JP6304749B2 - Circulatory monitoring device - Google Patents
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Description
本発明は、生体の循環動態の指標となる左心室−大動脈カップリングを非侵襲的かつ連続的にモニタリングすることにより、生体の循環動態を評価するための循環動態監視装置に関する。 The present invention relates to a circulatory monitoring apparatus for evaluating the circulatory dynamics of a living body by noninvasively and continuously monitoring the left ventricular-aortic coupling, which is an index of the circulatory dynamics of the living body.
心筋収縮末期エラスタンスＥｅｓと実効動脈エラスタンスＥａの比である左心室−大動脈カップリングＥｅｓ／Ｅａは、心臓と動脈系の結合状態（バランス）を評価する指標であり、この値を正常に保つことでバランスのとれた循環動態を維持できる。しかし、Ｅｅｓ／Ｅａを測定するためには左心室の圧と容積をカテーテルを用いて測定する必要があり、侵襲が大きく実用的でなかった。 The left ventricular-aortic coupling E es / E a , which is the ratio of the myocardial end systolic elastance E es and the effective arterial elastance E a , is an index for evaluating the connection state (balance) between the heart and the arterial system. By maintaining the normal, it is possible to maintain a balanced circulatory dynamics. However, in order to measure E es / E a , it is necessary to measure the pressure and volume of the left ventricle using a catheter, which is invasive and not practical.
Hayashiらは、前駆出期間ＰＥＰ、駆出期間ＥＴ、収縮末期圧Ｐｅｓ、拡張末期大動脈圧Ｐａｄから左心室−大動脈カップリングＥｅｓ／Ｅａを算出する以下の近似式（以下、Hayashiの式ともいう。）：
Ｅｅｓ／Ｅａ＝Ｐａｄ／Ｐｅｓ（１＋ｋ・ＥＴ／ＰＥＰ）−１
ｋ＝０．５３（Ｅｅｓ／Ｅａ）０．５１
を導いた（特許文献１、非特許文献１）。
Hayashi et al., Pre-ejection period PEP, ejection period ET, end-systolic pressure P es, from end-diastolic aortic pressure P ad left ventricle - the following approximate expression for calculating the aortic coupling E es / E a (hereinafter, the Hayashi Also called a formula.):
E es / E a = P ad / P es (1 + k · ET / PEP) -1
k = 0.53 (E es / E a ) 0.51
(Patent Document 1, Non-Patent Document 1).
Hayashiの式では収縮末期圧Ｐｅｓを変数として用いる。収縮末期圧は、現在のCAVI(cardio ankle vascular index)検査では直接求めず、脈波の高さの比から求めるため、収縮末期圧の算出は手間がかかる上に誤差も大きかった。 Hayashi's equation uses the end systolic pressure Pes as a variable. Since the end systolic pressure is not directly obtained by the current CAVI (cardio ankle vascular index) examination, but is obtained from the ratio of the pulse wave height, the calculation of the end systolic pressure is troublesome and has a large error.
収縮末期圧は、大動脈弁閉鎖時の左室圧（後負荷）である。平均血圧は左室の平均的な後負荷と考えられるため、本発明者らは、Hayashiの式において収縮末期圧の代わりに平均血圧を用いることを着想し、収縮末期圧を用いて算出したカップリングと平均血圧を用いて算出したカップリングとの比較研究を行った。その結果、本発明者らは、収縮末期圧の代わりに平均血圧を用いてもカップリングを算出できること、そしてそのための近似式を見出した。係る知見に基づいて本発明者らは更に研究を行い、本発明を完成させるに至った。本発明は即ち以下の通りである。 End systolic pressure is the left ventricular pressure (afterload) when the aortic valve is closed. Since the average blood pressure is considered to be the average afterload of the left ventricle, the present inventors have conceived that the mean blood pressure is used instead of the end systolic pressure in the Hayashi equation, and the cup calculated using the end systolic pressure is used. A comparative study was performed between the ring and the coupling calculated using mean blood pressure. As a result, the present inventors have found that the coupling can be calculated even if the mean blood pressure is used instead of the end systolic pressure, and an approximate expression for that is found. Based on such knowledge, the present inventors have further studied and completed the present invention. That is, the present invention is as follows.
