血液量測定装置及び血液量測定装置の測定結果の評価方法
【課題】 被測定対象の心拍出量に関するパラメータを用いて血液量を推定する血液量測
定装置は、生体信号のアーチファクトや、モニタリングパラメータと生体信号の相関関係
が変化したときにモニタリングパラメータの推定値の算出精度が低下し、血液量の測定結
果の信頼度が低下したことを評価できる血液量測定装置及びその評価方法を提供する。
【解決手段】 被測定対象の心拍出量に関するパラメータを用いて血液量を推定する第１
の血液量算出手段と、被測定対象の酸素代謝に関するパラメータを用いて血液量の需要量
を推定する第２の血液量算出手段とを備えたことを特徴とする血液量測定装置。
定装置は、生体信号のアーチファクトや、モニタリングパラメータと生体信号の相関関係
が変化したときにモニタリングパラメータの推定値の算出精度が低下し、血液量の測定結
果の信頼度が低下したことを評価できる血液量測定装置及びその評価方法を提供する。
【解決手段】 被測定対象の心拍出量に関するパラメータを用いて血液量を推定する第１
の血液量算出手段と、被測定対象の酸素代謝に関するパラメータを用いて血液量の需要量
を推定する第２の血液量算出手段とを備えたことを特徴とする血液量測定装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、心臓の拍動により駆出される血液量を測定する血液量測定装置及び血液量測
定装置の測定結果の評価方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
医療施設において、その手術室，集中治療室，救急処置室，人工透析室などにいる患者に対して、循環動態の変動に対する監視は、できる限り連続的に行う必要がある。従来、このような患者の循環動態の変動に対する監視は、主として、直接的な血圧監視をすることによって行われていた。生体は中枢部の血圧が一定の範囲に収まるように心拍出量、血管抵抗を調節しているものである。従って、早期に患者の循環動態の変動を知るためには、直接的な血圧監視のみでは充分でなく、また血圧に変化が見られたときに、その原因を知る必要がある。そのために、血圧の変化を監視する以外に、心拍出量の変化を監視する
必要がある。
【０００３】
患者の循環動態の変動を非侵襲で連続的に常時監視することができ、さらに、カテーテルの挿入など、熟練した医療従事者の技術が不要で、患者に対する苦痛が少なく、侵襲しないので感染の恐れがなく、且つ低コストの血液量測定方法、測定装置及び生体信号モニタ装置が知られている。（特許文献１参照）
【０００４】
上記特許文献１には、心臓の拍動により駆出される血液量（心拍出量）を測定する原理について以下の記載がなされている。
図４に示すウィンドケッセルモデルを用いると大動脈に収縮期に流入した流量、つまり一回拍出量SVから収縮期に末梢に流れ出た流量Qsを差し引いた流量SV−Qsは、大動脈コンプライアンスCと脈圧（この明細書では、狭義の脈圧（収縮期血圧値と拡張期血圧値との差）をPPで表わし、広義の脈圧（収縮期血圧値（最大値），拡張期血圧値（最小値），又はその差及び平均値血圧値等）をBPで表わす。）である。
SV−Qs＝C＊PP 式1
【０００５】
拡張期に末梢に流れ出る流量Qdは、SV−Qsと等しい。
またQs、Qdはそれぞれ収縮期、および拡張期の動脈圧Ｖを血管抵抗Ｒで割って、収縮期時間Ts及び拡張期時間Tdを掛け合わせたものになるが、簡易的にそれぞれ、Ts、Tdに比例すると考えると、
（ Qd＝）SV−Qs＝SV＊Td／（Ts＋Td） 式2
で表される。
【０００６】
式１、式２より
SV＊Td／（Ts＋Td）＝C＊PP
∴SV＝C＊PP＊（1+Ts／Td） 式３
【０００７】
ここで、測定期間中、CとTs／Tdが変わらないとしてＣ＊（1+Ts／Td）をKとおくと、
SV＝K＊PP 式４
∴PP＝SV＊１／Ｋ式５
このようにウィンドケッセルモデルに従うと脈圧はSVに比例することになる。
【０００８】
実際には実測される脈圧PP1は式５に基づく脈圧PP2（式５ではPPとしたが、以下の説明ではPP2とする）と血管収縮薬を用いたときなどに見られる脈圧の増高分PP3から成り立ち式６のようになる。
PP1＝PP2+PP3 式６
【０００９】
仮にPP3がないとしたら、式4、式６から
SV＝K＊PP1 式７となり、実測した血圧からSVが実測できることになるが、血管収縮薬を用いるときなどはPP1がPP3を含んでしまうので、SVを過大に評価してしまう。
そのことが血圧からSVを算出する場合の問題点となっていた。
【００１０】
また、上述の如く、観血的に測定される動脈血圧波形から一回拍出量さらには心拍出量を計算から求める装置の測定精度について、「手術後のＩＣＵ（集中治療室）に入室した患者において、血管収縮薬フェニレフリンの投与によって血管抵抗が約60%変化したときに先に示した装置の測定値は、スタンダードとして用いられている熱希釈方式の心拍出量計の測定値よりも顕著に高いバイアスが現れたので、そのようなに時には熱希釈方式の心拍出量計により再校正する必要があること。」が報告されている。尚血管収縮薬を用いるときなどは末梢側からの反射波の影響で脈圧が増高することが知られており、PP3はそれ
らに相当するものである。
【００１１】
心電図から末梢のSｐO2脈波までの到達時間である脈波伝播時間（以下PWTT）は以下の成分から成り立つ。
PWTT＝PEP＋PWTT1＋PWTT2 式８
【００１２】
ここで、図９に示す如く、PEPは心臓の前駆出時間で、心臓が電気的な興奮を開始してから大動脈弁が開くまでの時間である。また、PWTT1は大動脈弁が開いて大動脈に脈波が発生してから通常観血的に血圧測定等を行っている末梢側の動脈に伝播するまでの時間である。また、PWTT2は脈波が末梢側の動脈からさらに末梢の光電脈波を計測している血管に伝播するまでの時間である。
【００１３】
我々は、成犬１０頭でPEP+PWTT1としてECGのR波から大腿動脈脈波の立ち上がりまでの時間を測定して、PEP+PWTT1の時間と血圧の関係を血管収縮薬投与を条件として含んで、血管拡張薬投与や心臓の収縮力増強、心臓の収縮力減弱、脱血の各条件下で測定して、脈圧PP1とPEP+PWTT1の時間の間に良い相関のあることを見出した。
図５は、代表的なPWTTと脈圧（PP）（Pulse-Pressure）の関係を示す図である。
【００１４】
従って、脈圧PP1とPEP＋PWTT1の間の関係は式９のように表すことができる。
PEP＋PWTT１＝a＊PP1＋ｂ 式９
またPWTT2とPP1の関係を式１０のようにおいた。
PWTT2＝ｃ＊PP1＋ｄ＋ｅ 式１０
【００１５】
血管収縮薬を用いること等によりPP3が現れた時にはその他の条件の時に比べてPWTT2は、延長する傾向があることを見出したので、その延長に相当する分をeとおいた。（ここで、ｅは定数とは限らない。）
【００１６】
そこで、式８を式９、式１０で書き換えると
PWTT＝（ａ＊PP1＋ｂ）＋（ｃ＊PP1＋ｄ＋e）
∴ PP1＝１／（ａ＋ｃ）＊（PWTT−ｂ−ｄ−ｅ） 式１１
【００１７】
式６におけるPP2に式５の右辺を代入すると
PP1＝SV＊１／Ｋ＋PP3 式１２
式１１、式１２より
１／（ａ＋ｃ）＊PWTT−（ｂ＋ｄ）／（ａ＋ｃ）＝SV＊１／Ｋ＋PP3＋e／（ａ＋ｃ）
∴SV＝Ｋ＊（１／（a＋ｃ）＊PWTT−（ｂ＋ｄ）／（ａ＋ｃ））−Ｋ＊（PP3＋e／（ａ＋ｃ））式１３
【００１８】
上述の如く、血管収縮薬を用いるなどしてPP3が現れる時にはPWTT2が延長傾向になることを実験的に見出したので、その関係を図８に示す。
フェニレフリンを投与すると、図８に示す如く、PP3が現れて、PP1は増大していくが、PWTT2 とPP1の間には脱血時やペントバルビタール投与時のような関係はもはやフェニレフリン投与時には見られなくなり、PWTT2は延長傾向になる。
したがって、図７のようにフェニレフリン投与時でもSVとPWTTの間には他の条件下と同様な負の相関関係が保たれているので、式１３の右辺第二項Ｋ＊（PP3＋e／（ａ＋ｃ））
はほぼ無視できることを実験的に見出した。
【００１９】
そこで１／（a＋ｃ）＝α、−（ｂ＋ｄ）／（ａ＋ｃ）＝β とおくと
SV＝Ｋ＊（α＊PWTT＋β） 式１４
α、βは実験的に求められる患者に固有の係数である。
【００２０】
さらに心拍出量を以下の式で計算できる。
esCO＝ Ｋ＊（α＊PWTT+β）＊ＨＲ 式１５
ここでesCOはL／minで表される心拍出量であり、Ｋは実験的に求められる患者に固有な定数である。
【００２１】
なお、式１５は式１６のようにも置き換えられる。
esCO＝（αK＊PWTT＋βK）＊HR 式１６
αK、βKは実験的に求められる患者に固有な係数である。
【００２２】
式１４，式１５及び式１６のようにPWTTを用いてSV及びesCOを算出すると、図６に示すように血管収縮薬を用いるなどの脈圧が増高するような時でも、図７に示すようにＳＶとPWTTの間には他の条件と同様な関係が保たれているので、従来の血圧を用いてSVを算出する場合に見られる問題点が解決できる。
当然COも過大に評価されることはない。
図６および図７は、動物実験で血管収縮時、脱血、心抑制時に測定したSVとPP1、及びSVとPWTTの関係である。
なお、フェニレフリン投与時には、６０％を超える血管抵抗の増加があった。
【００２３】
次に、本発明に係る血液量測定方法を適用した生体信号モニタ装置の実施形態を、図面を参照しながら詳細に説明する。
図１０は生体信号モニタ装置の一実施形態の構成を説明するためのブロック図であり、図１１は、本発明に係る生体信号モニタ装置による測定形態の一例を説明する模式図である。図９は、測定された各脈波の波形を示す図である。
【００２４】
収縮・拡張期血圧測定手段２０は、図１０に示すように、カフ２５、加圧ポンプ２７、圧力センサ２８、カフ圧検出部２９、Ａ／Ｄ変換器２２等により構成されている。
【００２５】
具体的には、図１１に示すように、カフ２５を患者の上腕部に装着して測定を行う。このカフ２５は、生体信号モニタ装置本体１０内に設けられた排気弁２６によってその内部が大気に対して開放または閉塞される。また、カフ２５には、生体信号モニタ装置本体１０内に設けられた加圧ポンプ２７によって空気が供給される。生体信号モニタ装置本体１０内には圧力センサ２８（カフ脈波センサ）が取り付けられており、このセンサ出力がカフ圧検出部２９によって検出される。
このカフ圧検出部２９の出力は、Ａ／Ｄ変換器２２によってディジタル信号に変換され、心拍出量演算手段４０に取り込まれる（図１４においては、カフ圧検出部２９、Ａ／Ｄ変換器２２、心拍出量演算手段４０は、生体信号モニタ装置本体１０内に含まれる）。
【００２６】
図９（ａ）は心電図波形であり、心臓から出た直後の大動脈圧は、図９（ｂ）に示すような波形となる。また、図９（ｃ）（ｄ）に示すような末梢側動脈波形及び末梢脈波波形が得られる。
【００２７】
脈波伝播時間測定手段３０は、図１０に示すように、時間間隔検出基準点測定手段３１、Ａ／Ｄ変換器３２、光電脈波検出センサ３３、脈波検出部３４、Ａ／Ｄ変換器３５、等により構成されている。
【００２８】
時間間隔検出基準点測定手段３１は、心電図のＲ波の発生時点を検出するためのものであり、この検出部の出力は、Ａ／Ｄ変換器３２によりディジタル信号に変換されて、心拍出量演算手段４０に取り込まれる。この時間間隔検出基準点測定手段３１は、具体的には、図１１に示すような、被験者の胸部に装着される心電図電極３１ａ（心電図測定手段）からなる。この心電図電極３１ａと電気的に接続された測定データ送信器５０から、測定データが生体信号モニタ装置本体１０に無線送信される。この送信された測定データは、生体信号モニタ装置本体１０内のＡ／Ｄ変換器３２によりディジタル信号に変換されて、
心拍出量演算手段４０に取り込まれる。このようにして、図９（ａ）に示すような心電図波形が得られる。
