング情報５５を算出し、ＩＡＢＰ駆動制御本体部６０に出力する。心電図信号タイミング算出部１１は、ＩＡＢＰの実施対象である人体等に取り付けられた電極１４を介して、実施対象における心臓の電気的な活動を表す心電図信号を取得することができる。心電図信号タイミング算出部１１は、バルーン６８の駆動制御を行うＩＡＢＰ駆動制御本体部６０と一体であっても良いが、ＩＡＢＰ駆動制御本体部６０から取り外して、タイミング検出装置として使用可能であっても良い。心電図信号タイミング算出部１１の詳細については、図４、図５、図８及び図９等を用いて、後ほど詳述する。
【００７０】
血圧タイミング算出部７０は、血圧変動データに基づき、バルーン６８の駆動タイミングに関する血圧タイミング情報７５を算出し、ＩＡＢＰ駆動制御本体部６０に出力する。血圧タイミング算出部７０は、光センサや圧力トランスデューサ等を介して、動脈圧の変動情報を取得することができるが、血圧変動の取得方法は特に限定されない。血圧タイミング算出部７０の詳細については、図６、図７、図１０〜図１８を用いて、後ほど詳述する。
【００７１】
ＩＡＢＰ駆動制御本体部６０は、心電図信号タイミング算出部１１及び血圧タイミング算出部７０からバルーン６８の駆動タイミングに関する情報を受信し、これらに基づきＩＡＢＰを実施する。図２は、ＩＡＢＰ駆動装置１０の全体構成を表す概略ブロック図である。図２に示すように、ＩＡＢＰ駆動制御本体部６０は、圧力発生手段６６と制御手段６１を有する。
【００７２】
圧力発生手段６６は、ヘリウムガス等の駆動流体の流動によってバルーン６８が膨張及び収縮を繰り返すように、バルーン６８に連通する配管系に、陽圧と陰圧を交互に印加する。制御手段６１は、心電図信号タイミング情報５５と血圧タイミング情報７５に基づき、バルーン６８が心臓の拍動周期の所定のタイミングに同期して膨張／収縮するように、圧力発生手段６６を制御する。
【００７３】
制御手段６１は、受信部６２と同期判定部６５を有している。受信部６２は、心電図信号タイミング情報５５及び血圧タイミング情報７５を受信する。同期判定部６５は、心電図信号タイミング情報５５と血圧タイミング情報７５のうち、どちらを用いて圧力発生手段６６の制御を行うかについて、決定を行う。本実施形態では、同期判定部６５が、心電図信号タイミング情報５５と血圧タイミング情報７５のいずれか一方を選択して圧力発生手段６６の制御を行う例を用いて、制御手段６１の説明を行うが、制御手段６１による圧力発生手段６６の制御方法としてはこれに限定されない。例えば、制御手段６１は、心電図信号タイミング情報５５と血圧タイミング情報７５の両方を使って、圧力発生手段６６を制御しても良い。
【００７４】
図３は、図２に示すＩＡＢＰ駆動装置１０によって実施されるＩＡＢＰにおける処理の一例を表すフローチャートである。ステップＳ００１では、ＩＡＢＰ駆動装置１０を起動する。なお、ステップＳ００１の前若しくはステップＳ００１において、図１に示すように、電極１４やバルーン６８等を所定の位置に配置し、ＩＡＢＰ駆動装置１０と周辺機器との接続を完了しておく。
【００７５】
図３のステップＳ００２では、図２に示すＩＡＢＰ駆動制御本体部６０が、今後のＩＡＢＰ駆動に必要な情報を取得し、必要に応じて設定を行う。たとえば、制御手段６１は、操作部等を介して操作者の入力情報を取得し、同期判定部６５が今後入力される心電図信号タイミング情報５５及び血圧タイミング情報７５等を適切に保持できるように、データ保持領域を設定する。
【００７６】
図３のステップＳ００３では、図２に示すＩＡＢＰ駆動制御本体部６０が、オートタイミング設定を行う。ステップＳ００３において、まず、ＩＡＢＰ駆動制御本体部６０は、ＩＡＢＰをマニュアルタイミングで行うのか、オートタイミングで行うのかについて、設定を行う。ＩＡＢＰ駆動制御本体部６０は、操作者がマニュアルタイミングでＩＡＢＰを行うマニュアルモードを選択した旨の情報を得た場合、マニュアルモードへ移行する。
【００７７】
一方、ＩＡＢＰ駆動制御本体部６０は、操作者がオートタイミングを選択した旨の情報を得た場合、さらに操作者に入力を求めたり、心電図信号タイミング算出部１１や血圧タイミング算出部７０と通信を行い、オートタイミングに必要な情報の取得及び設定を行う。例えば、ＩＡＢＰ駆動制御本体部６０は、心電図信号や血圧変動データの取得に使用されるデバイス等の情報等を取得し、必要に応じて、入力される情報を使用する際の優先順位等を設定する。
【００７８】
図３のステップＳ００４では、図２に示すＩＡＢＰ駆動装置１０のうち、心電図信号タイミング算出部１１が、心電図信号タイミング情報５５を算出する。以下、図４、図５、図８及び図９等を用いて、心電図信号タイミング情報５５の算出処理（ステップＳ００４）について詳述する。図４は、図２に示す心電図信号タイミング算出部１１の内部構成を表す概略ブロック図であり、図５は、図３に示す心電図信号タイミング情報５５の算出処理（ステップＳ００４）の詳細処理を表すフローチャートである。
【００７９】
図４に示すように、心電図信号タイミング算出部１１は、第３データ取得部１６、第４データ算出部２０、Ｒ波タイミング検出部２４、ノイズ判断部３０、記憶部４０、ＥＣＧ平均値算出部４２、異常検出部５０、ＥＣＧ膨張／収縮タイミング算出部５２を有している。
【００８０】
図５に示すステップＳ１０１では、図４に示す第３データ取得部１６が、第３データ１８を取得する。例えば、第３データ取得部１６は、電極１４（図１参照）を介して入力される心電図信号１２に対して、Ａ／Ｄ変換等を行うことにより、第３データ１８を取得することができる。また、第３データ取得部は、ＩＡＢＰ駆動装置１０の外部から第３データ１８を受信することにより、第３データ１８を取得しても良い。第３データ取得部１６は、第３データ１８を一次的に格納するメモリを有しても良い。第３データ取得部１６は、取得した第３データ１８を、第４データ算出部２０に対して出力する。
【００８１】
図５に示すステップＳ１０２では、図４に示す第４データ算出部２０が、第３データ１８に対して第２変分法を適用した第４データ２２を算出する。第４データ算出部２０は、第２変分法の算出式の一例である下記の数式（１）を用いて、第４データ２２を算出する。
【００８２】
Ａ（ｔ）＝（Ｖ（ｔ）−Ｖ（ｔ−τ））×（Ｖ（ｔ−ε−τ）−Ｖ（ｔ−ε−τ×２））−（Ｖ（ｔ−τ）−Ｖ（ｔ−２×τ））×（Ｖ（ｔ−ε）−Ｖ（ｔ−ε−τ））      ・・・数式（１）
【００８３】
数式（１）において、Ａ（ｔ）は時間ｔにおける第４データ２２の値、Ｖ（ｔ）は時間ｔにおける第３データ１８の値、τ及びεは時間遅れである。図８は、第３データ取得部１６で取得される第３データ１８と、第４データ算出部２０で算出される第４データ２２とを、時間を揃えて表したものである。