［１］生体の循環動態を左心室−大動脈カップリングに基づいて監視するための循環動態監視装置であって、
前記生体の左心室の心筋の収縮開始から、左心室から血液が駆出するまでの前駆出期間を非観血的に決定する前駆出期間決定手段、
前記生体の左心室から血液が駆出されている駆出期間を非観血的に決定する駆出期間決定手段、
前記生体の拡張期における大動脈内圧である動脈拡張期血圧を非観血的に決定する動脈拡張期血圧決定手段、
前記生体の平均血圧を非観血的に決定する平均血圧決定手段、および、
予め設定された関係に基づいて、前記前駆出期間決定手段により決定された前駆出期間と、前記駆出期間決定手段により決定された駆出期間と、前記動脈拡張期血圧決定手段により決定された動脈拡張期血圧と、前記平均血圧決定手段により決定された平均血圧とから、前記生体の左心室−大動脈カップリングを算出する左心室−大動脈カップリング算出手段
を有する、前記装置。
［２］前記予め設定された関係が、前記左心室−大動脈カップリングをＥｅｓ／Ｅａ、前記前駆出期間をＰＥＰ、前記駆出期間をＥＴ、前記動脈拡張期血圧をＰａｄ、前記平均血圧をＰｍとし、ａ、ｂ、ｃおよびｄを定数とすると、以下の方程式系（１）：
Ｅｅｓ／Ｅａ＝ａ・Ｅｅｓ／Ｅａ'＋ｂ
Ｅｅｓ／Ｅａ'＝Ｐａｄ／Ｐｍ（１＋ｋ・ＥＴ／ＰＥＰ）−１
ｋ＝ｃ（Ｅｅｓ／Ｅａ'）ｄ （１）
により表されるものである、上記［１］に記載の装置。
［３］前記算出された左心室−大動脈カップリングを表示する表示装置を更に有する、上記［１］または［２］に記載の装置。
［４］前記動脈拡張期血圧決定手段が、動脈血圧波形の決定または推定を伴わずに動脈拡張期血圧を決定するように構成されている、上記［１］〜［３］のいずれかに記載の装置。
[1] A circulatory monitoring apparatus for monitoring circulatory dynamics of a living body based on left ventricular-aortic coupling,
A precursor period determination means for noninvasively determining a precursor period from the start of contraction of the myocardium of the left ventricle of the living body to blood ejection from the left ventricle,
Ejection period determining means for noninvasively determining the ejection period during which blood is ejected from the left ventricle of the living body,
Arterial diastolic blood pressure determining means for noninvasively determining arterial diastolic blood pressure, which is the internal pressure of the aorta in the diastole of the living body,
Mean blood pressure determining means for non-invasively determining the average blood pressure of the living body, and
Based on a preset relationship, the precursor ejection period determined by the precursor ejection period determination means, the ejection period determined by the ejection period determination means, and the arterial diastolic blood pressure determination means The apparatus comprising: a left ventricular-aortic coupling calculating unit that calculates a left ventricular-aortic coupling of the living body from an arterial diastolic blood pressure and an average blood pressure determined by the average blood pressure determining unit.
[2] The preset relationship is that the left ventricular-aortic coupling is E es / E a , the precursor ejection period is PEP, the ejection period is ET, the arterial diastolic blood pressure is Pad , and the average If the blood pressure is P m and a, b, c and d are constants, the following equation system (1):
E es / E a = a ・ E es / E a '+ b
E es / E a ′ = P ad / P m (1 + k · ET / PEP) −1
k = c (E es / E a ′) d (1)
The device according to [1], which is represented by:
[3] The device according to [1] or [2], further including a display device that displays the calculated left ventricular-aortic coupling.
[4] The arterial diastolic blood pressure determining means is configured to determine arterial diastolic blood pressure without determining or estimating an arterial blood pressure waveform, according to any one of [1] to [3] above. Equipment.