【００２９】
一方、光電脈波検出センサ３３は、図１１に示すように、指など患者の末梢部に装着し、例えば、SｐO2測定等を行い、脈波伝播時間を得るものである。この光電脈波検出センサ３３は、測定データ送信器５０と電気的に接続され、測定データ送信器５０は、生体信号モニタ装置本体１０に測定データを無線送信する。この測定データが、生体信号モニタ装置本体１０内の脈波検出部３４に送られることで、患者の装着部位の脈波（光電脈波）が検出される。脈波検出部３４の出力は、Ａ／Ｄ変換器３５によりディジタル信号に変換されて、心拍出量演算手段４０に取り込まれる。 このようにして、図９（ｄ）に示すような光電脈波の波形（末梢部の波形）が得られる。
【００３０】
次に、前記式１６、esCO＝（αK＊PWTT＋βK）＊HRからesCOを求める演算処理について図１２〜１５を用いて説明する。
【００３１】
先ず、初期値のαKを用いて、βKを校正で求めて、esCOを演算する手順を図１２を用いて説明する。
・αKの初期値を読み込む。（ステップS1）
・PWTT及びHRを取得する。（ステップS2）
・次に、βKはあるか否かの判断をする。（ステップS3）
・ステップS3の判断がNOの場合、校正用のCO値の入力要求を表示する。（ステップS4）
・校正用のCO値が入力されたか否かの判断をする。（ステップS5）
・ステップS5の判断でYESの場合には、入力されたCO値と、取得したPWTT及びHRを、CO1，PWTT1及びHR1としてレジスタに格納する。（ステップS6）
・βK＝CO1／ＨＲ１−αＫ＊PWTT1の式によりβKを求める。（ステップS7）
・求めたβKを用いて、esCO＝（αK＊PWTT＋βK）＊HRからesCOを求める演算する。（ステップS8）
・ステップS3の判断がYESの場合も同様に、esCO＝（αK＊PWTT＋βK）＊HRからesCOを演算する。（ステップS8）
・演算で求めたesCOを表示する。（ステップS9）
上記処理を逐次繰り返す。
【００３２】
次に、αK及びβKを校正で求めて、esCOを演算する手順を図１３を用いて説明する。
・αKの初期値を読み込む。（ステップS1）
・PWTT及びHRを取得する。（ステップS2）
・次に、βKはあるか否かの判断をする。（ステップS3）
・ステップS3の判断がNOの場合、校正用のCO値の入力要求を表示する。（ステップS4）
・校正用のCO値が入力されたか否かの判断をする。（ステップS5）
・ステップS5の判断でYESの場合、入力されたCO値と、取得したPWTT及びHRを、CO1，PWTT
1及びHR1としてレジスタに格納する。（ステップS6）
・βK＝CO1／ＨＲ１−αＫ＊PWTT1の式によりβKを求める。（ステップS7）
・求めたβKを用いて、esCO＝（αK＊PWTT＋βK）＊HRからesCOを求める演算する。（ステップS8）
・ステップS3の判断がYESの場合、αKの再校正を行うか否かの判断をする。（ステップS10）
・ステップS10の判断でNOの場合、上記と同様に、esCO＝（αK＊PWTT＋βK）＊HRからesC
Oを求める演算する。（ステップS8）
・ステップS10の判断がYESの場合、校正用のCO値の入力要求を表示する。（ステップS11）
・校正用のCO値が入力されたか否かの判断をする。（ステップS12）
・ステップS12の判断でYESの場合、入力されたCO値と、取得したPWTT及びHRを、CO2，PWTT2及びHR２としてレジスタに格納する。（ステップS13）
・αK及びβKを
CO1＝（αK＊PWTT1＋βK）＊HR1
CO2＝（αK＊PWTT2＋βK）＊HR2
の２式より算出する。（ステップS14）
・求めたαK及びβKを用いて、esCO＝（αK＊PWTT＋βK）＊HRからesCOを求める演算する
。（ステップS8）
・ステップS10の判断でNOの場合、同様に、esCO＝（αK＊PWTT＋βK）＊HRからesCOを求める演算する。（ステップS8）
・演算で求めたesCOを表示する。（ステップS9）
上記処理を逐次繰り返す。
【００３３】
また、αが初期値で、β及びKを校正で求めて、esCOを演算する手順を図１４を用いて説明する。（βの校正は、血管収縮薬投与等による脈圧の増高がない時に行う。）
・αの初期値を読み込む。（ステップS1）
・PWTT及びHRを取得する。（ステップS2）
・次に、βはあるか否かの判断をする。（ステップS15）
・ステップS15の判断でNOの場合、校正用血圧測定要求を表示する。（ステップS16）
・校正用血圧測定が行われたか否かの判断をする。（ステップS17）
・ステップS17の判断でYESの場合、測定されたPP値と、取得したPWTT及びHRをPP1，PWTT1，HR1としてレジスタに格納する。（ステップS18）
・β＝PP1−α＊PWTT1の式によりβを算出する。（ステップS19）
・ステップS15での判断がYESの場合及び、ステップS19でβを算出した後に、Kがあるか否かの判断をする。（ステップS20）
・ステップS20での判断がNOの場合、校正用のCO値の入力要求を表示する。（ステップS21）
・校正用のCO値が入力されたか否かの判断をする。（ステップS22）
・ステップ22の判断でYESの場合、入力されたCO値をCO1としてレジスタに格納する。（ステップS23）
・K＝CO1／（α＊PWTT1＋β）＊HR1の式によりKを求める。（ステップS24）
・ステップS20での判断がYESの場合及び、ステップS24でKを算出した後に、esCO＝K＊（α＊PWTT＋β）＊HRの式からesCOを演算する。（ステップS25）
・演算で求めたesCOを表示する。（ステップS26）
上記処理を逐次繰り返す。
【００３４】
また、α，β及びKを校正で求めて、esCOを演算する手順を図１５を用いて説明する。
（α，βの校正は、血管収縮薬投与等による脈圧の増高がない時に行う。）
・αの初期値を読み込む。（ステップS1）
・PWTT及びHRを取得する。（ステップS2）
・次に、βはあるか否かの判断をする。（ステップS15）
・ステップS15の判断でNOの場合、校正用血圧測定要求を表示する。（ステップS16）
・校正用血圧測定が行われたか否かの判断をする。（ステップS17）
・ステップS17の判断でYESの場合、測定されたPP値と、取得したPWTT及びHRをPP1，PWTT1，HR1としてレジスタに格納する。（ステップS18）
・β＝PP1−α＊PWTT1の式によりβを算出する。（ステップS19）
・ステップS15の判断でYESの場合、αを再校正するか否かの判断をする。（ステップS27）
・ステップS27の判断でYESの場合、校正用血圧の測定要求を表示する。（ステップS28）
・校正用血圧測定が行われたか否かの判断をする。（ステップS29）
・ステップS29の判断でYESの場合、測定されたPP値と、取得したPWTT及びHRをPP2，PWTT2，HR2としてレジスタに格納する。（ステップS30）
・PP1＝α＊PWTT1＋β
PP2＝α＊PWTT2＋βの２式よりα及びβを算出する。（ステップS31）
・ステップS27の判断がNOの場合及び、ステップS19及びステップS31の処理後、Kはあるか否かの判断をする。（ステップS20）
・ステップS20での判断がNOの場合、校正用のCO値の入力要求を表示する。（ステップS21）
・校正用のCO値が入力されたか否かの判断をする。（ステップS22）
・ステップS22の判断でYESの場合、入力されたCO値をCO1としてレジスタに格納する。（ステップS23）
・K＝CO1／（α＊PWTT1＋β）＊HR1の式によりKを求める。（ステップS24）
・ステップS20での判断がYESの場合及び、ステップS24でKを算出した後に、esCO＝K＊（α＊PWTT＋β）＊HRの式からesCOを演算する。（ステップS25）
・演算で求めたesCOを表示する。（ステップS26）
上記処理を逐次繰り返す。
【００３５】
なお、校正用血圧測定を行わずに、他の血圧計で測定した血圧値をキー入力しても良い。また、末梢の脈波はＳｐＯ２脈波以外にも容積変化を表すものを含む。
【００３６】
上記特許文献１では、患者の循環動態の変動を非侵襲で連続的に常時監視することができ、さらに、カテーテルの挿入など、熟練した医療従事者の技術が不要であり、患者に対する苦痛が少なく、侵襲しないので感染の恐れがなく、且つ低コストの血液量測定方法、測定装置及び生体信号モニタ装置が実現できる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００３７】
【特許文献１】特開２００５−３１２９４７号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００３８】
上記特許文献１に記載の血液量測定方法、測定装置及び生体信号モニタ装置でも、従来のものよりも改良はされているが、実質的には少なくとも１回の校正用ＣＯの入力を伴う校正を必要とするので、高度な医療従事者の技術が要求されること、患者への侵襲度の高さを考えると、到底、手軽に連続して行えることができず、これらの方法により、患者の循環動態の変動を連続的に常時監視することは困難であるという問題を有していた。
本出願人は、上記問題を解決するために、校正用ＣＯの入力を伴う校正を必要としない血液量測定方法、測定装置及び生体信号モニタ装置の出願をしている。
【００３９】
その１例を、従来の図１４に示すαが初期値で、β及びKを校正で求めて、esCOを演算
する手順の改良例を図２と共に以下に示す。
【００４０】
αが初期値で、β及びKを校正で求めて、esCOを演算する手順を、図２を用いて説明する。（βの校正は、血管収縮薬投与等による脈圧の増高がない時に行う。）
・患者特定情報（性別、年齢、身長、体重）を読み込む。（ステップS71）
・αの初期値を読み込む。（ステップS72）
・PWTT及びHRを取得する。（ステップS73）
・次に、βはあるか否かの判断をする。（ステップS74）
・ステップS74の判断でNOの場合、校正用血圧測定要求を表示する。（ステップS75）
・校正用血圧測定が行われたか否かの判断をする。（ステップS76）
・ステップS76の判断でYESの場合、測定されたPP値と、取得したPWTT及びHRをPP1，PWTT1，HR1としてレジスタに格納する。（ステップS77）
・β＝PP1−α＊PWTT1の式によりβを算出する。（ステップS78）
・ステップS74での判断がYESの場合及び、ステップS78でβを算出した後に、Kがあるか否かの判断をする。（ステップS79）
・ステップS79での判断がNOの場合、以下の式を用いてCO1を算出する。（ステップS80）
CO1＝ａ＋ｂ＊性別＋ｃ＊年齢＋ｄ＊BSA＋ｅ＊PWTT1＋ｆ＊HR1＊PP1
但し、BSA（体表面積）＝0.007184 * (身長)∧0.725 *( 体重)∧ 0.425 性別：男＝1，女＝-1
・K＝CO1／（α＊PWTT1＋β）＊HR1の式によりKを求める。（ステップS81）
・ステップS79での判断がYESの場合及び、ステップS81の処理後、esCO＝K＊（α＊PWTT＋β）＊HRの式からesCOを求める演算する。（ステップS82）
・演算で求めたesCOを表示する。（ステップS83）
上記処理を逐次繰り返す。
【００４１】
本発明の課題（目的）は、上述の校正用ＣＯの入力を伴う校正を必要としない血液量測定装置及び特開2005-312947にて開示した校正用ＣＯの入力を伴う校正を必要とする血液量測定装置をはじめとする被測定対象の心拍出量に関するパラメータを用いて血液量を推定する血液量測定装置は、生体信号のアーチファクトや、モニタリングパラメータと生体信号の相関関係が変化したときにモニタリングパラメータの推定値の算出精度が低下し、血液量の測定結果の信頼度が低下したことを評価できる血液量測定装置及びその評価方法
を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００４２】