【００８４】
図８の上段のグラフは、第３データ１８を表している。先に述べたように、第３データ１８は、心臓の電気的な活動を表す心電図信号に対応しており、縦軸はｍＶである。また、第３データ１８のサンプリング周期は特に限定されないが、例えば０．５〜２．０ｍｓ程度とすることができる。
【００８５】
これに対して、図８の下段のグラフ（実線）は、第３データ１８に対して上述の数式（１）を適用して算出された第４データ２２を表している。第２変分法では、遅れ時間τの時間変化に伴う第３データ１８（Ｖ（ｔ））の変化量を、掛け合わせていることからも解るように（数式（１）参照）、心電図波形の緩急（第３データ１８の時間変化が急激であるか緩やかであるか）により、その算出値Ａ（ｔ）が大きく変動する。
【００８６】
したがって、第４データ算出部２０では、時間遅れτ及びεを適切に設定することにより、心電図信号に含まれる所定のピークを強調した第４データ２２を取得することができる。図８に示す例では、第４データ算出部２０は、心電図信号におけるＲ波（ＱＲＳの変化）を強調するように、遅れ時間τ及びεを設定している。具体的な時間遅れτ及びεの値は、測定対象に応じて調整され、特に限定されないが、例えばτは１７ｍｓ、εは１１ｍｓとすることができる。
【００８７】
数式（１）から解るように、第４データ算出部２０によって算出される第４データ２２の算出値（図８の下段のグラフの縦軸）は、抽象化された値である。図８から解るように、第４データ２２では、心電図信号（波形）において最も急峻な値の変化が発生するＲ波（ＱＲＳ）の部分で、第３データ１８に比べて縦軸（算出値）の変化が強調されていることが解る。また、心電図信号の基線の揺れや、Ｐ波やＴ波等の他の波形は、第３データ１８においてＲ波に比べて緩やかな値の変化を示す。そのため、第４データ算出部２０によって算出される第４データ２２では、心電図信号の基線の揺れ、Ｐ波及びＴ波は、Ｒ波との相対比較において弱められている。
【００８８】
また、図８の下段のグラフに示すように、第４データ算出部２０は、数式（１）によって算出された値が、所定の値を越える場合には、算出値ピークカットを行っても良い。心電図信号タイミング算出部１１による処理では、Ｒ波に相当する部分が、他の部分に対して明確に区別できれば足りるからである。図４に示すように、第４データ算出部２０は、算出した第４データ２２を、Ｒ波タイミング検出部２４とノイズ判断部３０に出力する。
【００８９】
図５に示すステップＳ１０３では、図４に示すノイズ判断部３０が、心電図信号に含まれるノイズの多寡を判断する。ノイズ判断部３０は、第４データ算出部２０によって算出された第４データ２２を用いて、心電図信号に含まれるノイズの多寡を判断し、ノイズが多いと判断した場合には、Ｒ波タイミング検出部２４に対して、タイミングの検出を停止させる停止信号３２を出力する。
【００９０】
ノイズ判断部３０は、心電図信号に対応する第３データ１８に基づいてノイズ判断をすることも可能である。しかし、図４に示すように、ノイズ判断部３０は、Ｒ波タイミング検出部２４と同様に第４データ２２を用いてノイズ判断を行うことが、誤検出防止の観点から好ましい。心電図信号に混入するノイズが、第２変分法によって強調されやすい急峻な変化を有する恐れがあるからである。
【００９１】
図９は、第３データ１８と第４データ２２の他の一例を表したものである。図８と同様に、図９の上段のグラフは第３データ１８を表しており、下段のグラフは第４データ２２を表している。例えば、ノイズ判断部３０は、第４データ２２の算出値が、予め設定されたノイズ検出用の閾値を越えたか否かを集計する。そして、所定の集計時間（例えば７５０ｍｓ）の間で、ノイズ検出用の閾値を越えた第４データ２２の算出値の割合が、一定以上（例えば６０％）となった場合に、ノイズ判断部３０は、心電図信号に含まれるノイズが多いと判断することができる。
【００９２】
図９に示す例では、ノイズ判断部３０は、時間ｔ１以降において、ノイズ検出用の閾値を越えた第４データ２２の算出値の割合が一定以上であると認識し、Ｒ波タイミング検出部２４に対して、タイミングの検出を停止させる停止信号３２を出力する。停止信号３２を受信したＲ波タイミング検出部２４は、一次的にタイミング検出を停止することにより、タイミングの誤検出を低減することができる。
【００９３】
図５に示すステップＳ１０４及びステップＳ１０５では、図４に示すＲ波タイミング検出部２４が、第４データ２２を用いて、心電図信号におけるＲ波のタイミングを検出する。図４に示すように、Ｒ波タイミング検出部２４は、基準値算出部２６と比較部２８を有している。図５に示すステップＳ１０４では、基準値算出部２６が、Ｒ波を検出する際の基準値であるＲトリガ判定閾値２５（図８参照）を算出する。
【００９４】
図８の下段における点線グラフは、基準値算出部２６によって算出されたＲトリガ判定閾値２５の一例を表している。基準値算出部２６は、装置の使用者による入力に基づいてトリガ判定閾値を定めても良く、また、所定の条件によって定められる固定値をトリガ判定閾値としても良いが、図４に示す例では、基準値算出部２６は、第４データ算出部２０によって算出された第４データ２２を用いて、Ｒトリガ判定閾値２５を算出している。
【００９５】
本実施形態において、基準値算出部２６は、一定時間内（例えば心拍１拍を含む程度の時間）における第４データ２２の最大値を取得し、その最大値の数十パーセント（例えば４０％程度）の値を、Ｒトリガ判定閾値２５としている。このように、実際に取得した第４データ２２を基にして、Ｒトリガ判定閾値２５を算出することにより、取得される心電図信号及び第３データ１８の振幅等が変化した場合にでも、タイミングの検出漏れや誤検出を防止することができる。
【００９６】
なお、基準値算出部２６におけるＲトリガ判定閾値２５の算出方法は上述した方法に限定されず、例えば、Ｒトリガ判定閾値２５の算出に用いられる第４データ２２の最大値は、複数の最大値の平均値であっても良い。また、タイミングが検出されない時間が一定時間以上続いたり、新たに取得された最大値がＲトリガ判定閾値２５に近い場合（例えば最大値がＲトリガ判定閾値２５の１５０％以下である場合）は、Ｒトリガ判定閾値２５を減少させるように、補正を行っても良い。基準値算出部２６で算出されたＲトリガ判定閾値２５は、比較部２８に出力される。
【００９７】
図５におけるステップＳ１０５では、主にＲ波タイミング検出部２４における比較部２８（図４参照）が、心電図信号におけるＲ波のタイミング（特にＲ波の立ち上がりのタイミング）を検出する。比較部２８は、図４に示す第４データ２２と、Ｒトリガ判定閾値２５とを比較し、第４データ２２がＲトリガ判定閾値２５以上であるか、或いはＲトリガ判定閾値２５以下であるかを認識する。
