(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
動脈血圧信号P(t)曲線に基づいて大動脈における血流速度D(t)曲線を計算し且つ各心臓周期において血流速度D(t)曲線に基づいて駆出相の開始後に見られる血流速度D(t)曲線における最初の極小点が出現する時点を決定する手段を含む心臓周期における特徴点を決定する装置。
【請求項２】
前記手段は、動脈血圧信号P(t)曲線に基づいて血流速度D(t)を計算するための計算プログラムを負荷された計算装置を含む、請求項1の装置。
【請求項３】
前記装置は、最初の極小点に到達した時点で信号を発する手段をさらに備える、請求項１の装置。
【請求項４】
血流速度D(t)が閾値Dd未満である、請求項１の装置。
【請求項５】
閾値Ddが、左心室からの血流速度が最大値に達したときに、その血流速度の10％に等しい、請求項４の装置。
【請求項６】
Dd=0である、請求項４の装置。
【請求項７】
前記装置は、駆出相の開始後に見られるD(t)=0の時点で信号を発する手段をさらに備える、請求項１の装置。
【請求項８】
前記信号は、拡張のために大動脈内バルーン・ポンプ(IABP)を作動させる、請求項３または７の装置。
【請求項９】
前記装置は、駆出相の開始の時点で信号を発する手段をさらに備える、請求項１の装置。
【請求項１０】
前記信号は、収縮のために大動脈内バルーン・ポンプ(IABP)を作動させる、請求項９の装置。
【請求項１１】
前記装置は、動脈血圧信号P(t)上の高周波ノイズを除去するためのフィルターをさらに備える、請求項１の装置。
【請求項１２】
動脈血圧信号P(t)曲線に基づく、大動脈における血流速度D(t)曲線の計算は、ウィンドケッセル・モデルに基づく、請求項１の装置。
【請求項１３】
(a)動脈血圧信号P(t)曲線に基づいて大動脈における血流速度D(t)曲線を計算するステップと、
(b)各心臓周期において血流速度D(t)曲線に基づいて駆出相の開始後に見られる血流速度D(t)曲線における最初の極小点が出現する時点を決定するステップとを含む、心臓周期における特徴点を決定する方法。
【請求項１４】
前記方法は、最初の極小点に到達した時点で信号を発するステップをさらに含む、請求項１３の方法。
【請求項１５】
血流速度D(t)が閾値Dd未満である、請求項１３の方法。
【請求項１６】
閾値Ddが、左心室からの血流速度が最大値に達したときに、その血流速度の10％に等しい、請求項１５の方法。
【請求項１７】
Dd=0である、請求項１５の方法。
【請求項１８】
前記方法は、駆出相の開始後に見られるD(t)=0の時点で信号を発するステップをさらに備える、請求項１３の方法。
【請求項１９】
前記信号は、拡張のために大動脈内バルーン・ポンプ(IABP)を作動させる、請求項１４または１８の方法。
【請求項２０】
前記方法は、駆出相の開始の時点で信号を発するステップをさらに備える、請求項１３の方法。
【請求項２１】
前記信号は、収縮のために大動脈内バルーン・ポンプ(IABP)を作動させる、請求項２０の方法。
【請求項２２】
動脈血圧信号P(t)曲線に基づく、大動脈における血流速度D(t)曲線の計算は、ウィンドケッセル・モデルに基づく、請求項１３の方法。
【発明の詳細な説明】
本発明は、心臓周期における特徴点の決定装置に関する。この装置は、例えば、大動脈内バルーン・ポンプ(IABP)の活性化に使用することができる。
IABPは、例えば、機能不全な心臓を持つ患者の大動脈に挿入される大動脈内バルーン(IAB)と、ポンプ装置とを含む。
各心臓周期において、IABは、左心室の駆出相の終了後にポンプ装置によって拡張され、次の駆出相の開始前に再び収縮される。
心臓のポンプ活動は、このようにして改善され、冠状動脈に対する血液供給も改善される。
IABPが十分に機能を発揮するためには、IABが、心臓周期の適正な時点において拡張・収縮されることがきわめて重要である。特に、IABが拡張される時点の適正な選択が非常に重要である。
もしもIABの拡張があまりに早く起こるならば、心臓のポンプ活動の強化は弱められる、または、ポンプ活動が悪影響を被ることすらある。なぜならば、拡張の早すぎるIABは、その時点でまだ継続中である左心室の駆出期において、大動脈の流体抵抗の原因となるからである。
選択時点が遅すぎても、IABPの機能はやはり効果的でなくなる。その場合、ポンプによってIABを通過する血液量は少なくなり、冠状動脈、および、血管床は、ほんのごく短期間しか高い還流圧を受けなくなる。