前記課題を解決するために、本発明の血液量測定装置は、被測定対象の心拍出量に関するパラメータを用いて血液量を推定する第１の血液量算出手段と、被測定対象の酸素代謝に関するパラメータを用いて血液量の需要量を推定する第２の血液量算出手段とを備えたことを特徴とする。
【００４３】
また、被測定対象の特定情報を入力して、当該被測定対象の心拍出量に関する酸素代謝量を推定し、推定した酸素代謝量に基づいて血液量を算出する第１の血液量算出手段と、 被測定対象の脈波伝播時間（PWTT）及び心拍数（HR）に基づいて血液量（CO）＝（αK＊PWTT＋βK）＊HR式から心血液量を算出する第２の血液量算出手段とを備えたことを特徴とする。
【００４４】
また、前記被測定対象の特定情報は、被測定対象の少なくとも、性別、年齢、体表面積（BSA）、血圧及び心拍数（HR）を含むことを特徴とする。
【００４５】
また、前記被測定対象の特定情報には、更に被測定対象の脈波伝播時間（PWTT）を含むことを特徴とする。
【００４６】
また、前記第１の血液量算出手段で算出した第１の血液量と、前記第２の血液量算出手段で算出した第２の血液量とを比較して、前記第１及び第２の血液量算出手段の血液量算出機能を評価して表示する評価表示手段を備えることを特徴とする。
【００４７】
また、前記第１及び第２の血液量算出手段の血液量算出機能の評価は、基準時刻からの算出した第１の血液量と、第２の血液量の変化率の差分に基づいて評価することを特徴とする。
【００４８】
本発明の血液量測定装置は、被測定対象の心拍出量に関するパラメータを用いて血液量を推定する第１の血液量算出手段と、
被測定対象の基準時刻の心拍出量と酸素代謝に関するパラメータを用いて推定した基準時刻からの血液量の需要量の変化量から推定する第３の血液量算出手段とを備えたことを特徴とする。
【００４９】
また、第３の血液量算出手段は、血圧及び心拍数を含むことを特徴とする。
【００５０】
また、第３の血液量算出手段は、さらに被測定対象の脈波伝播時間（PWTT）を含むことを特徴とする。
【００５１】
また、第３の血液量算出手段は、以下の式に基づくことを特徴とする。
CO＝CO1＋e1＊（ＨＲ＊PP-HR0＊PP0）
CO1は、基準時刻の心拍出量、HR0は、基準時刻の心拍数、PP0は基準時刻の血圧、e1は定数
【００５２】
また、第３の血液量算出手段は、以下の式に基づくことを特徴とする。
CO＝CO1＋e1＊（ＨＲ＊PP-HR0＊PP0）＋f1＊（PWTT-PWTT0）
CO1は、基準時刻の心拍出量、HR0は、基準時刻の心拍数、PP0は基準時刻の血圧、PWTT0は基準時刻のPWTT、e1、f１は定数
【００５３】
また、前記第１の血液量算出手段で算出した第１の血液量と、前記第３の血液量算出手段で算出した第３の血液量とを比較して、前記第１及び第３の血液量算出手段の血液量算出機能を評価して表示する評価表示手段とを備えることを特徴とする。
【００５４】
また、前記第１及び第３の血液量算出手段の血液量算出機能の評価は、基準時刻からの算出した第１の血液量と、第３の血液量の変化率の差分に基づいて評価することを特徴とする。
【００５５】
また、本発明の血液量測定装置の測定結果の評価方法は、被測定対象の特定情報として少なくとも、性別、年齢、体表面積（BSA）、血圧及び心拍数（HR）を入力する入力ステップと、前記被測定対象の心拍出量に関する酸素代謝量を推定し、推定した酸素代謝量に基づいて血液量を算出する第２の血液量算出ステップと、前記被測定対象の脈波伝播時間（PWTT）及び心拍数（HR）に基づいて血液量（CO）＝（αK＊PWTT＋βK）＊HR式から心血液量を算出する第１の血液量算出ステップと、基準時刻からの算出した第１の血液量と、第２の血液量の変化率の差分に基づいて評価するステップとを含むことを特徴とする。
【００５６】
また、前記第２の血液量算出ステップでは、以下の式で血液量を算出することを特徴とする。
CO2＝a1＋ｂ1＊sex＋c1＊Age＋d1＊BSA＋e1＊ＨＲ＊PP
但し、ＣＯ２は心拍出量、sex は性別（男＝１、女＝−１）、Age は年齢、BSA は体表面積、HRは心拍数、a1、ｂ1、c1、 d1、 e1は定数
【００５７】
また、前記第２の血液量算出ステップでは、以下の式で血液量を算出することを特徴とする。
CO2＝a2＋ｂ2＊sex＋c2＊Age＋d2＊BSA＋e2＊ＨＲ＊PP＋f2＊PWTT
但し、ＣＯ２は心拍出量、sex は性別（男＝１、女＝−１）、Age は年齢、BSA は体表面積、HRは心拍数、ＰＷＴＴは脈波伝播時間、 a2、ｂ2、c2、 d2、 e2、f2は定数
【００５８】
また、本発明の血液量測定装置の測定結果の評価プログラムは、請求項１４〜請求項１６に記載の各ステップを血液量測定装置のコンピュータに実行させることを特徴とする。
【発明の効果】
【００５９】
本発明の血液量測定装置によれば、生体信号のアーチファクトや、モニタリングパラメータと生体信号の相関関係が変化したときにモニタリングパラメータの推定値の算出精度が低下し、血液量の測定結果の信頼度が低下したことの評価が可能である。
したがって、測定結果の信頼度が低下した場合には、測定系を見直したり、校正をし直したり、他の測定方法に切り換えることができる。
【図面の簡単な説明】
【００６０】
【図１】本発明の生体信号モニタ装置の構成を説明するためのブロック図である。
【図２】参考例の初期値のαを用いて、β，Kを校正して、esCOを演算する手順を示すフローチャートである。
【図３】本発明の初期値のαを用いて、β，Kを校正して、esCOを演算する手順を示すフローチャートである。
【図４】ウィンドケッセルモデルを示す図である。
【図５】代表的なPWTTと脈圧（PP）（Pulse-Pressure）の関係を示す図である。
【図６】動物実験で血管収縮時、脱血、心抑制時に測定したSVとPP1の関係を示す図である。
【図７】動物実験で血管収縮時、脱血、心抑制時に測定したSVとPWTTの関係を示す図である。
【図８】動物実験で血管収縮時、脱血、心抑制時に測定したPP1とPWTT2の関係を示す図である。
【図９】PEP，PWTT1，PWTT2，PWTTの関係を示す図である。
【図１０】従来の生体信号モニタ装置の構成を説明するためのブロック図である。
【図１１】心電図計測手段及び末梢脈波検出手段の患者への装着状態の１例を示す図である。
【図１２】従来の初期値のαKを用いて、βKを校正して、esCOを演算する手順を示すフローチャートである。
【図１３】従来のαK，βKを校正して、esCOを演算する手順を示すフローチャートである。
【図１４】従来の初期値のαを用いて、β，Kを校正して、esCOを演算する手順を示すフローチャートである。
【図１５】従来のK，α，βを校正して、esCOを演算する手順を示すフローチャートである。
【図１６】本発明の第２の実施例により、esCOを演算する手順を示すフローチャートである。
【発明を実施するための形態】
【００６１】
本発明の特徴は、従来では実質的には少なくとも１回の校正用CO値（心拍出量）を入力する校正を必要としていたものを校正用のCO値の入力をせずに、患者の酸素代謝量に関する個人特定情報の入力によって、患者の心拍出量を求めて校正に使用する血液量測定装置及び特開2005-312947にて開示した校正用ＣＯの入力を伴う校正を必要とする血液量測定装置をはじめとする被測定対象の心拍出量に関するパラメータを用いて血液量を推定する血液量測定装置及び血液量測定装置の測定結果の評価方法に関する。
【００６２】
そこで、本発明で使用する心拍出量に関係する個人特定情報である、患者の酸素代謝量に関連する個人特定情報について以下に述べる。 心拍出量は生体の酸素代謝量に応じて、心臓から酸素を含む血液の拍出量のコントロールがなされている。従って、生体の酸素代謝量に関する情報は、直接心拍出量を反映するものではないが、心拍出量に関連している。
【００６３】
本発明では、患者の酸素代謝量に関連する個人特定情報として、体表面積、年齢、性別、血圧、心拍数を使用する。また、脈波伝播時間も含まれても良い。
【００６４】
・心拍出量は、人体の酸素消費量あるいは代謝率に主として支配され、代謝率は体表面積によってもっともよく補正されると考えられる。
・人体の代謝率は年齢に左右され、小児期に最高で、年齢を増すに従い減少していく。
・心拍出量、心係数は年齢に逆相関する。ここで、心係数とは心拍出量を体表面積で割ったものである。
・女性は男性よりも基礎代謝率が低い。(基礎代謝と性別・年齢)
・心筋酸素消費量は一般には心拍数と収縮期圧の積（すなわち二重積）を指標としている。
・運動強度の増加とともに平均血圧は漸増する。特に収縮期圧の上昇が著しく、拡張期圧はわずかに上昇するにすぎない。従って、心筋酸素消費量は心拍数と収縮期圧と拡張期圧の差分、脈圧と心拍数の積といっても良い。
・脈波伝播速度は脈波伝播時間の逆数となる。
脈波伝播速度は以下のように表される。
脈波伝播速度＝3.57／√（血圧の増加に対する容積増加のパーセント）
血管の伸展性が高い場合には、血圧の増加に対する容積増加のパーセントが大きくなり、脈波伝播速度は小さくなる。つまり同じ血圧変化に対して、心拍出量の変化の大小は脈波伝播速度に反映されることになる。つまり、心拍出量の変化は脈波伝播時間に反映されることになる。また、加齢により、脈波伝播速度が変化することも知られている。
【００６５】
αが初期値で、β及びKを校正で求めて、esCOを演算する手順を含む本発明の血液量測定装置の測定結果の評価方法の処理手順を図３のフローチャートを用いて説明する。
【００６６】
フローチャートの説明に先だって、K、α、βについての技術的意義について述べる。
・Ｋについて
特許文献１（特開2005-312974）の式4の、
SV＝K×P P より
K＝SV/PP
Kは、SV（心臓の一回の拍出量）に対するPP（脈圧）の比の逆数となる。
血管が硬い人ほどKは小さくなる。Kを求めることにより、心臓の一回拍出量と脈圧の関
係の個人差を補正できる。
・αについて
PP＝α×PWTT＋β より、
α＝ΔPP／ΔPWTT
αは、PWTTの変化分に対するPPの変化分の比となる。
血管の硬いヒトほどαは大きくなる。αを求めることにより、血管の硬さによるPWTTの変化分とPPの変化分の関係の個人差を補正できる。動物の種別により異なるが、同一種別では一定と考えても差し支えない。
・βについて
PP＝α×PWTT＋β より、
β＝PP―α×PWTT
βは、血管の長さと血管の硬さを反映する。βを求めることにより、血管の長さと血管の硬さの個人差を補正できる。
・Kαについて
特許文献１（特開2005-312974）の式14の、
SV＝K＊（ α ＊PWTT＋β ）より
Kα＝ΔSV／ΔPWTT
Kαは、SVの変化分に対するPWTTの変化分の比の逆数となる。
血管の硬い人ほど、Kは小さくなるのに対して、αは大きくなるので、Kαは血管の硬さに伴う個人差を吸収した係数となる。
Kαを求めることにより、SVの変化分とPWTTの変化分の関係の個人差を補正できる。
・Kβについて
SV＝ K＊（α＊PWTT＋β）より
Kβ＝SV-Ｋ＊α*PWTT
Kβは血管の長さと血管の硬さを反映する。Kβを求めることにより、血管の長さと血管の硬さの個人差を補正できる。
【００６７】
αが初期値で、β及びKを校正で求めて、esCOを演算する手順を含む本発明の血液量測定装置の測定結果の評価方法の処理手順を、図３を用いて説明する。（βの校正は、血管収縮薬投与等による脈圧の増高がない時に行う。）
・患者特定情報（性別、年齢、身長、体重）を読み込む。（ステップS71）
・α及びγ1の初期値を読み込む。（ステップS72’）
γ1は、測定結果の評価に用いる閾値となる数である。
・PWTT及びHRを取得する。（ステップS73）
・次に、βはあるか否かの判断をする。（ステップS74）
・ステップS74の判断でNOの場合には、校正用血圧測定要求を表示する。（ステップS75）