【００９８】
次に、Ｒ波タイミング検出部２４は、比較部２８の比較結果を用いて、第４データ２２がＲトリガ判定閾値２５を越えたと認められるタイミングを、Ｒトリガ検出タイミングとして検出する。例えば、Ｒ波タイミング検出部２４は、最新の第４データ２２の算出値がＲトリガ判定閾値２５以上であって、その直前の第４データ２２の算出値がＲトリガ判定閾値２５以下である場合に、そのタイミングを、Ｒトリガ検出タイミングとして検出する。ただし、第４データ２２がＲトリガ判定閾値２５を越えたと認められるタイミングが、直前のＲトリガ検出タイミングから所定時間（例えば２５０ｍｓ）以上経過していない場合には、Ｒ波タイミング検出部２４は、そのタイミングをＲトリガ検出タイミングから除外する。
【００９９】
図４に示すように、Ｒ波タイミング検出部２４は、Ｒトリガ検出タイミングに関する情報であるＲ波タイミング情報２９を、記憶部４０、ＥＣＧ膨張／収縮タイミング算出部５２及び異常検出部５０に出力する。記憶部４０は、Ｒ波タイミング情報２９（例えばＲトリガ検出タイミングの間隔４４（図４参照））を記憶する。
【０１００】
図５におけるステップＳ１０６では、図４に示すＥＣＧ平均値算出部４２が、記憶部４０からＲトリガ検出タイミングの間隔４４を読み出し、心電図信号のＲ波の検出周期に相当するＲ−Ｒ平均を算出する。ＥＣＧ平均値算出部４２は、Ｒトリガ検出タイミングの間隔４４の移動平均（例えば直近４回分の間隔４４の平均値）を、Ｒ−Ｒ平均として算出することができる。
【０１０１】
なお、ＥＣＧ平均値算出部４２によるＲ−Ｒ平均の算出方法は、上述した方法に限定されず、例えばＲトリガ検出タイミングの間隔４４の加重平均をＲ−Ｒ平均としても良い。また、ステップＳ１０６において、ＥＣＧ平均値算出部４２は、Ｒ−Ｒ平均の算出に加えて、記憶部４０から読み出した直近のＲトリガ検出タイミングの間隔４４と、直前に算出されたＲ−Ｒ平均値とを比較することにより、心室性期外収縮（ＰＶＣ）の検出を行っても良い。例えば、ＥＣＧ平均値算出部４２は、記憶部４０から読み出した直近のＲトリガ検出タイミングの間隔４４が、直前に算出されたＲ−Ｒ平均値の７０％未満である場合に、ＰＶＣ状態であると検出することができる。
【０１０２】
図５に示すステップＳ１０７では、図４に示すＥＣＧ膨張／収縮タイミング算出部５２が、バルーン６８を膨張させる膨張タイミングと、バルーン６８を収縮させる収縮タイミングを算出する。より具体的には、ここで算出される膨張タイミングは、ＩＡＢＰ駆動制御本体部６０の圧力発生手段６６が、バルーン６８に圧力を伝達するための配管系に陽圧を印加するタイミングであり、収縮タイミングは、圧力発生手段６６が配管系に陰圧を印加するタイミングである。
【０１０３】
ＥＣＧ膨張／収縮タイミング算出部５２は、Ｒ波タイミング検出部２４によって検出されたＲ波タイミング情報２９や、ＥＣＧ平均値算出部４２で算出されたＲ−Ｒ平均に基づき、膨張タイミング及び収縮タイミングを算出することができる。ＥＣＧ膨張／収縮タイミング算出部５２での具体的な算出方法は特に限定されないが、例えば、ＥＣＧ膨張／収縮タイミング算出部５２は、Ｒ波が検出されたタイミングから、Ｒ−Ｒ平均に所定の割合を掛けた時間がさらに経過したタイミングを、膨張タイミング及び収縮タイミングとすることができる。
【０１０４】
図５に示すステップＳ１０８では、異常検出部５０（図４参照）が、心電図信号の異常をチェックする。異常検出部５０は、Ｒ波タイミング検出部２４によって最後に検出されたＲトリガ検出タイミングから、所定時間（例えば１０秒）経過した時に、心電図信号の異常を検出する。また、異常検出部５０は、心電図信号に対応する第３データ１８が所定時間（例えば３秒）を越えて変動しなかった場合も、心電図信号の異常を検出する。異常検出部５０は、心電図信号の異常を検出した場合、装置の使用者に異常を知らせる警告動作を行ったり、ＩＡＢＰ駆動制御本体部６０に異常検出信号を出力することができる。
【０１０５】
図５に示すステップＳ１０９では、心電図信号タイミング算出部１１が、ＩＡＢＰ駆動制御本体部６０の制御手段６１へ、心電図信号タイミング情報５５を送信する。心電図信号タイミング情報５５には、Ｒ波タイミング検出部２４で検出されたＲ波タイミング情報２９や、ＥＣＧ平均値算出部４２で算出されたＲ−Ｒ平均や、ＥＣＧ膨張／収縮タイミング算出部５２で算出された膨張／収縮タイミングなど、心電図信号１２に基づき算出された情報であって、バルーン６８の駆動タイミングに関する情報が含まれる。なお、心電図信号タイミング情報５５の送信処理は、一括で行われる必要はなく、各情報が検出又は算出された時点で、ＩＡＢＰ駆動制御本体部６０へ逐次送信されても良い。
【０１０６】
上述したステップＳ１０１〜ステップＳ１０９までの処理が完了すると、心電図信号タイミング算出部１１による心電図信号タイミング情報５５の算出処理（図３のステップＳ００４）を終了する。心電図信号タイミング算出部１１は、心電図信号に対応する第３データ１８に対して、第２変分法を適用して第４データ２２を算出し、第４データ２２からＲ波のタイミングを検出する。第２変分法によって、Ｒ波の急激な立ち上がりが、算出値の絶対値に変換されるため、第４データ２２では、Ｒ波（ＱＲＳの変化）を、心電図信号の他の部分とは容易に区別して認識することができる。したがって、心電図信号タイミング算出部１１は、Ｒ波のタイミングを正確に検出し、正確な心電図信号タイミング情報５５を算出することができる。
【０１０７】
図３に示すように、ステップＳ００５では、図２に示すＩＡＢＰ駆動装置１０のうち、血圧タイミング算出部７０が、血圧タイミング情報７５を算出する。なお、心電図信号タイミング情報５５の算出処理（ステップＳ００４）と、血圧タイミング情報７５の算出処理（ステップＳ００５）は、どちらの処理が先に実施されても良く、また、両方の処理が同時に行われても良い。
【０１０８】
以下、図６、図７、図１０〜図１８等を用いて、血圧タイミング情報７５の算出処理（ステップＳ００５）について詳述する。図６は、図２に示す血圧タイミング算出部７０の内部構造を表す概略ブロック図であり、図７は、図３に示す血圧タイミング情報７５の算出処理（ステップＳ００５）の詳細処理を表すフローチャートである。
【０１０９】
血圧タイミング算出部７０は、血圧変動のデータに基づき、バルーン６８の駆動タイミングに関する血圧タイミング情報７５を算出する。図６に示すように、血圧タイミング算出部７０は、第１データ取得部７４、第２データ記憶部８４、判断部８６及びＢＰ膨張／収縮タイミング算出部９２を有する。また、血圧タイミング算出部７０は、開始点検出部７６、データ管理部７８、間隔記憶部９４、ＢＰ平均値算出部９５及び遅延時間算出部９６等を有する。