本発明を利用することにより、左心室−大動脈カップリングを非侵襲的に算定することができる。特に、本発明では、収縮末期圧ではなく平均血圧を利用するので、従来法より簡便かつ正確に該カップリングを算出でき、動脈血圧異常値を測定する前に異常を予測することや、連続的なモニタリングが可能となる。更に、本発明では、収縮末期圧の決定のために必要であった動脈血圧波形の測定または予測を行わなくてもよく、装置の構成を単純化できる。本発明者らはまた、Hayashiの式の係数ｋはイヌでの実験データを基にしているのに対し、ヒトでの実験データに基づいて係数ｋを決定したので、本発明において当該係数を用いることにより、ヒトのためのより正確な循環動態モニタリングが可能となる。 By utilizing the present invention, the left ventricular-aortic coupling can be calculated non-invasively. In particular, in the present invention, since the average blood pressure is used instead of the end systolic pressure, the coupling can be calculated more easily and accurately than the conventional method, and abnormalities can be predicted before measuring abnormal values of arterial blood pressure, Monitoring becomes possible. Furthermore, in the present invention, it is not necessary to measure or predict the arterial blood pressure waveform necessary for determining the end systolic pressure, and the configuration of the apparatus can be simplified. The present inventors also used the coefficient in the present invention because the coefficient k in Hayashi's equation was based on experimental data in dogs, whereas the coefficient k was determined based on experimental data in humans. This enables more accurate hemodynamic monitoring for humans.
以下、図面を参照しながら本発明の例示的な実施形態をより詳細に説明する。なお、前述の通り、本発明はHayashiらの発明において収縮末期圧を平均血圧で代用することを一つの主な特徴としているので、以下においてもHayashiらの先行技術と適宜対比しつつ、本発明の特徴を説明する。 Hereinafter, exemplary embodiments of the present invention will be described in more detail with reference to the drawings. As described above, the present invention is characterized in that the end systolic pressure is replaced by the mean blood pressure in the invention of Hayashi et al., So that the present invention will be compared with the prior art of Hayashi et al. The features of will be described.
図１は本発明の心機能監視装置（以下、本発明の装置ともいう。）１の例示的な実施形態を示すブロック図である。図１に示す実施形態は、収縮末期大動脈圧を決定するための手段を有しないことに加えて、動脈血圧波形を決定または推定するための手段を有しないことを先行技術と比較した一つの特徴としている。 FIG. 1 is a block diagram showing an exemplary embodiment of a cardiac function monitoring apparatus (hereinafter also referred to as an apparatus of the present invention) 1 of the present invention. The embodiment shown in FIG. 1 is one feature compared to the prior art that in addition to having no means for determining end systolic aortic pressure, it has no means for determining or estimating an arterial blood pressure waveform. It is said.
図１に示す実施形態における各構成要素は、演算制御装置２８を除いて、上記先行特許文献で提案された装置における対応する構成要素と同様のものを用いることができる。すなわち、図１において、カフ１０は血圧測定用途のための通常のカフを用いることができ、例えば、ゴム製袋を布製帯状袋内に有するカフであって、患者の上腕部に巻回された状態で装着される。カフ１０には、圧力センサ１４、排気制御弁１６、および空気ポンプ１８が配管２０を介してそれぞれ接続されている。排気制御弁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。 Each component in the embodiment shown in FIG. 1 can be the same as the corresponding component in the device proposed in the above-mentioned prior patent document, except for the arithmetic control device 28. That is, in FIG. 1, the cuff 10 can be a normal cuff for blood pressure measurement use. For example, the cuff 10 is a cuff having a rubber bag in a cloth belt-like bag and wound around the upper arm of a patient. Mounted in a state. A pressure sensor 14, an exhaust control valve 16, and an air pump 18 are connected to the cuff 10 via a pipe 20. The exhaust control valve 16 includes a pressure supply state that allows supply of pressure into the cuff 10, a slow exhaust pressure state that gradually exhausts the inside of the cuff 10, and a rapid exhaust pressure state that rapidly exhausts the inside of the cuff 10. It is configured to be switched to one state.
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ており、圧力信号ＳＰに含まれる定常的な圧力を表すカフ圧信号ＳＫを弁別してそのカフ圧信号ＳＫをＡ／Ｄ変換器２６を介して演算制御装置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ており、圧力信号ＳＰの振動成分である脈波信号ＳＭ1を弁別してその脈波信号ＳＭ1をＡ／Ｄ変換器３０を介して演算制御装置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り、上記脈波弁別回路２４はカフ脈波検出手段として機能している。 The pressure sensor 14 detects the pressure in the cuff 10 and supplies a pressure signal SP representing the pressure to the static pressure discrimination circuit 22 and the pulse wave discrimination circuit 24, respectively. The static pressure discriminating circuit 22 includes a low-pass filter, discriminates the cuff pressure signal SK representing the steady pressure included in the pressure signal SP, and calculates the cuff pressure signal SK via the A / D converter 26. 28. The pulse wave discriminating circuit 24 includes a band-pass filter, discriminates the pulse wave signal SM 1 that is a vibration component of the pressure signal SP, and the pulse wave signal SM 1 through the A / D converter 30 is an arithmetic and control unit 28. To supply. The cuff pulse wave represented by the pulse wave signal SM 1 is a pressure vibration wave generated from a brachial artery (not shown) and transmitted to the cuff 10 in synchronization with the heartbeat of the patient, and the pulse wave discrimination circuit 24 uses the cuff pulse wave. It functions as a detection means.