・校正用血圧測定が行われたか否かの判断をする。（ステップS76）
・ステップS76の判断でYESの場合、測定されたPP値と、取得したPWTT及びHRをPP1，PWTT1，HR1としてレジスタに格納する。（ステップS77）
・β＝PP1−α＊PWTT1の式によりβを算出する。（ステップS78）
・ステップS74での判断がYESの場合及び、ステップS78でβを算出した後に、Kがあるか否かの判断をする。（ステップS79）
・ステップS79での判断がYESの場合及び、esCO＝K＊（α＊PWTT＋β）＊HRの式からesCOを演算する。（ステップS82）
・演算で求めたesCOを表示する。（ステップS83）
・ステップS79での判断がNOの場合、校正用CO値の入力要求を表示する。（ステップS90）
・校正用CO値の入力が行われたか否かの判断をする。（ステップS91）
・ステップS91の判断でYESの場合、入力されたCO値を、CO1としてレジスタに格納する。
（ステップS92）
・K＝CO1／（α＊PWTT1＋β）＊HR1の式によりKを求める。（ステップS93）
・下記の式を用いてCO2を算出する。（ステップS94）
CO2＝ａ＋ｂ＊性別＋ｃ＊年齢＋ｄ＊BSA＋ｅ＊PWTT＋ｆ＊HR・BR>PP
但し、BSA（体表面積）＝0.007184＊(身長)∧0.725＊(体重)∧ 0.425 性別：男＝1，女＝-1
・ステップS83の演算で求めたesCOを表示後、下記の式を用いてCO3を算出する。（ステップS95）
CO3＝ａ＋ｂ＊性別＋ｃ＊年齢＋ｄ＊BSA＋ｅ＊PWTT＋ｆ＊HR＊PP
但し、BSA（体表面積）＝0.007184＊(身長)∧0.725＊(体重)∧ 0.425 性別：男＝1，女＝-1
・ステップS94，S95で算出した、CO2及びCO3の一致度の評価値γを下記の式で算出する。（ステップS96）
γ＝（esCO−CO1）／CO1−(CO3−CO2)／CO2
・算出した評価値γの絶対値が予め入力した閾値γ１より大きいか否かの判断をする。（ステップS97）
・ステップS97の判断がYESの場合、”低信頼度”の表示をする。（ステップS98）
・上記処理を逐次繰り返す。
【００６８】
上記図３の説明では、本発明の血液量測定装置及びその評価方法の適用される例を従来の図１４に対応するものとしているが、図１２，図１３及び図１５に対応するものでも良いことはいうまでもない。
【００６９】
さらに本発明においては、第２の実施例として、生体の酸素代謝量に関する情報に代えて、基準時点における患者の心拍出量と酸素代謝による情報を用いて推定される、基準時点からの血液量の需要量の変化量に関する情報を用いても良い。
【００７０】
前記推定される変化量に関する情報として、血圧と心拍数を使用する。また、脈波伝播時間も含まれても良い。
【００７１】
より具体的には、前記推定される変化量に関する情報は、下記のいずれかの式で算出されるのが望ましい。
CO2＝a1＋ｂ1＊sex＋c1＊Age＋d1＊BSA＋e1＊ＨＲ＊PP
但し、ＣＯ２は心拍出量、sex は性別（男＝１、女＝−１）、Age は年齢、BSA は体表面積、HRは心拍数、a1、ｂ1、c1、 d1、 e1は定数
CO2＝a2＋ｂ2＊sex＋c2＊Age＋d2＊BSA＋e2＊ＨＲ＊PP＋f2＊PWTT
但し、ＣＯ２は心拍出量、sex は性別（男＝１、女＝−１）、Age は年齢、BSA は体表面積、HRは心拍数、ＰＷＴＴは脈波伝播時間、 a2、ｂ2、c2、 d2、 e2、f2は定数
【００７２】
本発明の第２の実施例のよる血液量測定装置の測定結果の評価方法の処理手順を図１６を用いて説明する。なお以下で用いる定数等は、特に説明がない限り、前述と同様とする。
・患者特定情報（性別、年齢、身長、体重）を読み込む。（ステップS71）
・α及びγ1の初期値を読み込む。（ステップS72’）
γ1は、測定結果の評価に用いる閾値となる数である。
・PWTT及びHRを取得する。（ステップS73）
・次に、βはあるか否かの判断をする。（ステップS74）
・ステップS74の判断でNOの場合には、校正用血圧測定要求を表示する。（ステップS75）
・校正用血圧測定が行われたか否かの判断をする。（ステップS76）
・ステップS7’の判断でYESの場合、測定されたPP値と、取得したPWTT及びHRをPP1，PWTT1，HR1としてレジスタに格納する。（ステップS77）
・β＝PP1−α＊PWTT1の式によりβを算出する。（ステップS78）
・ステップS74での判断がYESの場合及び、ステップS78でβを算出した後に、Kがあるか否かの判断をする。（ステップS79）
・ステップS79での判断がYESの場合及び、esCO＝K＊（α＊PWTT＋β）＊HRの式からesCOを演算する。（ステップS82）
・演算で求めたesCOを表示する。（ステップS83）
・ステップS79での判断がNOの場合、校正用CO値の入力要求を表示する。（ステップS90）
・校正用CO値の入力が行われたか否かの判断をする。（ステップS91）
・ステップS91の判断でYESの場合、入力されたCO値を、CO1としてレジスタに格納する。
（ステップS92）
・K＝CO1／（α＊PWTT1＋β）＊HR1の式によりKを求める。（ステップS93）
・下記の式を用いてCO2を算出する。（ステップS94’）
ステップS92でレジスタに格納されたCO1をCO2に代入する。
・ステップS83の演算で求めたesCOを表示後、下記のいずれかの式を用いてCO3を算出する。（ステップS95’）
CO3＝CO1＋e1＊（ＨＲ＊PP-HR0＊PP0）
CO1は、基準時刻の心拍出量、HR0は、基準時刻の心拍数、PP0は基準時刻の血圧、e1は定数
又は、
CO3＝CO1＋e1＊（ＨＲ＊PP-HR0＊PP0）＋f1＊（PWTT-PWTT0）
CO1は、基準時刻の心拍出量、HR0は、基準時刻の心拍数、PP0は基準時刻の血圧、PWTT0は基準時刻のPWTT、e1、f１は定数
・ステップS94’，S95’で算出した、CO2及びCO3の一致度の評価値γを下記の式で算出する。（ステップS96）
γ＝（esCO−CO1）／CO1−(CO3−CO2)／CO2
・算出した評価値γの絶対値が予め入力した閾値γ１より大きいか否かの判断をする。（ステップS97）
・ステップS97の判断がYESの場合、”低信頼度”の表示をする。（ステップS98）
・上記処理を逐次繰り返す。
【００７３】
上記図１６の説明でも、本発明の血液量測定装置及びその評価方法の適用される例を従来の図１４に対応するものとしているが、図１２，図１３及び図１５に対応するものでも良いことはいうまでもない。
【符号の説明】
【００７４】
１７−１，１７−２ 入力手段
２０ 収縮・拡張期血圧測定手段
２２ Ａ／Ｄ変換器
２５ カフ
２６ 排気弁
２７ 加圧ポンプ
２８ 圧力センサ
２９ カフ圧検出部
３０ 脈波伝播時間測定手段
３１ 時間間隔検出基準点測定手段
３２ Ａ／Ｄ変換器
３３ 光電脈波検出センサ
３４ 脈波検出部
３５ Ａ／Ｄ変換器
３６ 脈拍周期検出手段
４０ 心拍出量演算手段
４１ 表示部
４２ アラーム
【技術分野】
【０００１】
本発明は、心臓の拍動により駆出される血液量を測定する血液量測定装置及び血液量測
定装置の測定結果の評価方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
医療施設において、その手術室，集中治療室，救急処置室，人工透析室などにいる患者に対して、循環動態の変動に対する監視は、できる限り連続的に行う必要がある。従来、このような患者の循環動態の変動に対する監視は、主として、直接的な血圧監視をすることによって行われていた。生体は中枢部の血圧が一定の範囲に収まるように心拍出量、血管抵抗を調節しているものである。従って、早期に患者の循環動態の変動を知るためには、直接的な血圧監視のみでは充分でなく、また血圧に変化が見られたときに、その原因を知る必要がある。そのために、血圧の変化を監視する以外に、心拍出量の変化を監視する
必要がある。
【０００３】
患者の循環動態の変動を非侵襲で連続的に常時監視することができ、さらに、カテーテルの挿入など、熟練した医療従事者の技術が不要で、患者に対する苦痛が少なく、侵襲しないので感染の恐れがなく、且つ低コストの血液量測定方法、測定装置及び生体信号モニタ装置が知られている。（特許文献１参照）
【０００４】
上記特許文献１には、心臓の拍動により駆出される血液量（心拍出量）を測定する原理について以下の記載がなされている。
図４に示すウィンドケッセルモデルを用いると大動脈に収縮期に流入した流量、つまり一回拍出量SVから収縮期に末梢に流れ出た流量Qsを差し引いた流量SV−Qsは、大動脈コンプライアンスCと脈圧（この明細書では、狭義の脈圧（収縮期血圧値と拡張期血圧値との差）をPPで表わし、広義の脈圧（収縮期血圧値（最大値），拡張期血圧値（最小値），又はその差及び平均値血圧値等）をBPで表わす。）である。
SV−Qs＝C＊PP 式1
【０００５】
拡張期に末梢に流れ出る流量Qdは、SV−Qsと等しい。
またQs、Qdはそれぞれ収縮期、および拡張期の動脈圧Ｖを血管抵抗Ｒで割って、収縮期時間Ts及び拡張期時間Tdを掛け合わせたものになるが、簡易的にそれぞれ、Ts、Tdに比例すると考えると、
（ Qd＝）SV−Qs＝SV＊Td／（Ts＋Td） 式2
で表される。
【０００６】
式１、式２より
SV＊Td／（Ts＋Td）＝C＊PP
∴SV＝C＊PP＊（1+Ts／Td） 式３
【０００７】
ここで、測定期間中、CとTs／Tdが変わらないとしてＣ＊（1+Ts／Td）をKとおくと、
SV＝K＊PP 式４
∴PP＝SV＊１／Ｋ式５
このようにウィンドケッセルモデルに従うと脈圧はSVに比例することになる。
【０００８】
実際には実測される脈圧PP1は式５に基づく脈圧PP2（式５ではPPとしたが、以下の説明ではPP2とする）と血管収縮薬を用いたときなどに見られる脈圧の増高分PP3から成り立ち式６のようになる。
PP1＝PP2+PP3 式６
【０００９】
仮にPP3がないとしたら、式4、式６から
SV＝K＊PP1 式７となり、実測した血圧からSVが実測できることになるが、血管収縮薬を用いるときなどはPP1がPP3を含んでしまうので、SVを過大に評価してしまう。
そのことが血圧からSVを算出する場合の問題点となっていた。
【００１０】
また、上述の如く、観血的に測定される動脈血圧波形から一回拍出量さらには心拍出量を計算から求める装置の測定精度について、「手術後のＩＣＵ（集中治療室）に入室した患者において、血管収縮薬フェニレフリンの投与によって血管抵抗が約60%変化したときに先に示した装置の測定値は、スタンダードとして用いられている熱希釈方式の心拍出量計の測定値よりも顕著に高いバイアスが現れたので、そのようなに時には熱希釈方式の心拍出量計により再校正する必要があること。」が報告されている。尚血管収縮薬を用いるときなどは末梢側からの反射波の影響で脈圧が増高することが知られており、PP3はそれ
らに相当するものである。
【００１１】
心電図から末梢のSｐO2脈波までの到達時間である脈波伝播時間（以下PWTT）は以下の成分から成り立つ。
PWTT＝PEP＋PWTT1＋PWTT2 式８
【００１２】
ここで、図９に示す如く、PEPは心臓の前駆出時間で、心臓が電気的な興奮を開始してから大動脈弁が開くまでの時間である。また、PWTT1は大動脈弁が開いて大動脈に脈波が発生してから通常観血的に血圧測定等を行っている末梢側の動脈に伝播するまでの時間である。また、PWTT2は脈波が末梢側の動脈からさらに末梢の光電脈波を計測している血管に伝播するまでの時間である。
【００１３】
我々は、成犬１０頭でPEP+PWTT1としてECGのR波から大腿動脈脈波の立ち上がりまでの時間を測定して、PEP+PWTT1の時間と血圧の関係を血管収縮薬投与を条件として含んで、血管拡張薬投与や心臓の収縮力増強、心臓の収縮力減弱、脱血の各条件下で測定して、脈圧PP1とPEP+PWTT1の時間の間に良い相関のあることを見出した。