【０１１０】
図７のステップＳ２０１では、図２に示す第１データ取得部７４が、血圧変動に対応する第１データ７１を取得する。第１データ取得部７４は、光センサや圧力トランスデューサを介して血圧タイミング算出部７０に入力される信号に対して、Ａ／Ｄ変換等を行うことにより、第１データ７１を取得することができる。また、第１データ取得部７４は、血圧タイミング算出部７０の外部から第１データ７１を受信することにより、第１データ７１を取得しても良い。第１データ取得部７４は、例えば１ｍｓ程度のサンプリング間隔で、第１データ７１を継続的に取得することができるが、第１データ７１を取得する際のサンプリング間隔は特に限定されない。第１データ取得部７４は、取得した第１データ７１を、開始点検出部７６に出力する。
【０１１１】
図７に示すステップＳ２０２において、開始点検出部７６は、第１データ７１から第１開始点７２を検出する。図１０は、開始点検出部７６による開始点検出処理を表す概念図である。開始点検出部７６は、第１データ７１から、心収縮期開始に伴う血圧の上昇を検出し、第１開始点７２とする。より具体的には、開始点検出部７６は、所定のリセットタイミング（図１０では心電図波形におけるＲ波のタイミング９７）以降における第１データ７１の最小値を保持し、保持した最小値と現在の第１データ７１の血圧差ΔＨ１が５ｍｍＨｇ以上となった場合、そのポイントを第１開始点７２とする。
【０１１２】
ＩＡＢＰを実施している場合、開始点検出部７６は、誤検出を避けるために、バルーン６８が膨張している期間は、第１開始点７２の検出処理を行わない（図１０の除外期間参照）。また、図１０に示す例では、開始点検出のためのリセットタイミングを、Ｒ波のタイミング９７としたが、リセットタイミングはこれに限定されず、例えば、所定時間継続して圧力が低下した時点や、後述するように第１開始点７２を破棄した時点、及びこれらの組合せを、リセットタイミングとすることができる。
【０１１３】
図７に示すステップＳ２０３では、開始点検出部７６が、ステップＳ２０２で検出した第１開始点７２について、当該第１開始点７２が心収縮期開始に伴う血圧の上昇期を正しく検出したものであるか否かをチェックする。本実施形態に示す例では、開始点検出部７６は、第１開始点７２を検出してからの時間Δｔ３が１００ｍｓとなるまでの間（図１１参照）、開始点チェック処理を行う。
【０１１４】
具体的には、開始点検出部７６は、第１開始点７２及び第１開始点７２検出後の血圧値が所定の範囲外であったり、検出の基準となった最小値の保持時間が長すぎたり、第１開始点７２の時点でバルーン６８が膨張している場合や、第１開始点７２検出後に所定の範囲を上回る血圧変動が発生した場合は、検出されている第１開始点７２を破棄する。ステップＳ２０３において開始点を破棄した場合、開始点検出部７６は、ステップＳ２０２へ戻り第１開始点７２の検出を行う。図２１は、開始点検出部７６がステップＳ２０３において行う開始点チェック処理の必要性を説明した概念図である。血圧変動に対応する第１データ７１は、測定状況等により波形の乱れが発生する場合があるため、ステップＳ２０２において、開始点検出部７６は、心収縮期開始に伴う血圧の上昇期でないタイミングを、誤って第１開始点７２として検出する場合がある。しかし、開始点チェック処理により、開始点検出部７６は、血圧波形の乱れ等により、心収縮期開始に伴う血圧の上昇期でないタイミングを誤って第１開始点７２として検出した場合でも、確定前にこのような検出点を破棄し、誤検出を抑制することができる。
【０１１５】
図７のステップＳ２０４では、開始点検出部７６が、必要なチェックを行ったのち、第１開始点７２を確定させる。図１１は、開始点検出部７６が行う開始点確定処理を表す概念図である。開始点検出部７６は、第１開始点７２を検出してからの時間Δｔ３が１００ｍｓとなった時点で開始点確定処理を行う。したがって、ステップＳ２０２で検出された第１開始点７２が、ステップＳ２０３のチェック処理によって１００ｍｓの間破棄されないことが、ステップＳ２０４の処理を行う条件である。
【０１１６】
ステップＳ２０４において開始点検出部７６は、まず第１開始点７２を検出する基準となった血圧の最小値（血圧最小時９８における血圧）と現時点（第１開始点７２から１００ｍｓ後）の血圧差ΔＨ２が、所定の範囲内（例えば５ｍｍ〜１００ｍｍＨｇ）であることをチェックする（確定時チェック１）。さらに、開始点検出部７６は、第１開始点７２から現時点までの第１データ７１が、ノイズを過剰に含んでいないことをチェックする（確定時チェック２）。たとえば、開始点検出部７６は、実際の第１データ７１の推移が、第１開始点７２と現時点を結ぶ直線から大きく離れているような場合には、第１開始点７２から現時点までの第１データ７１が、ノイズを過剰に含んでいると判断できる。
【０１１７】
また、さらに、開始点検出部７６は、直前の第１開始点と今回の第１開始点７２との間隔が短く（例えば５００ｍｓ以下）かつ今回の第１開始点７２での血圧値が直前の第１開始点の血圧値より所定比率（例えば１．５倍）以上大きくないことをチェックする（確定時チェック３）。これらの確定時チェック１〜３を合格した場合、開始点検出部７６は、第１開始点７２を確定させる。しかし、第１開始点７２から現在までの第１データ７１が、確定時チェック１〜３のいずれかの条件を満たさない場合は、検出されている第１開始点７２を破棄し、ステップＳ２０２へ戻る。
【０１１８】
開始点検出部７６が確定時チェック１〜３を行う理由は、ステップＳ２０３における開始点チェックと同様に、心収縮期開始に伴う血圧の上昇でないタイミングを、誤って第１開始点７２として検出することを回避するためである。図６に示す開始点検出部７６は、確定させた第１開始点７２及び第１開始点７２を確定させた時点である開始点確定時９９（血圧トリガ時）に関する情報を、第１データ７１と伴に、判断部８６及びデータ管理部７８に出力する。また、開始点検出部７６は、確定させた第１開始点７２に関する情報を、間隔記憶部９４に出力する。
【０１１９】
図７のステップＳ２０５では、血圧タイミング算出部７０の間隔記憶部９４及びＢＰ平均値算出部９５が、第１開始点７２の平均間隔を算出する。間隔記憶部９４は、開始点検出部７６によって検出・確定された第１開始点７２の検出タイミングを記憶する。ＢＰ平均値算出部９５は、新たに確定した第１開始点７２が開始点検出部７６から出力されたタイミング等において、第１開始点７２の平均間隔を算出する。この際、ＢＰ平均値算出部９５は、間隔記憶部９４に記憶された過去の第１開始点７２の検出タイミングを読み出し、第１開始点７２の平均間隔を算出する。ＢＰ平均値算出部９５は、第１開始点７２の間隔の移動平均（例えば直近４回分の第１開始点７２の間隔の平均値）を、第１開始点７２の平均間隔として算出する。