上記演算制御装置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図示しない駆動回路を介して排気制御弁１６および空気ポンプ１８を制御する。 The arithmetic control unit 28 includes a CPU 29, a ROM 31, a RAM 33, and a so-called microcomputer having an I / O port (not shown). The CPU 29 has a storage function of the RAM 33 according to a program stored in advance in the ROM 31. By executing the signal processing while using it, a drive signal is output from the I / O port to control the exhaust control valve 16 and the air pump 18 via a drive circuit (not shown).
図２は、上記演算制御装置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、カフ１０を用いた血圧測定に際して、カフ圧制御手段７４により変化させられるカフ１０の圧迫圧力が圧力センサ１４により検出される。血圧測定手段７６は、カフ１０による圧迫圧力を２〜３mmHg/sec程度の速度で徐々に変化させる過程で得られた脈拍同期信号、例えば脈波振幅またはコロトコフ音の変化に基づきオシロメトリック法またはコロトコフ音法に従って生体の最高血圧値ＢＰSYS、平均血圧値Ｐｍ、および最低血圧値（即ち、動脈拡張期血圧Ｐａｄ）を測定する。従って、血圧測定手段７６は、平均血圧決定手段および動脈拡張期血圧決定手段として機能できる。決定された血圧値は表示器３２に表示される。 FIG. 2 is a functional block diagram for explaining the main part of the control function of the arithmetic and control unit 28. In FIG. 2, when measuring blood pressure using the cuff 10, the pressure sensor 14 detects the compression pressure of the cuff 10 that is changed by the cuff pressure control means 74. The blood pressure measuring means 76 is an oscillometric method or a Korotkoff based on a pulse synchronization signal, for example, a change in pulse wave amplitude or Korotkoff sound, obtained in the process of gradually changing the pressure applied by the cuff 10 at a speed of about 2 to 3 mmHg / sec. According to the sound method, the maximum blood pressure value BP SYS , the average blood pressure value P m , and the minimum blood pressure value (that is, arterial diastolic blood pressure P ad ) are measured. Therefore, the blood pressure measuring unit 76 can function as an average blood pressure determining unit and an arterial diastolic blood pressure determining unit. The determined blood pressure value is displayed on the display 32.
また、図１において、心音検出装置として機能する心音マイクロホン６２は、生体の心臓の近傍に配設されてその心臓から発生する心音を検出し、その心音を表す心音信号ＳＳを出力する。この心音マイクロホン６２は、生体の体表面に装着されてもよいが、より好適には、心臓により近接させて心音を一層明瞭に検出するために生体の食道等の体腔内に配置される。上記心音マイクロホン６２から出力された心音信号ＳＳは、図示しない増幅器、ノイズ除去のための帯域フィルタ６４、Ａ／Ｄ変換器６６を介して、演算制御装置２８へ供給される。上記心音には、僧帽弁の閉鎖および大動脈弁の開放に対応する第１心音I、大動脈弁の閉鎖に対応する第２心音IIなどが含まれている。 In FIG. 1, a heart sound microphone 62 that functions as a heart sound detection device is disposed in the vicinity of the heart of a living body, detects a heart sound generated from the heart, and outputs a heart sound signal SS representing the heart sound. The heart sound microphone 62 may be attached to the body surface of a living body, but more preferably, is placed in a body cavity such as the esophagus of the living body in order to detect heart sounds more clearly by being closer to the heart. The heart sound signal SS output from the heart sound microphone 62 is supplied to the arithmetic and control unit 28 via an amplifier (not shown), a band filter 64 for noise removal, and an A / D converter 66. The heart sounds include the first heart sound I corresponding to the closing of the mitral valve and the opening of the aortic valve, the second heart sound II corresponding to the closing of the aortic valve, and the like.