IABの拡張・収縮時点は、心電図(ECG)に基づいて、心臓周期の一定時点に、熟練者によって手動で設定されてもよい。この方法の欠点は、心臓周期において、漸進的な加速または減速がある場合、その設定時点が、次第に所期の時点から変位し、従って、繰り返し再設定しなければならないことである。さらに、この方法では、不規則な心臓周期を配慮することができない。また、特に、IABの拡張時点の設定が十分正確に実行できない。
駆出相の終了及びそれに伴う大動脈弁の閉鎖は、動脈血圧信号P(t)における切込みの出現によって正確に示される。この切込みはまた、切痕点という名でも呼ばれる。
米国特許第５，１８３，０５１号は、動脈血圧信号P(t)の曲線において、あらかじめ定めた期間内において、この切込みを求め、それによってこの切痕点を定める試みを実行する装置を開示している。しかしながら、この期間の設定が不適正な場合もあり、それに加えて、装置は、血圧信号が低く抑えられた状態では作動しない。なぜならば、その場合、切痕点は明白な血圧変化を伴わないからである。
この装置のもう一つの欠点は、この装置も不規則な心臓周期に対して配慮できないことがある。一方、IABPが適用される患者は一般に、不規則な心臓周期を持つ。さらに、IABPを活性化するための装置の使用については、米国特許第５，１８３，０５１号にはまったく言及されていない。
動脈血圧信号P(t)曲線において切痕点を検出する装置が、IEEE Transactions on Biomedical Engineering（生物学・医学工学に関するIEEE学界報告）1990年、37(2)、第182-192頁に提案されている。しかしながら、この装置では、大動脈血圧信号曲線における不規則動揺を、切痕点と解釈する可能性があるが、そのようなことがあれば、IABPの機能は損なわれてしまう。
米国特許第４，８０９，６８１号は、ECGに基づいて、IABを拡張する時点を決定するIABP活性化装置を開示している。しかしながら、この装置を用いて切痕点を決定することはできない。
Sakamoto等は、ASAIO Journal（アサイオ・ジャーナル）1995年、第79-83頁において、ECGに基づいて心臓周期における切痕点の位置を予測する装置を開示している。この予測は、先行する心拍期間から、駆出相の長さを計算することによって行なう。この装置もやはり不正確である。
本発明の目的は、前述の欠点を持たない、心臓周期における特徴点を決定する装置を提供することである。
驚くべきことに、この目的は、本装置が、動脈血圧信号P(t)曲線に基づいて、大動脈の血流速度D(t)曲線を計算し、かつ、各心臓周期における血流速度D(t)曲線に基づいて、切痕点の存在する時点(ti)を決定する手段を備えることによって実現される。
切痕点の存在する時点はD(t)曲線から瞬時的に決定することができるので、心臓周期内で切痕点に到達するときに、本装置によって、IABPを厳密に適正時点で（リアルタイムで）活性化することができる。
本発明による装置のもう一つの利点は、動脈血圧曲線だけを測定すればよいだけであるから、簡単な工程で済むことである。
本発明による装置は、多くの目的のために使用することができる。例えば、本装置は、心機能支持装置の活性化に用いるのに好適である。本装置は、IABPを活性化するのに好適である。さらに、本装置を、ある心拍の駆出相の期間を決定し、それの、同心拍の全期間に対する相対値を求める監視装置の一部として使用することも可能である。患者の血行動態を、このような監視装置によって追跡することができる。この追跡は、動脈血圧信号または肺血圧信号に基づいて実行することができる。
本装置は、切痕点への到達時点で信号を発する手段を持つことが好ましい。上記信号によって、IABPが，例えば、活性化されて、IABを拡張する。本装置の含む、動脈血圧信号P(t)曲線に基づいて血流速度D(t)曲線を計算するための手段は、計算装置、例えば、コンピュータ、マイクロプロセッサー、または、ディジタル計算機であってもよい。この場合の計算装置には、動脈血圧信号P(t)に基づいて血流速度D(t)を計算するための計算プログラムが負荷される。
この計算プログラムは、動脈血圧信号P(t)に基づいて血流速度D(t)を計算する技術に精通した当業者には既知のモデルの一つに基づくものであってもよい。
そのようなモデルの例が、IEEE Transactions on Biomedical Engineering（生物学・医学工学に関するIEEE学界報告）1995年、32(2)、第174-176頁、Am.J.Physiol.（アメリカ生理学界誌）1988年，255（Heart Circ.Physiol.心臓および循環生理学編），H742-H753、及びＷＯ第９２／１２６６９号に記載されている。