【０１２０】
なお、ＢＰ平均値算出部９５による平均間隔の算出方法は、上述した方法に限定されず、例えば第１開始点７２の間隔の加重平均を算出値としても良い。また、間隔記憶部９４及びＢＰ平均値算出部９５は、第１開始点７２の平均間隔の代わりに、開始点確定時９９（血圧トリガ時）を基準として、開始点確定時９９の平均間隔を求めても良い。
【０１２１】
また、ステップＳ２０５において、ＢＰ平均値算出部９５は、平均値の算出に加えて、心室性期外収縮（ＰＶＣ）の検出を行っても良い。ＢＰ平均値算出部９５で算出された平均間隔は心拍周期に相当し、今回と前回の第１開始点７２の間隔が、それまでの平均間隔より大幅に短い場合は、心室性期外収縮（ＰＶＣ）が起きていると認定できる。たとえば、ＢＰ平均値算出部９５は、今回と前回の第１開始点７２の間隔が、それまでの平均間隔の７０％未満である場合に、ＰＶＣ状態であると検出することができる。
【０１２２】
図７のステップＳ２０６〜ステップＳ２０８では、図６の判断部８６が、開始点検出部７６から受信した第１データ７１と、第２データ記憶部８４から読み出した第２データ８１との類似性を判断する。第２データ記憶部８４は、第１データ７１と同様に血圧変動に対応する第２データ８１を記憶している。第２データ記憶部８４は、互いに異なる波形形状を有する複数の第２データ８１を記憶しており、判断部８６は、第１データ７１と比較するために、複数の第２データ８１を参照できる。
【０１２３】
第２データ記憶部８４が記憶している第２データ８１は、所定の区間の血圧変動に対応しており、当該所定の区間は１〜２心拍周期程度とすることができるが、特に限定されない。また、第２データ８１の長さは、１心拍周期未満とすることも可能であるが、第２データ８１は、ダイクロティックノッチを含むことが好ましい。第２データ８１がダイクロティックノッチを含むことにより、第１データ７１がダイクロティックノッチを有しない場合にも、ダイクロティックノッチに関する情報を、第１データ７１に対して補うことができるからである。
【０１２４】
第２データ記憶部８４は、第１データ取得部７４による血圧波形の取得とは無関係に、予め複数の第２データ８１を記憶していても良いが、第２データ記憶部８４は、第１データ取得部７４によって取得された第１データ７１の一部を、第２データ８１として記憶しても良い。より具体的には、図６に示すデータ管理部７８が、第２データ記憶部８４の第２データ８１を管理し、必要に応じて更新を行うが、データ管理部７８が実施する処理についてはステップＳ２１０で述べる。
【０１２５】
図６に示す判断部８６は、パターン認識等の手法により、第１データ７１と第２データ８１との類似度を算出するパターン認識部８７と、パターン認識部８７によって算出された類似度に基づき、第１データ７１と類似する第２データ８１を抽出する第２データ抽出部９０とを有している。また、パターン認識部８７は、主に１心拍周期全体を代表する数値（心拍周期、最高血圧値、最低血圧値等）を用いて類似性を判断する前拍比較部８８と、主に心収縮期に相当する部分のみのデータを用いて類似性を判断する心収縮期パターン認識部８９を有する。
【０１２６】
図７のステップＳ２０６では、図６に示す前拍比較部８８が、第１データ７１と第２データ８１の類似性を大まかに判断し、ステップＳ２０７において詳細な判断を行う第２データ８１の候補を選定する。前拍比較部８８は、第１データ７１の特徴として、現在進行中の心拍周期の直前の周期（ステップＳ２０４で確定した第１開始点７２を含む心収縮期の直前の１拍に相当）に係る波長（心拍周期）、最高血圧値、最低血圧値、最高血圧値に到達するタイミング等の指標を用いることができる。
【０１２７】
前拍比較部８８は、第１データ７１と比較する第２データ８１の特徴として、第１データ７１と同様に、第２データ８１の波長（心拍周期）、最高血圧値、最低血圧値、最高血圧値に到達するタイミング等の指標を用いることができる。また、第２データ記憶部８４が、２拍分を１セットとして記憶している場合は、前拍比較部８８は、当該２拍分の前側の周期に係る波長（心拍周期）等を第２データ８１の特徴として用い、後側の周期に係る部分は、後述の心収縮期パターン認識（ステップＳ２０７）で使用する。
【０１２８】
前拍比較部８８は、先に述べた第１データ７１と第２データ８１の特徴を比較し、その差異が所定の範囲内にあるものを、ステップＳ２０７において心収縮期パターン認識を行う候補として選定する。判断部８６は、後述する心収縮期パターン認識（ステップＳ２０７）を行う前に、前拍の特徴を用いてスクリーニング（ステップＳ２０６）を行うことにより、判断部８６の演算量を減少させるとともに、類似性の判断精度を高めることができる。
【０１２９】
図７のステップＳ２０７では、図６に示す心収縮期パターン認識部８９が、第１データ７１と第２データ８１の類似性を判断する。図１２は、心収縮期パターン認識部８９を含む判断部８６と、ＢＰ膨張／収縮タイミング算出部９２とが行う処理を表す概念図である。心収縮期パターン認識部８９は、第１開始点７２から現時点までの第１データ７１と、第２開始点８２以降の第２データ８１とを比較し、第１データ７１と第２データ８１の類似性を判断する。なお、第２データ８１の第２開始点８２は、第１データ７１の第１開始点７２と同様に、心収縮期開始に伴う血圧の上昇期を検出したものである。
【０１３０】
上述したように、開始点検出部７６が開始点確定処理（ステップＳ２０４）を行うのは、ステップＳ２０２で第１開始点７２が検出されてから１００ｍｓ後（Δｔ３）であるため、心収縮期パターン認識処理を行う時点で、少なくとも第１開始点７２から１００ｍｓ（Δｔ３）の第１データ７１が取得されている。したがって、心収縮期パターン認識部８９は、少なくとも第１開始点７２から１００ｍｓの間の第１データ７１と、これに対応する第２データ８１（第２開始点８２から１００ｍｓ）を、類似性を判断するための情報として用いることができる。
【０１３１】
心収縮期パターン認識部８９が類似性の判断に用いる第２データ８１としては、ステップＳ２０６（図７参照）で説明した前拍比較処理で選定されたものを使用することが好ましい。また、心収縮期パターン認識部８９は、複数の第２データ８１のそれぞれについて、第１データ７１との類似性を判断し、結果を出力することができる。さらに、心収縮期パターン認識部８９は、開始点確定時９９（第１開始点７２から１００ｍｓ）以降の第１データ７１を取得可能な場合は、開始点確定時９９以降の第１データ７１及びこれに対応する第２データ８１を、類似性を判断するための情報として用いることができる。