心電誘導装置６８は、生体の表皮上においてその生体の心臓を挟むように位置する部位に貼着される複数の電極７０を備え、その生体の表皮に誘導される心電誘導波形すなわちＥＣＧ波形を検出し、その心電誘導波形を表す心電誘導信号ＳＥを演算制御装置２８へ出力する。上記心電誘導波形の１周期内には、Ｐ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、Ｔ波が順次含まれている。 The electrocardiographic induction device 68 includes a plurality of electrodes 70 attached to a part of the living body's epidermis that is positioned so as to sandwich the living body's heart, and an electrocardiographic induction waveform, that is, an ECG waveform that is induced in the epidermis of the living body. And an electrocardiographic induction signal SE representing the electrocardiographic induction waveform is output to the arithmetic and control unit 28. Within one cycle of the electrocardiographic induction waveform, a P wave, a Q wave, an R wave, an S wave, and a T wave are sequentially included.
図２に示すように、演算制御装置２８は、心電誘導信号ＳＥおよび心音信号ＳＳに基づいて前駆出期間ＰＥＰを決定するための前駆出期間決定手段８４を備える。前駆出期間ＰＥＰは、生体の左心室の心筋の収縮開始から、左心室から血液が駆出するまでの期間を表す。例えば、心電誘導波形のＱ波の発生時点から第１心音Iの終端時点までの時間を、基準クロックパルスを計数することなどにより計測し、前駆出期間ＰＥＰ（秒）を１拍毎に決定する。また、心電誘導波形のＱ波とＲ波との時間間隔が問題にならない場合は、より検出が容易なＲ波がＱ波に代えて用いられてもよい。 As shown in FIG. 2, the arithmetic and control unit 28 includes a precursor emission period determining unit 84 for determining a precursor emission period PEP based on the electrocardiographic induction signal SE and the heart sound signal SS. The precursor ejection period PEP represents the period from the start of contraction of the myocardium of the left ventricle of the living body to the ejection of blood from the left ventricle. For example, the time from the generation of the Q wave of the electrocardiogram-induced waveform to the end of the first heart sound I is measured by counting the reference clock pulse, and the precursor emission period PEP (seconds) is determined for each beat. To do. In addition, when the time interval between the Q wave and the R wave of the electrocardiographic induction waveform does not matter, an R wave that is easier to detect may be used instead of the Q wave.
演算制御装置２８はまた、心電誘導信号ＳＥおよび心音信号ＳＳに基づいて駆出期間ＥＴを決定するための駆出期間決定手段８６も備える。駆出期間ＥＴは、生体の左心室から血液が駆出されている期間を表す。例えば、第１心音Iの終端時点から第２心音IIの開始点までの時間を基準クロックパルスを計数することなどにより計測し、駆出期間ＥＴ（秒）を決定する。あるいは、心電誘導波形のＱ波の発生時点から第２心音IIの開始点までの時間を計測することにより、心臓の収縮期間すなわち前駆出期間ＰＥＰと駆出期間ＥＴとの合計値（ＰＥＰ＋ＥＴ）を算出し、その合計値（ＰＥＰ＋ＥＴ）から前駆出期間決定手段８４により求められた前駆出期間ＰＥＰを差し引くことにより駆出期間ＥＴ（秒）を１拍毎に算出してもよい。この場合も、前駆出期間算出手段８４と同様に、心電誘導波形のＱ波に代えて、Ｒ波が用いられてもよい。 The arithmetic and control unit 28 also includes ejection period determining means 86 for determining the ejection period ET based on the electrocardiographic induction signal SE and the heart sound signal SS. The ejection period ET represents a period during which blood is ejected from the left ventricle of the living body. For example, the time from the end point of the first heart sound I to the start point of the second heart sound II is measured by counting reference clock pulses, and the ejection period ET (seconds) is determined. Alternatively, by measuring the time from the occurrence of the Q wave of the electrocardiogram-induced waveform to the start point of the second heart sound II, the total value of the cardiac contraction period, that is, the precursor ejection period PEP and the ejection period ET (PEP + ET) And the ejection period ET (seconds) may be calculated for each beat by subtracting the precursor ejection period PEP obtained by the precursor ejection period determining means 84 from the total value (PEP + ET). In this case as well, R wave may be used instead of the Q wave of the electrocardiographic induction waveform similarly to the precursor emission period calculating means 84.