計算プログラムが、ウィンドケッセル(Windkessel)モデルに基づいている場合には、上記の文献にも記載されているように、きわめてよい結果が得られる。好適な実施例においては、ウィンドケッセル・モデルは、三つの要素に基づく。すなわち、特徴的入力抵抗Rao、動脈コンプライアンスCw、及び末梢抵抗Rpである。
特徴的入力抵抗Raoは、心臓の経験する流体抵抗を表わす。動脈コンプライアンスCwは、大動脈及び動脈が、弾性的拡張の結果として、ある特定量の血液を保存する能力を表わす。末梢抵抗Rpは、血管床の抵抗を表わす。
ウィンドケッセル・モデルにおけるこれらの要素に用いられる値は、文献から求められる。好適な値は、例えば、Am.J.Physiol.（アメリカ生理学界誌）1988年，255（Heart Circ.Physiol.心臓および循環生理学編），H742-H753から求められる。
ＷＯ第９２／１２６６９号に記載されているように、大動脈の弾性が現時点血圧に依存することを考慮に入れるならば、きわめてよい結果が得られる。
ウィンドケッセル・モデルによる計算プログラムの利点は、計算で使用される、モデル要素に対する数値は、計算によって得られた血流速度の絶対値には影響を及ぼすけれども、切痕点の位置は、これらの要素にために用いた数値によっては、ごく僅かしか左右されないということにある。従って、ある特定の患者について、切痕点の計算においてよい結果を得るために、要素に対する数値をきわめて正確に知るという必要がない。
切痕点の位置は、このようにして計算された血流速度D(t)曲線からはきわめて正確に決定することができるが、同点は、動脈血圧信号P(t)曲線から決定するのは困難である。
このようにして、左心室の駆出相の開始後に、血流速度D(t)曲線に現れる最初の極小点を決定することができる。この点が切痕点を表わす。
血流速度D(t)の極小値は、既知の計算法の一つによって求めることができる。例えば、各場合について、血流速度D(t)曲線の連続する３数値を互いに比較することも可能である。もしもD(t-dt)>D(t)<D(t+dt)なる条件が満たされたならば、極小値は時間ｔにて達せられたことになる。もしもdtのレベルを十分に低く選ぶならば、極小値は、実際には、ほとんどその到達時点において決定され、かつ、その瞬間に信号を発生させ、IABPに供給することもできる。dtはできれば0.02秒未満であることが好ましく、0.01秒未満であればさらに好ましく、0.005秒未満であればそれよりももっと好ましい。
もしも極小値の出現が、その極小値の到達時点において、血流速度が、さらに、ある特定の閾値Dd未満である条件に依存するということになれば、さらに正確な結果が得られる。これによって、左心室の駆出相に出現することのある、血圧信号の反跳現象を、切痕点として検出することがなくなる。この閾値は、例えば、左心室からの血流速度が最大値に達した時、その時の血流速度値の10％に等しいものとしてもよい。計算プログラムは、各心臓周期後に、この閾値を再計算するように設定することもできる。閾値は、できればゼロに等しくなるように(Dd=0)、選ぶのが好ましい。この閾値は、切痕点の出現直前に到達されるから、反跳現象が誤って切痕点として検出される機会はごく少ない。
D(t)が丁度ゼロ値を越えたばかりの時点で、D(t)の正確な計算値を得るためには、Rpに対する正確な値を知ることが重要である。この値はさらに、ウィンドケッセル・モデルを用いて、Rao、Cwから計算することができる。この場合、1回の心拍において、または、数回の心拍の場合についても、ウィンドケッセル・コンプライアンスに流入する血液の全量は、再び、そのコンプライアンスから流出すると仮定する。ある患者のRaoとCwそれ自体は、その性別と年令が知れれば、正確に推定することができる。
さらに、駆出相の開始後、D(t)=0となる時点に切痕点を定めることも可能である。これによって、大動脈弁が閉鎖する直前に、信号をIABPに送り込むことが可能になる。さらに、IABの拡張時に慣性が見られる場合には、弁が実際には閉鎖中の時期に、IABを拡張させてもよい。
左心室の駆出相の開始は、ECG、動脈血圧信号P(t)、または、この両者の結合に基づいて決定することができる。これを実現する方法は、当業者には既知である。
駆出相の開始到達時点を、本発明による装置に送ってもよい。本装置は、その時点を用いて本装置を活性化し、それによって、次の切痕点計算を実行する。IABPを収縮させるための信号も、この時点で、IABPに供給してもよい。