【０１３２】
心収縮期パターン認識部８９が、第１データ７１と第２データ８１の類似性を判断する際に用いる方法は、特に限定されないが、例えば、相関係数、瞬間的な差異、累積差異等の指標を用いることができる。心収縮期パターン認識部８９は、第１データ７１の血圧値ａｉと、第２データ８１の血圧値ｂｉを、１０ｍｓ間隔で取得し、下記の数式（２）を用いて、第１データ７１と第２データ８１の線形相関係数ｒを求めることができる。
【０１３３】
【数１】
2013180286.tif 000003
【０１３４】
また、心収縮期パターン認識部８９は、図１３に示すように、第１データ７１と第２データ８１の瞬間的な差異を指標として、第１データ７１と第２データ８１の類似性を判断することもできる。心収縮期パターン認識部８９は、第１データ７１と第２データ８１との間で、瞬間的な血圧差ΔＨ４が所定値（例えば２０ｍｍＨｇ）以上となるポイントが存在するか、若しくは、どの程度の頻度で存在するかを指標として、類似性を判断できる。
【０１３５】
さらに、心収縮期パターン認識部８９は、図１４に示すように、第１データ７１と第２データ８１の累積的な差異を指標として、第１データ７１と第２データ８１の類似性を判断することもできる。心収縮期パターン認識部８９は、第１データ７１と第２データ８１の血圧差ΔＨ３を１０ｍｓ間隔で取得し、その合計又は平均値を指標として、類似性を判断できる。
【０１３６】
図７のステップＳ２０８では、図６に示す第２データ抽出部９０が、パターン認識部８７による判断結果に基づき、第２データ記憶部８４に記憶された第２データ８１から、第１データ７１に最も類似するものを抽出する。第２データ抽出部９０による抽出方法は特に限定されないが、例えば、心収縮期パターン認識部８９で算出された各指標が所定の範囲内であって線形相関係数ｒが最も１に近い第２データ８１を抽出する方法や、心収縮期パターン認識部８９で算出された線形相関係数ｒ、瞬間的な差異による指標及び累積的な差異による指標を総合的に判断して抽出する方法が挙げられる。判断部８６の第２データ抽出部９０は、抽出した第２データ８１に関する情報をＢＰ膨張／収縮タイミング算出部９２に出力する。
【０１３７】
図７のステップＳ２０９では、ＢＰ膨張／収縮タイミング算出部９２が、判断部８６の判断結果等に基づき、バルーン６８を膨張させる膨張タイミングと、バルーン６８を収縮させる収縮タイミングを算出する。より具体的には、ここで算出される膨張／収縮タイミングは、ＥＣＧ膨張／収縮タイミング算出部５２が算出する膨張／収縮タイミングと同様に、ＩＡＢＰ駆動制御本体部６０の圧力発生手段６６が、バルーン６８に圧力を伝達するための配管系に陽圧／陰圧を印加するタイミングである。
【０１３８】
ステップＳ２０９において、ＢＰ膨張／収縮タイミング算出部９２は、バルーン６８の膨張タイミングを算出する。この場合、ＢＰ膨張／収縮タイミング算出部９２は、ステップＳ２０８で抽出された第２データ８１に含まれるダイクロティックノッチのタイミング（Ｄノッチタイミング８３）を、第２データ記憶部８４から読み出し、現在進行中の心収縮期が終了して心拡張期に切り換わるタイミング（第１開始点７２を検出した現在の心拍周期におけるダイクロティックノッチのタイミング）の推定に利用する。
【０１３９】
例えば、先述のステップＳ２０６〜ステップＳ２０８によって、判断部８６が現在の第１データと極めて類似する第２データを抽出できた場合は、ＢＰ膨張／収縮タイミング算出部９２は、現在の心拍周期（取得中の第１データ７１に対応）における第１開始点７２からダイクロティックノッチまでの間隔を、第２データ８１における第２開始点８２からＤノッチタイミング８３までの間隔と同じであると推定する。この場合、ＢＰ膨張／収縮タイミング算出部９２は、図１２に示すように、推定されたＤノッチタイミング８３にバルーンの膨張遅れ時間Δｔ４を考慮して算出された時間を、膨張タイミング９３とすることができる。
【０１４０】
また、判断部８６が抽出した第２データ８１の類似性がそれほど高くない場合は、ＢＰ膨張／収縮タイミング算出部９２は、第２開始点８２からＤノッチタイミング８３までの間隔に所定の補正（図１５に示す補正値ΔＤ参照）を加えて、第１データ７１における第１開始点７２からダイクロティックノッチまでの間隔を推定する。この場合、ＢＰ膨張／収縮タイミング算出部９２は、図１５に示すように、第１開始点７２から現時点ｔ５までの圧力差ΔＡと、第２開始点８２から現時点ｔ５に相当する時間までの圧力差ΔＰ、第１開始点からＤノッチタイミング８３までの時間Δｔ６及び第１開始点から現時点ｔ５までの時間Δｔ７を考慮して、補正値ΔＤを算出することができる。この場合も、ＢＰ膨張／収縮タイミング算出部９２は、推定されたＤノッチタイミング８３にバルーンの膨張遅れ時間Δｔ４を考慮して算出された時間を、膨張タイミング９３とすることができる。
【０１４１】
このような推定が可能であるのは、判断部８６によって第１データ７１に類似すると判断された第２データ８１は、判断部８６で直接比較した部分以外の部分についても、第１データ７１に類似すると考えられるからである。図１２に示すように、第１開始点７２は、心収縮期の開始直後における血圧の立ち上がりを検出したものであり、心収縮期パターン認識部８９で行われた類似性の判断は、心収縮期の波形形状についてパターン認識をおこなったものである。ＢＰ膨張／収縮タイミング算出部９２によってタイミングの算出を行う時点を現在時間ｔ５とした場合、ＢＰ膨張／収縮タイミング算出部９２は、最大で現在時間ｔ５までの第１データ７１しか取得できない。
【０１４２】
しかし、図６に示すＢＰ膨張／収縮タイミング算出部９２は、第２データ抽出部９０によって抽出された第２データ８１の情報を用いることにより、現在時間ｔ３より後に起こる将来のタイミングを、精度良く算出することができる。なお、膨張遅れ時間Δｔ４は、ＩＡＢＰ開始時に設定される固定値であっても良く、所定の方法で更新される変動値であっても良い。膨張遅れ時間Δｔ４の算出方法については、ステップＳ２１１で述べる。
また、図１２に示すように、算出時刻ｔ５から、ＢＰ膨張／収縮タイミング算出部９２が推定した拡張トリガ９３までの時間が所定の長さ以上（例えば１０ｍｓ以上）である場合は、ＢＰ膨張／収縮タイミング検出装置７０は、第１データ７１を追加した上で、心収縮期パターン認識（ステップＳ２０７）からＢＰ膨張／収縮タイミング算出（ステップＳ２０９）までを繰り返しても良い。これにより、心収縮期パターン認識部８９が、心収縮期中頃から後半の第１データを用いて類似性の判断を行うことができるようになり、タイミングの推定精度を高めることができる。