左心室−大動脈カップリング算出手段８８は、前記方程式系（１）に示すような予め設定された関係に基づいて、前駆出期間決定手段８４により求められた前駆出期間ＰＥＰ、駆出期間決定手段８６により求められた駆出期間ＥＴ、血圧測定手段７６により求められた平均血圧Ｐｍ、および動脈拡張期血圧Ｐａｄに基づいて左心室−大動脈カップリングＥｅｓ／Ｅａを算出する。 The left ventricle-aortic coupling calculating means 88 is a precursor ejection period PEP and ejection period determining means determined by the precursor ejection period determining means 84 based on a preset relationship as shown in the equation system (1). The left ventricle-aortic coupling E es / E a is calculated based on the ejection period ET obtained by 86, the average blood pressure P m obtained by the blood pressure measuring means 76, and the arterial diastolic blood pressure Pad .
方程式系（１）における定数ａ、ｂ、ｃ、ｄは、実験的に決定される定数である。例えば、対象とする動物（例えば、ヒト）について観血的手法により左心室−大動脈カップリングＥｅｓ／Ｅａを測定する。更に、等容性収縮期と駆出期の時変エラスタンスを2直線近似し、そのスロープ比をkとし、kとＥｅｓ／Ｅａの関係式を求めることにより方程式系（１）における定数ｃ、ｄを決定できる。実測したＥｅｓ／Ｅａと方程式から求めたＥｅｓ／Ｅａ'との関係式からa、bを決定できる。 The constants a, b, c, and d in the equation system (1) are experimentally determined constants. For example, the left ventricle-aortic coupling E es / E a is measured for the target animal (for example, human) by an invasive method. Furthermore, constants in the equation system (1) are obtained by approximating the time-varying elastance of the isovolumetric systole and the ejection phase by two straight lines, assuming the slope ratio as k, and obtaining the relational expression between k and E es / E a. c and d can be determined. A and b can be determined from the relational expression between the actually measured E es / E a and the E es / E a ′ obtained from the equation.
一つの具体的実施形態において、後述の検討例に示されるように、例えば、ａ＝０．７０、ｂ＝−０．２２、ｃ＝０．５３、ｄ＝０．５１を用いることができる。これらの定数は、本発明者らがイヌでの実験データに基づいた式を用いてヒトの血圧脈波測定結果から決定したものである。すなわち、一つの具体的実施形態において、上記方程式系（１）は、以下の方程式系（２）：
Ｅｅｓ／Ｅａ＝０．７０・Ｅｅｓ／Ｅａ'−０．２２
Ｅｅｓ／Ｅａ'＝Ｐａｄ／Ｐｍ（１＋ｋ・ＥＴ／ＰＥＰ）−１
ｋ＝０．５３（Ｅｅｓ／Ｅａ'）０．５１ （２）
とすることができる。
In one specific embodiment, for example, a = 0.70, b = −0.22, c = 0.53, and d = 0.51 can be used as will be described in a later-described study example. These constants are determined from the blood pressure pulse wave measurement results of humans using an expression based on experimental data in dogs. That is, in one specific embodiment, the equation system (1) is the following equation system (2):
E es / E a = 0.70 · E es / E a '−0.22
E es / E a ′ = P ad / P m (1 + k · ET / PEP) −1
k = 0.53 (E es / E a ′) 0.51 (2)
It can be.
演算制御装置２８は更に、算出した左心室−大動脈カップリングＥｅｓ／Ｅａをハードディスク、半導体メモリカード、磁気テープなどの図示しない記憶装置に逐次記憶させるとともに、表示制御手段９８を用いて、前記表示器３２または図示しないプリンタにおいて、上記左心室−大動脈カップリングＥｅｓ／Ｅａをトレンド表示させることができる。 The arithmetic and control unit 28 further stores the calculated left ventricular-aortic coupling E es / E a sequentially in a storage device (not shown) such as a hard disk, a semiconductor memory card, or a magnetic tape, and uses the display control unit 98 to The left ventricle-aortic coupling E es / E a can be displayed as a trend on the display 32 or a printer (not shown).