図５は、代表的なPWTTと脈圧（PP）（Pulse-Pressure）の関係を示す図である。
【００１４】
従って、脈圧PP1とPEP＋PWTT1の間の関係は式９のように表すことができる。
PEP＋PWTT１＝a＊PP1＋ｂ 式９
またPWTT2とPP1の関係を式１０のようにおいた。
PWTT2＝ｃ＊PP1＋ｄ＋ｅ 式１０
【００１５】
血管収縮薬を用いること等によりPP3が現れた時にはその他の条件の時に比べてPWTT2は、延長する傾向があることを見出したので、その延長に相当する分をeとおいた。（ここで、ｅは定数とは限らない。）
【００１６】
そこで、式８を式９、式１０で書き換えると
PWTT＝（ａ＊PP1＋ｂ）＋（ｃ＊PP1＋ｄ＋e）
∴ PP1＝１／（ａ＋ｃ）＊（PWTT−ｂ−ｄ−ｅ） 式１１
【００１７】
式６におけるPP2に式５の右辺を代入すると
PP1＝SV＊１／Ｋ＋PP3 式１２
式１１、式１２より
１／（ａ＋ｃ）＊PWTT−（ｂ＋ｄ）／（ａ＋ｃ）＝SV＊１／Ｋ＋PP3＋e／（ａ＋ｃ）
∴SV＝Ｋ＊（１／（a＋ｃ）＊PWTT−（ｂ＋ｄ）／（ａ＋ｃ））−Ｋ＊（PP3＋e／（ａ＋ｃ））式１３
【００１８】
上述の如く、血管収縮薬を用いるなどしてPP3が現れる時にはPWTT2が延長傾向になることを実験的に見出したので、その関係を図８に示す。
フェニレフリンを投与すると、図８に示す如く、PP3が現れて、PP1は増大していくが、PWTT2 とPP1の間には脱血時やペントバルビタール投与時のような関係はもはやフェニレフリン投与時には見られなくなり、PWTT2は延長傾向になる。
したがって、図７のようにフェニレフリン投与時でもSVとPWTTの間には他の条件下と同様な負の相関関係が保たれているので、式１３の右辺第二項Ｋ＊（PP3＋e／（ａ＋ｃ））
はほぼ無視できることを実験的に見出した。
【００１９】
そこで１／（a＋ｃ）＝α、−（ｂ＋ｄ）／（ａ＋ｃ）＝β とおくと
SV＝Ｋ＊（α＊PWTT＋β） 式１４
α、βは実験的に求められる患者に固有の係数である。
【００２０】
さらに心拍出量を以下の式で計算できる。
esCO＝ Ｋ＊（α＊PWTT+β）＊ＨＲ 式１５
ここでesCOはL／minで表される心拍出量であり、Ｋは実験的に求められる患者に固有な定数である。
【００２１】
なお、式１５は式１６のようにも置き換えられる。
esCO＝（αK＊PWTT＋βK）＊HR 式１６
αK、βKは実験的に求められる患者に固有な係数である。
【００２２】
式１４，式１５及び式１６のようにPWTTを用いてSV及びesCOを算出すると、図６に示すように血管収縮薬を用いるなどの脈圧が増高するような時でも、図７に示すようにＳＶとPWTTの間には他の条件と同様な関係が保たれているので、従来の血圧を用いてSVを算出する場合に見られる問題点が解決できる。
当然COも過大に評価されることはない。
図６および図７は、動物実験で血管収縮時、脱血、心抑制時に測定したSVとPP1、及びSVとPWTTの関係である。
なお、フェニレフリン投与時には、６０％を超える血管抵抗の増加があった。
【００２３】
次に、本発明に係る血液量測定方法を適用した生体信号モニタ装置の実施形態を、図面を参照しながら詳細に説明する。
図１０は生体信号モニタ装置の一実施形態の構成を説明するためのブロック図であり、図１１は、本発明に係る生体信号モニタ装置による測定形態の一例を説明する模式図である。図９は、測定された各脈波の波形を示す図である。
【００２４】
収縮・拡張期血圧測定手段２０は、図１０に示すように、カフ２５、加圧ポンプ２７、圧力センサ２８、カフ圧検出部２９、Ａ／Ｄ変換器２２等により構成されている。
【００２５】
具体的には、図１１に示すように、カフ２５を患者の上腕部に装着して測定を行う。このカフ２５は、生体信号モニタ装置本体１０内に設けられた排気弁２６によってその内部が大気に対して開放または閉塞される。また、カフ２５には、生体信号モニタ装置本体１０内に設けられた加圧ポンプ２７によって空気が供給される。生体信号モニタ装置本体１０内には圧力センサ２８（カフ脈波センサ）が取り付けられており、このセンサ出力がカフ圧検出部２９によって検出される。
このカフ圧検出部２９の出力は、Ａ／Ｄ変換器２２によってディジタル信号に変換され、心拍出量演算手段４０に取り込まれる（図１４においては、カフ圧検出部２９、Ａ／Ｄ変換器２２、心拍出量演算手段４０は、生体信号モニタ装置本体１０内に含まれる）。
【００２６】
図９（ａ）は心電図波形であり、心臓から出た直後の大動脈圧は、図９（ｂ）に示すような波形となる。また、図９（ｃ）（ｄ）に示すような末梢側動脈波形及び末梢脈波波形が得られる。
【００２７】
脈波伝播時間測定手段３０は、図１０に示すように、時間間隔検出基準点測定手段３１、Ａ／Ｄ変換器３２、光電脈波検出センサ３３、脈波検出部３４、Ａ／Ｄ変換器３５、等により構成されている。
【００２８】
時間間隔検出基準点測定手段３１は、心電図のＲ波の発生時点を検出するためのものであり、この検出部の出力は、Ａ／Ｄ変換器３２によりディジタル信号に変換されて、心拍出量演算手段４０に取り込まれる。この時間間隔検出基準点測定手段３１は、具体的には、図１１に示すような、被験者の胸部に装着される心電図電極３１ａ（心電図測定手段）からなる。この心電図電極３１ａと電気的に接続された測定データ送信器５０から、測定データが生体信号モニタ装置本体１０に無線送信される。この送信された測定データは、生体信号モニタ装置本体１０内のＡ／Ｄ変換器３２によりディジタル信号に変換されて、
心拍出量演算手段４０に取り込まれる。このようにして、図９（ａ）に示すような心電図波形が得られる。
【００２９】
一方、光電脈波検出センサ３３は、図１１に示すように、指など患者の末梢部に装着し、例えば、SｐO2測定等を行い、脈波伝播時間を得るものである。この光電脈波検出センサ３３は、測定データ送信器５０と電気的に接続され、測定データ送信器５０は、生体信号モニタ装置本体１０に測定データを無線送信する。この測定データが、生体信号モニタ装置本体１０内の脈波検出部３４に送られることで、患者の装着部位の脈波（光電脈波）が検出される。脈波検出部３４の出力は、Ａ／Ｄ変換器３５によりディジタル信号に変換されて、心拍出量演算手段４０に取り込まれる。 このようにして、図９（ｄ）に示すような光電脈波の波形（末梢部の波形）が得られる。
【００３０】
次に、前記式１６、esCO＝（αK＊PWTT＋βK）＊HRからesCOを求める演算処理について図１２〜１５を用いて説明する。
【００３１】
先ず、初期値のαKを用いて、βKを校正で求めて、esCOを演算する手順を図１２を用いて説明する。
・αKの初期値を読み込む。（ステップS1）
・PWTT及びHRを取得する。（ステップS2）
・次に、βKはあるか否かの判断をする。（ステップS3）
・ステップS3の判断がNOの場合、校正用のCO値の入力要求を表示する。（ステップS4）
・校正用のCO値が入力されたか否かの判断をする。（ステップS5）
・ステップS5の判断でYESの場合には、入力されたCO値と、取得したPWTT及びHRを、CO1，PWTT1及びHR1としてレジスタに格納する。（ステップS6）
・βK＝CO1／ＨＲ１−αＫ＊PWTT1の式によりβKを求める。（ステップS7）
・求めたβKを用いて、esCO＝（αK＊PWTT＋βK）＊HRからesCOを求める演算する。（ステップS8）
・ステップS3の判断がYESの場合も同様に、esCO＝（αK＊PWTT＋βK）＊HRからesCOを演算する。（ステップS8）
・演算で求めたesCOを表示する。（ステップS9）
上記処理を逐次繰り返す。
【００３２】
次に、αK及びβKを校正で求めて、esCOを演算する手順を図１３を用いて説明する。
・αKの初期値を読み込む。（ステップS1）
・PWTT及びHRを取得する。（ステップS2）
・次に、βKはあるか否かの判断をする。（ステップS3）
・ステップS3の判断がNOの場合、校正用のCO値の入力要求を表示する。（ステップS4）
・校正用のCO値が入力されたか否かの判断をする。（ステップS5）
・ステップS5の判断でYESの場合、入力されたCO値と、取得したPWTT及びHRを、CO1，PWTT
1及びHR1としてレジスタに格納する。（ステップS6）
・βK＝CO1／ＨＲ１−αＫ＊PWTT1の式によりβKを求める。（ステップS7）
・求めたβKを用いて、esCO＝（αK＊PWTT＋βK）＊HRからesCOを求める演算する。（ステップS8）
・ステップS3の判断がYESの場合、αKの再校正を行うか否かの判断をする。（ステップS10）
・ステップS10の判断でNOの場合、上記と同様に、esCO＝（αK＊PWTT＋βK）＊HRからesC
Oを求める演算する。（ステップS8）
・ステップS10の判断がYESの場合、校正用のCO値の入力要求を表示する。（ステップS11）
・校正用のCO値が入力されたか否かの判断をする。（ステップS12）
・ステップS12の判断でYESの場合、入力されたCO値と、取得したPWTT及びHRを、CO2，PWTT2及びHR２としてレジスタに格納する。（ステップS13）
・αK及びβKを
CO1＝（αK＊PWTT1＋βK）＊HR1
CO2＝（αK＊PWTT2＋βK）＊HR2
の２式より算出する。（ステップS14）
・求めたαK及びβKを用いて、esCO＝（αK＊PWTT＋βK）＊HRからesCOを求める演算する
。（ステップS8）
・ステップS10の判断でNOの場合、同様に、esCO＝（αK＊PWTT＋βK）＊HRからesCOを求める演算する。（ステップS8）
・演算で求めたesCOを表示する。（ステップS9）
上記処理を逐次繰り返す。
【００３３】
また、αが初期値で、β及びKを校正で求めて、esCOを演算する手順を図１４を用いて説明する。（βの校正は、血管収縮薬投与等による脈圧の増高がない時に行う。）
・αの初期値を読み込む。（ステップS1）
・PWTT及びHRを取得する。（ステップS2）
・次に、βはあるか否かの判断をする。（ステップS15）
・ステップS15の判断でNOの場合、校正用血圧測定要求を表示する。（ステップS16）
・校正用血圧測定が行われたか否かの判断をする。（ステップS17）
・ステップS17の判断でYESの場合、測定されたPP値と、取得したPWTT及びHRをPP1，PWTT1，HR1としてレジスタに格納する。（ステップS18）
・β＝PP1−α＊PWTT1の式によりβを算出する。（ステップS19）
・ステップS15での判断がYESの場合及び、ステップS19でβを算出した後に、Kがあるか否かの判断をする。（ステップS20）
・ステップS20での判断がNOの場合、校正用のCO値の入力要求を表示する。（ステップS21）
・校正用のCO値が入力されたか否かの判断をする。（ステップS22）
・ステップ22の判断でYESの場合、入力されたCO値をCO1としてレジスタに格納する。（ステップS23）
・K＝CO1／（α＊PWTT1＋β）＊HR1の式によりKを求める。（ステップS24）
・ステップS20での判断がYESの場合及び、ステップS24でKを算出した後に、esCO＝K＊（α＊PWTT＋β）＊HRの式からesCOを演算する。（ステップS25）
・演算で求めたesCOを表示する。（ステップS26）
上記処理を逐次繰り返す。
【００３４】
また、α，β及びKを校正で求めて、esCOを演算する手順を図１５を用いて説明する。
（α，βの校正は、血管収縮薬投与等による脈圧の増高がない時に行う。）
・αの初期値を読み込む。（ステップS1）
・PWTT及びHRを取得する。（ステップS2）
・次に、βはあるか否かの判断をする。（ステップS15）
・ステップS15の判断でNOの場合、校正用血圧測定要求を表示する。（ステップS16）
・校正用血圧測定が行われたか否かの判断をする。（ステップS17）