【０１４３】
また、判断部８６が第１データ７１と類似する第２データ８１を抽出できなかった場合には、ＢＰ膨張／収縮タイミング算出部９２は、ＢＰ平均値算出部９５で算出された平均間隔を用いて、膨張タイミングを算出することができる。さらに、ＢＰ膨張／収縮タイミング算出部９２は、ＢＰ平均値算出部９５で算出された平均間隔を用いて、収縮タイミングを算出する。この場合、ＢＰ膨張／収縮タイミング算出部９２は、第１開始点７２又は開始点確定時９９から、平均間隔に所定の割合を掛けた時間が更に経過したタイミングを、膨張タイミング及び収縮タイミングとすることができる。
【０１４４】
図７のステップＳ２１０では、図６に示すデータ管理部７８が、第２データ記憶部８４の第２データ８１を更新する。データ管理部７８は、記憶データ抽出部７９と、記憶データ消去部８０を有する。ステップＳ２１０では、まず、記憶データ抽出部７９は、第１データ取得部７４又は開始点検出部７６を介して入力された第１データ７１から、第２データ８１として第２データ記憶部８４に記憶させる部分を抽出する。例えば、図１６に示すように、記憶データ抽出部７９は、第１開始点７２後に血圧値のピーク（最大値）が形成された時（図１６の自己圧最大点９１の時点）から所定時間（例えば２５０ｍｓ）経過後に、第１データ７１に対して所定のチェックを行い、チェックに合格した場合は、その第１データ７１を第２データ８１として登録する。
【０１４５】
第１データ７１を第２データ８１として登録する際のチェック項目としては、第１データ７１の血圧値が所定の範囲内にあることや、第１データ７１の波形長さが所定の範囲内にあること等が挙げられる。また、図１７に示すように、記憶データ抽出部７９は、第１開始点７２から自己圧最大点９１までの傾きが所定の範囲内にあることを、チェック項目としても良い。
【０１４６】
記憶データ抽出部７９は、チェックに合格した第１データ７１を、第２データ８１として第２データ記憶部８４に登録する際、その第２データ８１に関連づけて、関連する情報を記憶させることができる。例えば、記憶データ抽出部７９は、登録する第２データ８１の基になった第１データ７１の第１開始点７２に関する情報を、第２データ８１の第２開始点８２に関する情報として、記憶させることができる。また、記憶データ抽出部７９は、登録する第２データ８１に含まれるダイクロティックノッチに関する情報（例えば第２開始点８２からダイクロティックノッチまでの間隔）や、自己圧最大点９１に関する情報等を、記憶させることができる。
【０１４７】
次に、ステップＳ２１０では、記憶データ消去部８０が、第２データ記憶部８４が記憶している第２データ８１のうち、不要又は重要度が低いものを消去する。例えば、記憶データ消去部８０は、所定時間経過しても第２データ抽出部９０によって一度も抽出されない第２データ８１が存在した場合、これを消去することができる。
【０１４８】
血圧タイミング検出装置７０は、データ管理部７８によって第２データ記憶部８４の第２データ８１を更新させることにより、判断部８６が第１データ７１に類似する第２データ８１を抽出できる確率を、高めることができる。これにより、血圧タイミング検出装置７０は、正確なタイミング検出が可能である。また、データ管理部７８が、第２データ記憶部８４に記憶される第２データ８１を管理することにより、第２データ記憶部８４に要求される記憶容量を低減し、また、判断部８６の処理負担を軽減することができる。なお、データ管理部７８は、第２データ８１を、その波形形状等に関する情報に基づいて複数のグループに分類し、グループ毎に第２データ記憶部８４に記憶させ、管理しても良い。第２データ記憶部８４に記憶される第２データ８１をグループ分けして管理することにより、判断部８６による判断処理を効率化したり、第２データ８１の記憶に必要とされる記憶容量を抑制することが可能である。
【０１４９】
図７のステップＳ２１１では、図６の遅延時間算出部９６が、膨張遅れ時間Δｔ４を算出する。図１８に示すように、遅延時間算出部９６は、圧力発生手段６６が配管系に陽圧を印加するタイミングである膨張タイミング後の所定時間（例えば２０ｍｓ〜１５０ｍｓ）の間、第１データ７１を監視し、第１データ７１の傾きが下降から上昇に転じる変化点８５を検出する。さらに、遅延時間算出部９６は、膨張タイミングから変化点８５までの時間に基づき、膨張遅れ時間Δｔ４を算出し、ＢＰ膨張／収縮タイミング算出部９２に出力する。なお、遅延時間算出部９６は、膨張タイミングから変化点８５までの時間そのものを膨張遅れ時間Δｔ４としても良いが、膨張タイミングから変化点８５までの時間の移動平均値を、膨張遅れ時間Δｔ４としても良い。また、遅延時間算出部９６は、膨張遅れ時間Δｔ４だけでなく、収縮タイミングから実際に血圧変動効果が発生するまでの遅延時間も、同様に算出しても良い。
【０１５０】
図７のステップＳ２１２では、血圧タイミング算出部７０が、ＩＡＰＢ駆動制御本体部６０の制御手段６１へ、血圧タイミング情報７５を送信する。血圧タイミング情報７５には、ＢＰ平均値算出部９５で算出された平均間隔や、ＢＰ膨張／収縮タイミング算出部９２で算出された膨張／収縮タイミング、開始点検出部７６で確定された第１開始点７２又は開始点確定時９９等、血圧変動に対応する第１データ７１に基づき算出された情報であって、駆動タイミングに関する情報が含まれる。なお、血圧タイミング情報７５の送信処理も、心電図信号タイミング情報５５と同様に、一括で行われる必要はなく、各情報が検出又は算出された時点で、ＩＡＢＰ駆動制御本体部６０へ逐次送信されても良い。
【０１５１】
上述したステップＳ２０１〜ステップＳ２１２までの処理が完了すると、血圧タイミング算出部７０による血圧タイミング情報７５の算出処理（図３のステップＳ００５）を終了する。血圧タイミング算出部７０は、パターン認識等の判断手法を用いることにより、現時点の血圧変動波形（第１データ７１）だけでなく、現時点の血圧変動波形に類似する過去の血圧変動波形（第２データ８１）に関する情報を用いて、タイミングを算出することが可能である。より具体的には、血圧タイミング検出装置７０では、図１２に示すように、心収縮期開始に伴う血圧の上昇を第１開始点７２として検出し、心収縮期の血圧波形が類似している第２データ８１を用いて、ダイクロティックノッチのタイミングを推定する。したがって、血圧タイミング算出部７０は、現時点の血圧変動波形に類似する過去の血圧変動波形の情報を用いて、将来の波形変動を精度良く推定し、正確な膨張／収縮タイミングの算出を行うことができる。特にダイクロティックノッチは、心収縮期が終了して心拡張期に切り換わるタイミングで発生するピークであるため、そのタイミングは、直前の心収縮期の血圧波形と密接な関係があり、直前の心収縮期の血圧波形でパターン認識を行うことにより、タイミングの算出精度を高めることが可能である。