図３は、前記演算制御装置２８の制御作動の要部を説明するフローチャートである。図３のステップ（以下、ステップを省略する）Ｓ１は前記血圧測定手段７６に対応し、カフ１０を用いた血圧測定がオシロメトリック法またはコロトコフ音法により実行され、平均血圧Ｐｍおよび動脈拡張期血圧Ｐａｄが決定される（Ｓ２）。通常、Ｓ１の以前に、カフ１０によるキャリブレーション周期であるか否かが判断される。続くＳ３では、心電誘導信号ＳＥにより表される心電誘導波形のＱ波が発生したか否かが判断される。このＳ３の判断が否定された場合には本ルーチンが終了させられて繰り返される。しかし、上記Ｓ３の判断が肯定された場合には、Ｓ４において、第１心音Iの終端が発生したか否かが心音信号ＳＳに基づいて判断される。このＳ４の判断が否定された場合には繰り返しＳ４の判断が実行されるが、肯定された場合には、Ｓ５において、上記Ｑ波の発生時から第１心音Iの終端までの時間が前駆出期間ＰＥＰとして決定される。従って、本実施例では、上記Ｓ３〜Ｓ５が前駆出期間決定手段８４に対応している。 FIG. 3 is a flowchart for explaining a main part of the control operation of the arithmetic control device 28. 3 corresponds to the blood pressure measuring means 76, and blood pressure measurement using the cuff 10 is performed by the oscillometric method or the Korotkoff sound method, and the mean blood pressure P m and the arterial diastole are shown in FIG. The blood pressure Pad is determined (S2). Usually, before S1, it is determined whether or not it is a calibration cycle by the cuff 10. In subsequent S3, it is determined whether or not a Q wave of an electrocardiographic induction waveform represented by the electrocardiographic induction signal SE has occurred. If the determination in S3 is negative, this routine is terminated and repeated. However, if the determination in S3 is affirmed, it is determined in S4 based on the heart sound signal SS whether or not the end of the first heart sound I has occurred. If the determination of S4 is negative, the determination of S4 is repeatedly executed. If the determination is positive, the time from the occurrence of the Q wave to the end of the first heart sound I is pre-determined in S5. It is determined as the period PEP. Therefore, in the present embodiment, S3 to S5 correspond to the precursor ejection period determining means 84.
続くＳ６では、第２心音IIが発生したか否かが心音信号ＳＳに基づいて判断される。第２心音IIは、左心室内の圧力が大動脈圧以下になり、大動脈弁が閉鎖する時に発生する。従って、第２心音IIの開始は左心室の収縮の終了すなわち収縮末期を意味する。このＳ６の判断が否定された場合には繰り返しＳ６の判断が実行されるが、肯定された場合には、Ｓ７において、Ｓ４において検出された第１心音Iの終端点からＳ６において検出された第２心音IIの始まりまでの時間が、左心室から血液が駆出される駆出期間ＥＴとして決定される。従って、本実施例では、上記Ｓ４、Ｓ６およびＳ７が駆出期間決定手段８６に対応している。 In subsequent S6, whether or not the second heart sound II has occurred is determined based on the heart sound signal SS. The second heart sound II is generated when the pressure in the left ventricle falls below the aortic pressure and the aortic valve closes. Therefore, the start of the second heart sound II means the end of the left ventricular contraction, that is, the end systole. If the determination in S6 is negative, the determination in S6 is repeatedly executed. If the determination is positive, in S7, the first heartbeat I detected in S6 is detected from the end point of the first heart sound I detected in S4. The time until the beginning of 2 heart sounds II is determined as the ejection period ET during which blood is ejected from the left ventricle. Therefore, in this embodiment, S4, S6 and S7 correspond to the ejection period determining means 86.
次いで、左心室−大動脈カップリング算出手段８８に対応するＳ８では、前記方程式系（１）に示す関係式に、上記平均血圧Ｐｍ、上記動脈拡張期血圧Ｐad、上記前駆出期間ＰＥＰおよび駆出期間ＥＴが代入された後に、それらの式に基づいて左心室−大動脈カップリングＥes／Ｅaが算出される。続く表示制御手段９８に対応するＳ９では、上記Ｓ８で算出された左心室−大動脈カップリングＥes／Ｅaの値が表示器３２において表示され、且つその左心室−大動脈カップリングＥes／Ｅaの時間的変化を示すトレンドグラフが表示器３２に表示される。 Next, in S8 corresponding to the left ventricle-aortic coupling calculating means 88, the average blood pressure P m , the arterial diastolic blood pressure P ad , the precursor discharge period PEP, and the drive are added to the relational expression shown in the equation system (1). After the outgoing period ET is substituted, the left ventricle-aortic coupling E es / E a is calculated based on these equations. In S9 corresponding to the subsequent display control means 98, the value of the left ventricle-aortic coupling E es / E a calculated in S8 is displayed on the display 32, and the left ventricle-aortic coupling E es / E is displayed. trend graph showing the temporal change of a is displayed on the display unit 32.