・ステップS17の判断でYESの場合、測定されたPP値と、取得したPWTT及びHRをPP1，PWTT1，HR1としてレジスタに格納する。（ステップS18）
・β＝PP1−α＊PWTT1の式によりβを算出する。（ステップS19）
・ステップS15の判断でYESの場合、αを再校正するか否かの判断をする。（ステップS27）
・ステップS27の判断でYESの場合、校正用血圧の測定要求を表示する。（ステップS28）
・校正用血圧測定が行われたか否かの判断をする。（ステップS29）
・ステップS29の判断でYESの場合、測定されたPP値と、取得したPWTT及びHRをPP2，PWTT2，HR2としてレジスタに格納する。（ステップS30）
・PP1＝α＊PWTT1＋β
PP2＝α＊PWTT2＋βの２式よりα及びβを算出する。（ステップS31）
・ステップS27の判断がNOの場合及び、ステップS19及びステップS31の処理後、Kはあるか否かの判断をする。（ステップS20）
・ステップS20での判断がNOの場合、校正用のCO値の入力要求を表示する。（ステップS21）
・校正用のCO値が入力されたか否かの判断をする。（ステップS22）
・ステップS22の判断でYESの場合、入力されたCO値をCO1としてレジスタに格納する。（ステップS23）
・K＝CO1／（α＊PWTT1＋β）＊HR1の式によりKを求める。（ステップS24）
・ステップS20での判断がYESの場合及び、ステップS24でKを算出した後に、esCO＝K＊（α＊PWTT＋β）＊HRの式からesCOを演算する。（ステップS25）
・演算で求めたesCOを表示する。（ステップS26）
上記処理を逐次繰り返す。
【００３５】
なお、校正用血圧測定を行わずに、他の血圧計で測定した血圧値をキー入力しても良い。また、末梢の脈波はＳｐＯ２脈波以外にも容積変化を表すものを含む。
【００３６】
上記特許文献１では、患者の循環動態の変動を非侵襲で連続的に常時監視することができ、さらに、カテーテルの挿入など、熟練した医療従事者の技術が不要であり、患者に対する苦痛が少なく、侵襲しないので感染の恐れがなく、且つ低コストの血液量測定方法、測定装置及び生体信号モニタ装置が実現できる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００３７】
【特許文献１】特開２００５−３１２９４７号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００３８】
上記特許文献１に記載の血液量測定方法、測定装置及び生体信号モニタ装置でも、従来のものよりも改良はされているが、実質的には少なくとも１回の校正用ＣＯの入力を伴う校正を必要とするので、高度な医療従事者の技術が要求されること、患者への侵襲度の高さを考えると、到底、手軽に連続して行えることができず、これらの方法により、患者の循環動態の変動を連続的に常時監視することは困難であるという問題を有していた。
本出願人は、上記問題を解決するために、校正用ＣＯの入力を伴う校正を必要としない血液量測定方法、測定装置及び生体信号モニタ装置の出願をしている。
【００３９】
その１例を、従来の図１４に示すαが初期値で、β及びKを校正で求めて、esCOを演算
する手順の改良例を図２と共に以下に示す。
【００４０】
αが初期値で、β及びKを校正で求めて、esCOを演算する手順を、図２を用いて説明する。（βの校正は、血管収縮薬投与等による脈圧の増高がない時に行う。）
・患者特定情報（性別、年齢、身長、体重）を読み込む。（ステップS71）
・αの初期値を読み込む。（ステップS72）
・PWTT及びHRを取得する。（ステップS73）
・次に、βはあるか否かの判断をする。（ステップS74）
・ステップS74の判断でNOの場合、校正用血圧測定要求を表示する。（ステップS75）
・校正用血圧測定が行われたか否かの判断をする。（ステップS76）
・ステップS76の判断でYESの場合、測定されたPP値と、取得したPWTT及びHRをPP1，PWTT1，HR1としてレジスタに格納する。（ステップS77）
・β＝PP1−α＊PWTT1の式によりβを算出する。（ステップS78）
・ステップS74での判断がYESの場合及び、ステップS78でβを算出した後に、Kがあるか否かの判断をする。（ステップS79）
・ステップS79での判断がNOの場合、以下の式を用いてCO1を算出する。（ステップS80）
CO1＝ａ＋ｂ＊性別＋ｃ＊年齢＋ｄ＊BSA＋ｅ＊PWTT1＋ｆ＊HR1＊PP1
但し、BSA（体表面積）＝0.007184 * (身長)∧0.725 *( 体重)∧ 0.425 性別：男＝1，女＝-1
・K＝CO1／（α＊PWTT1＋β）＊HR1の式によりKを求める。（ステップS81）
・ステップS79での判断がYESの場合及び、ステップS81の処理後、esCO＝K＊（α＊PWTT＋β）＊HRの式からesCOを求める演算する。（ステップS82）
・演算で求めたesCOを表示する。（ステップS83）
上記処理を逐次繰り返す。
【００４１】
本発明の課題（目的）は、上述の校正用ＣＯの入力を伴う校正を必要としない血液量測定装置及び特開2005-312947にて開示した校正用ＣＯの入力を伴う校正を必要とする血液量測定装置をはじめとする被測定対象の心拍出量に関するパラメータを用いて血液量を推定する血液量測定装置は、生体信号のアーチファクトや、モニタリングパラメータと生体信号の相関関係が変化したときにモニタリングパラメータの推定値の算出精度が低下し、血液量の測定結果の信頼度が低下したことを評価できる血液量測定装置及びその評価方法
を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００４２】
前記課題を解決するために、本発明の血液量測定装置は、被測定対象の心拍出量に関するパラメータを用いて血液量を推定する第１の血液量算出手段と、被測定対象の酸素代謝に関するパラメータを用いて血液量の需要量を推定する第２の血液量算出手段とを備えたことを特徴とする。
【００４３】
また、被測定対象の特定情報を入力して、当該被測定対象の心拍出量に関する酸素代謝量を推定し、推定した酸素代謝量に基づいて血液量を算出する第１の血液量算出手段と、 被測定対象の脈波伝播時間（PWTT）及び心拍数（HR）に基づいて血液量（CO）＝（αK＊PWTT＋βK）＊HR式から心血液量を算出する第２の血液量算出手段とを備えたことを特徴とする。
【００４４】
また、前記被測定対象の特定情報は、被測定対象の少なくとも、性別、年齢、体表面積（BSA）、血圧及び心拍数（HR）を含むことを特徴とする。
【００４５】
また、前記被測定対象の特定情報には、更に被測定対象の脈波伝播時間（PWTT）を含むことを特徴とする。
【００４６】
また、前記第１の血液量算出手段で算出した第１の血液量と、前記第２の血液量算出手段で算出した第２の血液量とを比較して、前記第１及び第２の血液量算出手段の血液量算出機能を評価して表示する評価表示手段を備えることを特徴とする。
【００４７】
また、前記第１及び第２の血液量算出手段の血液量算出機能の評価は、基準時刻からの算出した第１の血液量と、第２の血液量の変化率の差分に基づいて評価することを特徴とする。
【００４８】
本発明の血液量測定装置は、被測定対象の心拍出量に関するパラメータを用いて血液量を推定する第１の血液量算出手段と、
被測定対象の基準時刻の心拍出量と酸素代謝に関するパラメータを用いて推定した基準時刻からの血液量の需要量の変化量から推定する第３の血液量算出手段とを備えたことを特徴とする。
【００４９】
また、第３の血液量算出手段は、血圧及び心拍数を含むことを特徴とする。
【００５０】
また、第３の血液量算出手段は、さらに被測定対象の脈波伝播時間（PWTT）を含むことを特徴とする。
【００５１】
また、第３の血液量算出手段は、以下の式に基づくことを特徴とする。
CO＝CO1＋e1＊（ＨＲ＊PP-HR0＊PP0）
CO1は、基準時刻の心拍出量、HR0は、基準時刻の心拍数、PP0は基準時刻の血圧、e1は定数
【００５２】
また、第３の血液量算出手段は、以下の式に基づくことを特徴とする。
CO＝CO1＋e1＊（ＨＲ＊PP-HR0＊PP0）＋f1＊（PWTT-PWTT0）
CO1は、基準時刻の心拍出量、HR0は、基準時刻の心拍数、PP0は基準時刻の血圧、PWTT0は基準時刻のPWTT、e1、f１は定数
【００５３】
また、前記第１の血液量算出手段で算出した第１の血液量と、前記第３の血液量算出手段で算出した第３の血液量とを比較して、前記第１及び第３の血液量算出手段の血液量算出機能を評価して表示する評価表示手段とを備えることを特徴とする。
【００５４】
また、前記第１及び第３の血液量算出手段の血液量算出機能の評価は、基準時刻からの算出した第１の血液量と、第３の血液量の変化率の差分に基づいて評価することを特徴とする。
【００５５】
また、本発明の血液量測定装置の測定結果の評価方法は、被測定対象の特定情報として少なくとも、性別、年齢、体表面積（BSA）、血圧及び心拍数（HR）を入力する入力ステップと、前記被測定対象の心拍出量に関する酸素代謝量を推定し、推定した酸素代謝量に基づいて血液量を算出する第２の血液量算出ステップと、前記被測定対象の脈波伝播時間（PWTT）及び心拍数（HR）に基づいて血液量（CO）＝（αK＊PWTT＋βK）＊HR式から心血液量を算出する第１の血液量算出ステップと、基準時刻からの算出した第１の血液量と、第２の血液量の変化率の差分に基づいて評価するステップとを含むことを特徴とする。
【００５６】
また、前記第２の血液量算出ステップでは、以下の式で血液量を算出することを特徴とする。
CO2＝a1＋ｂ1＊sex＋c1＊Age＋d1＊BSA＋e1＊ＨＲ＊PP
但し、ＣＯ２は心拍出量、sex は性別（男＝１、女＝−１）、Age は年齢、BSA は体表面積、HRは心拍数、a1、ｂ1、c1、 d1、 e1は定数
【００５７】
また、前記第２の血液量算出ステップでは、以下の式で血液量を算出することを特徴とする。
CO2＝a2＋ｂ2＊sex＋c2＊Age＋d2＊BSA＋e2＊ＨＲ＊PP＋f2＊PWTT
但し、ＣＯ２は心拍出量、sex は性別（男＝１、女＝−１）、Age は年齢、BSA は体表面積、HRは心拍数、ＰＷＴＴは脈波伝播時間、 a2、ｂ2、c2、 d2、 e2、f2は定数
【００５８】
また、本発明の血液量測定装置の測定結果の評価プログラムは、請求項１４〜請求項１６に記載の各ステップを血液量測定装置のコンピュータに実行させることを特徴とする。
【発明の効果】
【００５９】
本発明の血液量測定装置によれば、生体信号のアーチファクトや、モニタリングパラメータと生体信号の相関関係が変化したときにモニタリングパラメータの推定値の算出精度が低下し、血液量の測定結果の信頼度が低下したことの評価が可能である。
したがって、測定結果の信頼度が低下した場合には、測定系を見直したり、校正をし直したり、他の測定方法に切り換えることができる。
【図面の簡単な説明】
【００６０】
【図１】本発明の生体信号モニタ装置の構成を説明するためのブロック図である。
【図２】参考例の初期値のαを用いて、β，Kを校正して、esCOを演算する手順を示すフローチャートである。
【図３】本発明の初期値のαを用いて、β，Kを校正して、esCOを演算する手順を示すフローチャートである。
【図４】ウィンドケッセルモデルを示す図である。
【図５】代表的なPWTTと脈圧（PP）（Pulse-Pressure）の関係を示す図である。
【図６】動物実験で血管収縮時、脱血、心抑制時に測定したSVとPP1の関係を示す図である。
【図７】動物実験で血管収縮時、脱血、心抑制時に測定したSVとPWTTの関係を示す図である。
【図８】動物実験で血管収縮時、脱血、心抑制時に測定したPP1とPWTT2の関係を示す図である。
【図９】PEP，PWTT1，PWTT2，PWTTの関係を示す図である。