【０１５２】
図３に示すステップＳ００６では、図２の制御手段６１が、トリガ同期判定を実施する。制御手段６１は、受信部６２と同期判定部６５を有している。受信部６２は、心電図信号タイミング算出部１１からの心電図信号タイミング情報５５や、血圧タイミング算出部７０からの血圧タイミング情報７５を受信する。
【０１５３】
ステップＳ００６において、制御手段６１の同期判定部６５は、受信部６２が受信した心電図信号タイミング情報５５及び血圧タイミング情報７５に基づき、圧力発生手段６６の制御方法を決定する。図１９は、図５におけるトリガ同期判定（ステップＳ００６）で行われる処理の一例を表すフローチャートである。
【０１５４】
図１９のステップＳ３０１では、同期判定部６５は、血圧タイミング情報７５が正常であるか否かをチェックする。同期判定部６５は、血圧タイミング情報７５に含まれる膨張／収縮タイミングが正常値であることや、血圧タイミング情報７５が所定時間（例えば３秒間）以上入力されない状態になっていないか等をチェックする。血圧タイミング情報７５が正常である場合、同期判定部６５はステップＳ３０２へ進み、血圧タイミング情報７５を、圧力発生手段６６を制御するための情報として採用する。この場合、制御手段６１は、図３のステップＳ００７において、血圧タイミング算出部７０で算出された膨張／収縮タイミングに基づき、圧力発生手段６６を制御する。
【０１５５】
これとは反対に、ステップＳ３０１において血圧タイミング情報７５が正常でないと判断された場合、同期判定部６５は、ステップＳ３０３に進み、心電図信号タイミング情報５５が正常であるか否かをチェックする。ステップＳ３０３において、同期判定部６５は、心電図信号タイミング情報５５に含まれる膨張／収縮タイミングが正常値であることや、心電図信号タイミング情報５５が所定時間（例えば３秒間）以上入力されない状態になっていないか等をチェックする。心電図信号タイミング情報５５が正常である場合、同期判定部６５はステップＳ３０４へ進み、心電図信号タイミング情報５５を、圧力発生手段６６を制御するための情報として採用する。この場合、制御手段６１は、図３のステップＳ００７において、心電図信号タイミング算出部１１で算出された膨張／収縮タイミングに基づき、圧力発生手段６６を制御する。ステップＳ３０３において心電図信号タイミング情報５５が正常でないと判断された場合、同期判定部６５は、そのまま処理を終了する。
【０１５６】
図３のステップＳ００７では、制御手段６１が、ステップＳ００６のトリガ同期判定処理で採用した膨張／収縮タイミングに基づき、圧力発生手段６６を制御する。図２に示す制御手段６１は、図１９に示すような同期判定部６５の処理により、心電図信号タイミング情報５５及び血圧タイミング情報７５の両方が正常に入力された場合、血圧タイミング情報７５を優先して使用する。上述したように、血圧タイミング情報７５は、所定の時間的な幅を有する過去の血圧変動データ（第２データ８１）が有する情報を参照してタイミングを算出しているためにタイミングの算出精度が高く、これを優先して使用することにより、制御手段６１は、圧力発生手段６６の制御を最適化することができる。
【０１５７】
図２に示すＩＡＢＰ駆動装置１０は、図３に示すステップＳ００４からステップＳ００７を繰り返すことにより、オートタイミングでのＩＡＢＰを実施することができる。また、ＩＡＢＰ駆動装置１０は、停止信号等が入力された場合、図３におけるステップＳ００８に進み、ＩＡＢＰの駆動制御を終了する。
【０１５８】
このようにＩＡＢＰ駆動装置１０は、心電図信号に基づき算出された心電図信号タイミング情報５５と、血圧変動データに基づき算出された血圧タイミング情報７５の両方を取得する。しかも、血圧タイミング情報７５は、パターン認識を用いて精度良く算出されたものであり、心電図信号タイミング情報５５は、第２変分法を使って精度良く算出されたものである。したがって、ＩＡＢＰ駆動装置１０は、トリガの検出不良及び検出誤差を抑制し、膨張／収縮タイミングを高度に最適化することができる。
【０１５９】
図２０に示すように、ＩＡＢＰ駆動装置１０は、心拡張期開始時ａ１（ダイクロティックノッチ）にバルーン６８を膨張させる通常駆動だけでなく、心拡張期開始時より遅れたタイミングａ２にバルーン６８を膨張させる検出駆動を、所定の頻度で実施しても良い。ＩＡＢＰ駆動装置１０が通常駆動を行うと、ダイクロティックノッチがバルーン６８の膨張に伴う血圧変動に近づきすぎ、又は重複するため、血圧タイミング算出部７０がダイクロティックノッチを含む第１データ７１を所得し、これを第２データ８１として記憶することが難しくなる。そこで、所定の頻度で、意図的に遅れたタイミングａ２でバルーン６８を膨張させることにより、ダイクロティックノッチとバルーン６８の膨張に伴う血圧変動を分離し、これにより、第２データ記憶部８４が、ダイクロティックノッチを含む新たな第２データ８１を記憶することができる。
【０１６０】
なお、図２、図４及び図６に示すＩＡＢＰ駆動装置１０の内部構成を表すブロック図は、ＩＡＢＰ駆動装置１０内での処理を説明するための概念的なものであり、ＩＡＢＰ駆動装置１０における処理は、中央演算処理装置（ＣＰＵ）を用いて処理されても良く、複数の演算回路を組み合わせることにより処理されても良い。
【符号の説明】
【０１６１】
１０…ＩＡＢＰ駆動装置
１１…心電図信号タイミング算出部
１６…第３データ取得部
２０…第４データ算出部
２４…Ｒ波タイミング検出部
２６…基準値算出部
２５…Ｒトリガ判定閾値
２８…比較部
４０…記憶部
５２…ＥＣＧ膨張／収縮タイミング算出部
５５…心電図信号タイミング情報
６０…ＩＡＢＰ駆動制御本体部
６１…制御手段
６５…同期判定部
６６…圧力発生手段
６８…バルーン
７０…血圧タイミング算出部
７４…第１データ取得部
７５…血圧タイミング情報
７６…開始点検出部
７８…データ管理部
８２…第２開始点
８４…第２データ記憶部
８６…判断部
８７…パターン認識部
８９…心収縮期パターン認識部
９２…ＢＰ膨張／収縮タイミング算出部
９５…ＢＰ平均値算出部
９６…遅延時間算出部
【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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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【国際調査報告】
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