装置が、血圧信号から、高周波ノイズを濾過するためのフィルターを備えるならば、本発明によるさらに改良された装置が得られることになる。
これによって、血圧信号曲線における不規則性が濾過によって除去され、その結果、装置が、切痕点を不適当な時点に検出する機会をさらに減少させることができる。このことは、装置が、頻繁な電磁波の出現によってその正常機能が撹乱される恐れのある環境下で作動しなければならない場合には特に重要である。
本発明による装置は、動脈血圧測定用の圧記録装置に接続され、かつ、その圧記録装置はIABに接続されることが好ましい。このようにすれば、血圧信号P(t)が装置に供給され、かつ、血圧信号P(t)が、大動脈において、すなわち、心臓の直後で測定される。これによって、血圧信号が、装置によって誤って切痕点として特定されるような不規則性を持つ機会がさらに低下する。この方法のもう一つの利点は、測定血圧信号は、例え変化があるとしても、せいぜいわずかに遅れるだけで、心臓周期の瞬時段階は適切に反映することである。
本発明を、図を参照しながら詳細に説明するが、それらに制限されるものではない。
図１は、動脈血圧測定値P(t)曲線の一例を示す。P(t)をミリメーター水銀圧(mmHg)でy軸上にプロットし、時間を秒(sec)でx軸上にプロットする。
図２は、ウィンドケッセル・モデルの模式図である。
図３は、図２のウィンドケッセル・モデルに基づいて、動脈血圧信号P(t)曲線から血流速度D(t)曲線を計算する計算プログラムの模式図である。
図４は、図３の計算プログラムを用いて、図１の測定動脈血圧信号P(t)曲線から求めた血流速度D(t)曲線を示す。D(t)を、秒当たりミリリットル(ml／sec)でｙ軸上にプロットし、ｘ軸上にはここでも時間をプロットした。
図１において、動脈血圧信号P(t)曲線における時間aは、左心室の駆出相の開始時点である。これは、IABを拡張しなければならない時点である。さらに、この時点において、本発明による装置に信号を供給し、それによって、心臓周期の典型時点を決めるための計算周期をスタートさせてもよい。時間aは、ECG、動脈血圧信号P(t)、または、その両方に基づいて決定してよい。
時間bは、切痕点に到達し、心臓弁が閉鎖する時点である。これが、IABを拡張しなければならない時点である。明白に見てとれるように、切痕点は、動脈血圧信号P(t)曲線において、鈍な極小点として出現する。
時間a’において、心臓周期は終了し、次の心臓周期の駆出相が始まる。時間間隔a−bは、収縮期という名でも知られている。時間間隔b−a’は、拡張期という名でも知られている。
図２は、下記の要素を含む簡単なウィンドケッセル・モデルの模式図である。その要素とはすなわち、特徴的入力抵抗Rao(1)、動脈コンプライアンスCw(2)、および、末梢抵抗Rp(3)である。さらに、動脈弁は、理想的ダイオード(4)によってモデル化される。すなわち、このダイオードは、心臓周期においてD(t)が負になった後閉鎖する。
図３は、切痕点を計算するための計算プログラムの模式図を示す。
図３の(1)で示される工程１において、駆出相の開始（時点a）が、例えば、ECGに基づいて検出される。駆出相の開始時が検出されない間は、D(t)=0が仮定される。もしも駆出相の開始が検出されたならば、工程2(2)に進む。
工程２において、測定圧信号P(t)に基づいて、血流速D(t)の曲線が、例えば、下記の方程式を用いて計算される。
(1+Rao/Rp)・Iao+Pao・Cw・Iao*=Rao/Rp+Cw・Pao*
（Iao*及びPao*は、Iao及びPaoの時間に関する一次微分である。）
D(t)<0になると直ちに、プログラムは、例えば、各場合について、D(t)曲線において、連続する少なくとも三つの連続点を比較することによって、D(t)における最初の極小点を求める。
この最初の極小点、すなわち、切痕点に到達した場合、信号がIABPに送られ、工程1(1)が再び始まる。
図４の血流速度曲線は、図１の動脈血圧信号曲線から図３の計算プログラムに従って計算されたものであるが、この曲線において、切痕点は、鋭い極小値として明瞭に認めることができる。
図２のダイオード(4)は、拡張期において、D(t)をゼロに等しくする。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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