【図１０】従来の生体信号モニタ装置の構成を説明するためのブロック図である。
【図１１】心電図計測手段及び末梢脈波検出手段の患者への装着状態の１例を示す図である。
【図１２】従来の初期値のαKを用いて、βKを校正して、esCOを演算する手順を示すフローチャートである。
【図１３】従来のαK，βKを校正して、esCOを演算する手順を示すフローチャートである。
【図１４】従来の初期値のαを用いて、β，Kを校正して、esCOを演算する手順を示すフローチャートである。
【図１５】従来のK，α，βを校正して、esCOを演算する手順を示すフローチャートである。
【図１６】本発明の第２の実施例により、esCOを演算する手順を示すフローチャートである。
【発明を実施するための形態】
【００６１】
本発明の特徴は、従来では実質的には少なくとも１回の校正用CO値（心拍出量）を入力する校正を必要としていたものを校正用のCO値の入力をせずに、患者の酸素代謝量に関する個人特定情報の入力によって、患者の心拍出量を求めて校正に使用する血液量測定装置及び特開2005-312947にて開示した校正用ＣＯの入力を伴う校正を必要とする血液量測定装置をはじめとする被測定対象の心拍出量に関するパラメータを用いて血液量を推定する血液量測定装置及び血液量測定装置の測定結果の評価方法に関する。
【００６２】
そこで、本発明で使用する心拍出量に関係する個人特定情報である、患者の酸素代謝量に関連する個人特定情報について以下に述べる。 心拍出量は生体の酸素代謝量に応じて、心臓から酸素を含む血液の拍出量のコントロールがなされている。従って、生体の酸素代謝量に関する情報は、直接心拍出量を反映するものではないが、心拍出量に関連している。
【００６３】
本発明では、患者の酸素代謝量に関連する個人特定情報として、体表面積、年齢、性別、血圧、心拍数を使用する。また、脈波伝播時間も含まれても良い。
【００６４】
・心拍出量は、人体の酸素消費量あるいは代謝率に主として支配され、代謝率は体表面積によってもっともよく補正されると考えられる。
・人体の代謝率は年齢に左右され、小児期に最高で、年齢を増すに従い減少していく。
・心拍出量、心係数は年齢に逆相関する。ここで、心係数とは心拍出量を体表面積で割ったものである。
・女性は男性よりも基礎代謝率が低い。(基礎代謝と性別・年齢)
・心筋酸素消費量は一般には心拍数と収縮期圧の積（すなわち二重積）を指標としている。
・運動強度の増加とともに平均血圧は漸増する。特に収縮期圧の上昇が著しく、拡張期圧はわずかに上昇するにすぎない。従って、心筋酸素消費量は心拍数と収縮期圧と拡張期圧の差分、脈圧と心拍数の積といっても良い。
・脈波伝播速度は脈波伝播時間の逆数となる。
脈波伝播速度は以下のように表される。
脈波伝播速度＝3.57／√（血圧の増加に対する容積増加のパーセント）
血管の伸展性が高い場合には、血圧の増加に対する容積増加のパーセントが大きくなり、脈波伝播速度は小さくなる。つまり同じ血圧変化に対して、心拍出量の変化の大小は脈波伝播速度に反映されることになる。つまり、心拍出量の変化は脈波伝播時間に反映されることになる。また、加齢により、脈波伝播速度が変化することも知られている。
【００６５】
αが初期値で、β及びKを校正で求めて、esCOを演算する手順を含む本発明の血液量測定装置の測定結果の評価方法の処理手順を図３のフローチャートを用いて説明する。
【００６６】
フローチャートの説明に先だって、K、α、βについての技術的意義について述べる。
・Ｋについて
特許文献１（特開2005-312974）の式4の、
SV＝K×P P より
K＝SV/PP
Kは、SV（心臓の一回の拍出量）に対するPP（脈圧）の比の逆数となる。
血管が硬い人ほどKは小さくなる。Kを求めることにより、心臓の一回拍出量と脈圧の関
係の個人差を補正できる。
・αについて
PP＝α×PWTT＋β より、
α＝ΔPP／ΔPWTT
αは、PWTTの変化分に対するPPの変化分の比となる。
血管の硬いヒトほどαは大きくなる。αを求めることにより、血管の硬さによるPWTTの変化分とPPの変化分の関係の個人差を補正できる。動物の種別により異なるが、同一種別では一定と考えても差し支えない。
・βについて
PP＝α×PWTT＋β より、
β＝PP―α×PWTT
βは、血管の長さと血管の硬さを反映する。βを求めることにより、血管の長さと血管の硬さの個人差を補正できる。
・Kαについて
特許文献１（特開2005-312974）の式14の、
SV＝K＊（ α ＊PWTT＋β ）より
Kα＝ΔSV／ΔPWTT
Kαは、SVの変化分に対するPWTTの変化分の比の逆数となる。
血管の硬い人ほど、Kは小さくなるのに対して、αは大きくなるので、Kαは血管の硬さに伴う個人差を吸収した係数となる。
Kαを求めることにより、SVの変化分とPWTTの変化分の関係の個人差を補正できる。
・Kβについて
SV＝ K＊（α＊PWTT＋β）より
Kβ＝SV-Ｋ＊α*PWTT
Kβは血管の長さと血管の硬さを反映する。Kβを求めることにより、血管の長さと血管の硬さの個人差を補正できる。
【００６７】
αが初期値で、β及びKを校正で求めて、esCOを演算する手順を含む本発明の血液量測定装置の測定結果の評価方法の処理手順を、図３を用いて説明する。（βの校正は、血管収縮薬投与等による脈圧の増高がない時に行う。）
・患者特定情報（性別、年齢、身長、体重）を読み込む。（ステップS71）
・α及びγ1の初期値を読み込む。（ステップS72’）
γ1は、測定結果の評価に用いる閾値となる数である。
・PWTT及びHRを取得する。（ステップS73）
・次に、βはあるか否かの判断をする。（ステップS74）
・ステップS74の判断でNOの場合には、校正用血圧測定要求を表示する。（ステップS75）
・校正用血圧測定が行われたか否かの判断をする。（ステップS76）
・ステップS76の判断でYESの場合、測定されたPP値と、取得したPWTT及びHRをPP1，PWTT1，HR1としてレジスタに格納する。（ステップS77）
・β＝PP1−α＊PWTT1の式によりβを算出する。（ステップS78）
・ステップS74での判断がYESの場合及び、ステップS78でβを算出した後に、Kがあるか否かの判断をする。（ステップS79）
・ステップS79での判断がYESの場合及び、esCO＝K＊（α＊PWTT＋β）＊HRの式からesCOを演算する。（ステップS82）
・演算で求めたesCOを表示する。（ステップS83）
・ステップS79での判断がNOの場合、校正用CO値の入力要求を表示する。（ステップS90）
・校正用CO値の入力が行われたか否かの判断をする。（ステップS91）
・ステップS91の判断でYESの場合、入力されたCO値を、CO1としてレジスタに格納する。
（ステップS92）
・K＝CO1／（α＊PWTT1＋β）＊HR1の式によりKを求める。（ステップS93）
・下記の式を用いてCO2を算出する。（ステップS94）
CO2＝ａ＋ｂ＊性別＋ｃ＊年齢＋ｄ＊BSA＋ｅ＊PWTT＋ｆ＊HR・BR>PP
但し、BSA（体表面積）＝0.007184＊(身長)∧0.725＊(体重)∧ 0.425 性別：男＝1，女＝-1
・ステップS83の演算で求めたesCOを表示後、下記の式を用いてCO3を算出する。（ステップS95）
CO3＝ａ＋ｂ＊性別＋ｃ＊年齢＋ｄ＊BSA＋ｅ＊PWTT＋ｆ＊HR＊PP
但し、BSA（体表面積）＝0.007184＊(身長)∧0.725＊(体重)∧ 0.425 性別：男＝1，女＝-1
・ステップS94，S95で算出した、CO2及びCO3の一致度の評価値γを下記の式で算出する。（ステップS96）
γ＝（esCO−CO1）／CO1−(CO3−CO2)／CO2
・算出した評価値γの絶対値が予め入力した閾値γ１より大きいか否かの判断をする。（ステップS97）
・ステップS97の判断がYESの場合、”低信頼度”の表示をする。（ステップS98）
・上記処理を逐次繰り返す。
【００６８】
上記図３の説明では、本発明の血液量測定装置及びその評価方法の適用される例を従来の図１４に対応するものとしているが、図１２，図１３及び図１５に対応するものでも良いことはいうまでもない。
【００６９】
さらに本発明においては、第２の実施例として、生体の酸素代謝量に関する情報に代えて、基準時点における患者の心拍出量と酸素代謝による情報を用いて推定される、基準時点からの血液量の需要量の変化量に関する情報を用いても良い。
【００７０】
前記推定される変化量に関する情報として、血圧と心拍数を使用する。また、脈波伝播時間も含まれても良い。
【００７１】
より具体的には、前記推定される変化量に関する情報は、下記のいずれかの式で算出されるのが望ましい。
CO2＝a1＋ｂ1＊sex＋c1＊Age＋d1＊BSA＋e1＊ＨＲ＊PP
但し、ＣＯ２は心拍出量、sex は性別（男＝１、女＝−１）、Age は年齢、BSA は体表面積、HRは心拍数、a1、ｂ1、c1、 d1、 e1は定数
CO2＝a2＋ｂ2＊sex＋c2＊Age＋d2＊BSA＋e2＊ＨＲ＊PP＋f2＊PWTT
但し、ＣＯ２は心拍出量、sex は性別（男＝１、女＝−１）、Age は年齢、BSA は体表面積、HRは心拍数、ＰＷＴＴは脈波伝播時間、 a2、ｂ2、c2、 d2、 e2、f2は定数
【００７２】
本発明の第２の実施例のよる血液量測定装置の測定結果の評価方法の処理手順を図１６を用いて説明する。なお以下で用いる定数等は、特に説明がない限り、前述と同様とする。
・患者特定情報（性別、年齢、身長、体重）を読み込む。（ステップS71）
・α及びγ1の初期値を読み込む。（ステップS72’）
γ1は、測定結果の評価に用いる閾値となる数である。
・PWTT及びHRを取得する。（ステップS73）
・次に、βはあるか否かの判断をする。（ステップS74）
・ステップS74の判断でNOの場合には、校正用血圧測定要求を表示する。（ステップS75）
・校正用血圧測定が行われたか否かの判断をする。（ステップS76）
・ステップS7’の判断でYESの場合、測定されたPP値と、取得したPWTT及びHRをPP1，PWTT1，HR1としてレジスタに格納する。（ステップS77）
・β＝PP1−α＊PWTT1の式によりβを算出する。（ステップS78）
・ステップS74での判断がYESの場合及び、ステップS78でβを算出した後に、Kがあるか否かの判断をする。（ステップS79）
・ステップS79での判断がYESの場合及び、esCO＝K＊（α＊PWTT＋β）＊HRの式からesCOを演算する。（ステップS82）
・演算で求めたesCOを表示する。（ステップS83）
・ステップS79での判断がNOの場合、校正用CO値の入力要求を表示する。（ステップS90）
・校正用CO値の入力が行われたか否かの判断をする。（ステップS91）
・ステップS91の判断でYESの場合、入力されたCO値を、CO1としてレジスタに格納する。
（ステップS92）
・K＝CO1／（α＊PWTT1＋β）＊HR1の式によりKを求める。（ステップS93）
・下記の式を用いてCO2を算出する。（ステップS94’）
ステップS92でレジスタに格納されたCO1をCO2に代入する。
・ステップS83の演算で求めたesCOを表示後、下記のいずれかの式を用いてCO3を算出する。（ステップS95’）
CO3＝CO1＋e1＊（ＨＲ＊PP-HR0＊PP0）
CO1は、基準時刻の心拍出量、HR0は、基準時刻の心拍数、PP0は基準時刻の血圧、e1は定数
又は、
CO3＝CO1＋e1＊（ＨＲ＊PP-HR0＊PP0）＋f1＊（PWTT-PWTT0）
CO1は、基準時刻の心拍出量、HR0は、基準時刻の心拍数、PP0は基準時刻の血圧、PWTT0は基準時刻のPWTT、e1、f１は定数
・ステップS94’，S95’で算出した、CO2及びCO3の一致度の評価値γを下記の式で算出する。（ステップS96）
γ＝（esCO−CO1）／CO1−(CO3−CO2)／CO2
・算出した評価値γの絶対値が予め入力した閾値γ１より大きいか否かの判断をする。（ステップS97）
・ステップS97の判断がYESの場合、”低信頼度”の表示をする。（ステップS98）
・上記処理を逐次繰り返す。
【００７３】
上記図１６の説明でも、本発明の血液量測定装置及びその評価方法の適用される例を従来の図１４に対応するものとしているが、図１２，図１３及び図１５に対応するものでも良いことはいうまでもない。
【符号の説明】
【００７４】
１７−１，１７−２ 入力手段
２０ 収縮・拡張期血圧測定手段
２２ Ａ／Ｄ変換器
２５ カフ
２６ 排気弁
２７ 加圧ポンプ
２８ 圧力センサ
２９ カフ圧検出部
３０ 脈波伝播時間測定手段
３１ 時間間隔検出基準点測定手段
３２ Ａ／Ｄ変換器
３３ 光電脈波検出センサ
３４ 脈波検出部
３５ Ａ／Ｄ変換器
３６ 脈拍周期検出手段
４０ 心拍出量演算手段
４１ 表示部
４２ アラーム
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被測定対象の心拍出量に関するパラメータを用いて血液量を推定する第１の血液量算出手段と、
被測定対象の酸素代謝に関するパラメータを用いて血液量の需要量を推定する第２の血液量算出手段と、
を備えたことを特徴とする血液量測定装置。
【請求項２】
被測定対象の特定情報を入力して、当該被測定対象の心拍出量に関する酸素代謝量を推定し、推定した酸素代謝量に基づいて血液量を算出する第２の血液量算出手段と、
被測定対象の脈波伝播時間（PWTT）及び心拍数（HR）に基づいて血液量（CO）＝（αK＊PWTT＋βK）＊HR式から心血液量を算出する第１の血液量算出手段と、
を備えたことを特徴とする血液量測定装置。
【請求項３】
前記被測定対象の特定情報は、被測定対象の少なくとも、性別、年齢、体表面積（BSA）、血圧及び心拍数（HR）を含むことを特徴とする請求項２に記載の血液量測定装置。
【請求項４】
前記被測定対象の特定情報には、更に被測定対象の脈波伝播時間（PWTT）を含むことを
特徴とする請求項３に記載の血液量測定装置。
【請求項５】
前記第１の血液量算出手段で算出した第１の血液量と、前記第２の血液量算出手段で算出した第２の血液量とを比較して、前記第１及び第２の血液量算出手段の血液量算出機能を評価して表示する評価表示手段と、
を備えることを特徴とする請求項２〜４のいずれか１項に記載の血液量測定装置。
【請求項６】
前記第１及び第２の血液量算出手段の血液量算出機能の評価は、基準時刻からの算出した第１の血液量と、第２の血液量の変化率の差分に基づいて評価することを特徴とする請求項５に記載の血液量測定装置。
【請求項７】
被測定対象の心拍出量に関するパラメータを用いて血液量を推定する第１の血液量算出手段と、
被測定対象の基準時刻の心拍出量と酸素代謝に関するパラメータを用いて推定した基準時刻からの血液量の需要量の変化量から推定する第３の血液量算出手段と、を備えたことを特徴とする血液量測定装置。
【請求項８】
請求項7において、第３の血液量算出手段は、血圧及び心拍数を含むことを特徴とする血液量測定装置。
【請求項９】
請求項８において、第３の血液量算出手段は、さらに被測定対象の脈波伝播時間（PWTT）を含むことを特徴とする血液量測定装置。
【請求項１０】
請求項８に記載の第３の血液量算出手段は、以下の式に基づくことを特徴とする血液量測定装置。
CO＝CO1＋e1＊（ＨＲ＊PP-HR0＊PP0）
CO1は、基準時刻の心拍出量、HR0は、基準時刻の心拍数、PP0は基準時刻の血圧、e1は定数
【請求項１１】
請求項9に記載の第３の血液量算出手段は、以下の式に基づくことを特徴とする血液量測定装置。
CO＝CO1＋e1＊（ＨＲ＊PP-HR0＊PP0）＋f1＊（PWTT-PWTT0）
CO1は、基準時刻の心拍出量、HR0は、基準時刻の心拍数、PP0は基準時刻の血圧、PWTT0は基準時刻のPWTT、e1、f１は定数
【請求項１２】
前記第１の血液量算出手段で算出した第１の血液量と、前記第３の血液量算出手段で算出した第３の血液量とを比較して、前記第１及び第３の血液量算出手段の血液量算出機能を評価して表示する評価表示手段と、
を備えることを特徴とする請求項７〜１１のいずれか１項に記載の血液量測定装置。
【請求項１３】
前記第１及び第３の血液量算出手段の血液量算出機能の評価は、基準時刻からの算出した第１の血液量と、第３の血液量の変化率の差分に基づいて評価することを特徴とする請求項７〜１１のいずれか１項に記載の血液量測定装置。
【請求項１４】
被測定対象の特定情報として少なくとも、性別、年齢、体表面積（BSA）、血圧及び心拍数（HR）を入力する入力ステップと、
前記被測定対象の心拍出量に関する酸素代謝量を推定し、推定した酸素代謝量に基づいて血液量を算出する第２の血液量算出ステップと、
前記被測定対象の脈波伝播時間（PWTT）及び心拍数（HR）に基づいて血液量（CO）＝（αK＊PWTT＋βK）＊HR式から心血液量を算出する第1の血液量算出ステップと、
基準時刻からの算出した第１の血液量と、第２の血液量の変化率の差分に基づいて評価するステップと、
を含むことを特徴とする血液量測定装置の血液量測定結果の評価方法。
【請求項１５】
前記第２の血液量算出ステップでは、以下の式で血液量を算出することを特徴とする請求項１４に記載の血液量測定結果の評価方法。
CO2=a1＋ｂ1＊sex＋c1＊Age＋d1＊BSA＋e1＊ＨＲ＊PP
但し、a1、b1、c1、d1、e1は定数
【請求項１６】
前記第２の血液量算出ステップでは、以下の式で血液量を算出することを特徴とする請求項１４に記載の血液量測定結果の評価方法。
CO2=a2＋ｂ2＊sex＋c2＊Age＋d2＊BSA＋e2＊ＨＲ＊PP＋f2＊PWTT
但し、a2、b2、c2、d2、e2、f2は定数
【請求項１７】
請求項１４〜請求項１６に記載の各ステップを血液量測定装置のコンピュータに実行させる
ことを特徴とする血液量測定結果の評価プログラム。
【請求項１】
被測定対象の心拍出量に関するパラメータを用いて血液量を推定する第１の血液量算出手段と、
被測定対象の酸素代謝に関するパラメータを用いて血液量の需要量を推定する第２の血液量算出手段と、
を備えたことを特徴とする血液量測定装置。
【請求項２】
被測定対象の特定情報を入力して、当該被測定対象の心拍出量に関する酸素代謝量を推定し、推定した酸素代謝量に基づいて血液量を算出する第２の血液量算出手段と、
被測定対象の脈波伝播時間（PWTT）及び心拍数（HR）に基づいて血液量（CO）＝（αK＊PWTT＋βK）＊HR式から心血液量を算出する第１の血液量算出手段と、
を備えたことを特徴とする血液量測定装置。
【請求項３】
前記被測定対象の特定情報は、被測定対象の少なくとも、性別、年齢、体表面積（BSA）、血圧及び心拍数（HR）を含むことを特徴とする請求項２に記載の血液量測定装置。
【請求項４】
前記被測定対象の特定情報には、更に被測定対象の脈波伝播時間（PWTT）を含むことを
特徴とする請求項３に記載の血液量測定装置。
【請求項５】
前記第１の血液量算出手段で算出した第１の血液量と、前記第２の血液量算出手段で算出した第２の血液量とを比較して、前記第１及び第２の血液量算出手段の血液量算出機能を評価して表示する評価表示手段と、
を備えることを特徴とする請求項２〜４のいずれか１項に記載の血液量測定装置。
【請求項６】
前記第１及び第２の血液量算出手段の血液量算出機能の評価は、基準時刻からの算出した第１の血液量と、第２の血液量の変化率の差分に基づいて評価することを特徴とする請求項５に記載の血液量測定装置。
【請求項７】
被測定対象の心拍出量に関するパラメータを用いて血液量を推定する第１の血液量算出手段と、
被測定対象の基準時刻の心拍出量と酸素代謝に関するパラメータを用いて推定した基準時刻からの血液量の需要量の変化量から推定する第３の血液量算出手段と、を備えたことを特徴とする血液量測定装置。
【請求項８】
請求項7において、第３の血液量算出手段は、血圧及び心拍数を含むことを特徴とする血液量測定装置。
【請求項９】
請求項８において、第３の血液量算出手段は、さらに被測定対象の脈波伝播時間（PWTT）を含むことを特徴とする血液量測定装置。
【請求項１０】
請求項８に記載の第３の血液量算出手段は、以下の式に基づくことを特徴とする血液量測定装置。
CO＝CO1＋e1＊（ＨＲ＊PP-HR0＊PP0）
CO1は、基準時刻の心拍出量、HR0は、基準時刻の心拍数、PP0は基準時刻の血圧、e1は定数
【請求項１１】
請求項9に記載の第３の血液量算出手段は、以下の式に基づくことを特徴とする血液量測定装置。
CO＝CO1＋e1＊（ＨＲ＊PP-HR0＊PP0）＋f1＊（PWTT-PWTT0）
CO1は、基準時刻の心拍出量、HR0は、基準時刻の心拍数、PP0は基準時刻の血圧、PWTT0は基準時刻のPWTT、e1、f１は定数
【請求項１２】
前記第１の血液量算出手段で算出した第１の血液量と、前記第３の血液量算出手段で算出した第３の血液量とを比較して、前記第１及び第３の血液量算出手段の血液量算出機能を評価して表示する評価表示手段と、
を備えることを特徴とする請求項７〜１１のいずれか１項に記載の血液量測定装置。
【請求項１３】
前記第１及び第３の血液量算出手段の血液量算出機能の評価は、基準時刻からの算出した第１の血液量と、第３の血液量の変化率の差分に基づいて評価することを特徴とする請求項７〜１１のいずれか１項に記載の血液量測定装置。
【請求項１４】
被測定対象の特定情報として少なくとも、性別、年齢、体表面積（BSA）、血圧及び心拍数（HR）を入力する入力ステップと、
前記被測定対象の心拍出量に関する酸素代謝量を推定し、推定した酸素代謝量に基づいて血液量を算出する第２の血液量算出ステップと、
前記被測定対象の脈波伝播時間（PWTT）及び心拍数（HR）に基づいて血液量（CO）＝（αK＊PWTT＋βK）＊HR式から心血液量を算出する第1の血液量算出ステップと、
基準時刻からの算出した第１の血液量と、第２の血液量の変化率の差分に基づいて評価するステップと、
を含むことを特徴とする血液量測定装置の血液量測定結果の評価方法。
【請求項１５】
前記第２の血液量算出ステップでは、以下の式で血液量を算出することを特徴とする請求項１４に記載の血液量測定結果の評価方法。
CO2=a1＋ｂ1＊sex＋c1＊Age＋d1＊BSA＋e1＊ＨＲ＊PP
但し、a1、b1、c1、d1、e1は定数
【請求項１６】
前記第２の血液量算出ステップでは、以下の式で血液量を算出することを特徴とする請求項１４に記載の血液量測定結果の評価方法。
CO2=a2＋ｂ2＊sex＋c2＊Age＋d2＊BSA＋e2＊ＨＲ＊PP＋f2＊PWTT
但し、a2、b2、c2、d2、e2、f2は定数
【請求項１７】
請求項１４〜請求項１６に記載の各ステップを血液量測定装置のコンピュータに実行させる
ことを特徴とする血液量測定結果の評価プログラム。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【公開番号】特開２０１０−２６４２２８（Ｐ２０１０−２６４２２８Ａ）
【公開日】平成２２年１１月２５日（２０１０．１１．２５）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１０−３６４７３（Ｐ２０１０−３６４７３）
【出願日】平成２２年２月２２日（２０１０．２．２２）
【出願人】（０００２３０９６２）日本光電工業株式会社 (179)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２２年１１月２５日（２０１０．１１．２５）
【国際特許分類】
【出願日】平成２２年２月２２日（２０１０．２．２２）
【出願人】（０００２３０９６２）日本光電工業株式会社 (179)
【Ｆターム（参考）】
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