以上、本発明の例示的な実施形態を図面を参照して説明したが、本発明はその他の態様においても実施され得る。 Although the exemplary embodiments of the present invention have been described with reference to the drawings, the present invention can be implemented in other modes.
検討１：Hayashiの式による左心室−大動脈カップリングの算出において収縮末期圧を平均血圧で代用することの可能性の検討Examination 1: Examination of possibility of substituting end systolic pressure with mean blood pressure in calculation of left ventricular-aortic coupling by Hayashi's formula
＜方法＞
福井大学医学部付属病院で2006年から2011年までの間にCAVI検査を用いて脈波伝搬速度を測定した患者101例を対象とした。
I. 以下2通りの値をHayashiの式のPesに代入し、Ees/Eaを求めた。
i. Pes: CAVI検査結果を印刷し、脈波の高さの比により求めた。
ii. Pm: CAVI検査(オシロメトリック法)による測定値を用いた。
以後、iの代入結果をEes/Ea(Pes)、iiの代入結果をEes/Ea(Pm)と表記する。Hayashiの式の計算にはニュートン法を用いた。
II. I-iiで得られたEes/Ea(Pm)を、Ees/Ea(Pes)とEes/Ea(Pm)の相関式に代入し、理論上のEes/Ea(Pes)を導いた。以後、この推定値をEes/Ea'(Pm)と表記する。
<Method>
The subjects were 101 patients whose pulse wave velocity was measured using the CAVI test between 2006 and 2011 at the University Hospital of Fukui University.
I. The following two values were substituted into Pes in Hayashi's formula to obtain Ees / Ea.
i. Pes: CAVI test results were printed and determined by the ratio of pulse wave height.
ii. Pm: The measured value by CAVI test (oscillometric method) was used.
Hereinafter, the substitution result of i is denoted as Ees / Ea (Pes), and the substitution result of ii is denoted as Ees / Ea (Pm). Newton's method was used to calculate Hayashi's formula.
II. The Ees / Ea (Pm) obtained in I-ii was substituted into the correlation equation of Ees / Ea (Pes) and Ees / Ea (Pm) to derive the theoretical Ees / Ea (Pes). Hereinafter, this estimated value is expressed as Ees / Ea ′ (Pm).
＜結果＞
Hayashiの式を用いると、Ees/Ea(Pes)は101例中43例、Ees/Ea(Pm)は8例計算不能となった。ノモグラムによるEes/Ea値を図4に示す。101例全てについてPes>Pmであり、Ees/Ea(Pes)<Ees/Ea(Pm)となった。
計算可能な58例のEes/Ea(Pes)とEes/Ea(Pm)の相関関係は下記式(3)：
Ees/Ea(Pes)=0.70・Ees/Ea(Pm)-0.22 (r2=0.83) (3)
であった(図5(a))。Bland-Altman分析での平均値(mean)と標準偏差(SD)はmean±2SD=0.87±0.75であった(図5(b))。
更に、計算可能な58例のEes/Ea(Pm)を上記式(3)に代入し、Ees/Ea'(Pm)を求めた。相関関係は、
Ees/Ea(Pes)=1.0・Ees/Ea'(Pm)+3.1x10-3(r2=0.83)
であった(図6(a))。Bland-Altman分析ではmean±2SD=-6.7x10-3±0.55であった(図6(b))。
<Result>
Using Hayashi's formula, Ees / Ea (Pes) could not be calculated for 43 of 101 cases and Ees / Ea (Pm) for 8 cases. The Ees / Ea value by nomogram is shown in FIG. In all 101 cases, Pes> Pm, and Ees / Ea (Pes) <Ees / Ea (Pm).
The correlation between Ees / Ea (Pes) and Ees / Ea (Pm) of 58 cases that can be calculated is the following equation (3):
Ees / Ea (Pes) = 0.70 ・ Ees / Ea (Pm) -0.22 (r 2 = 0.83) (3)
(FIG. 5 (a)). The mean (standard) and standard deviation (SD) in Bland-Altman analysis were mean ± 2SD = 0.87 ± 0.75 (FIG. 5 (b)).
Furthermore, 58 Ees / Ea (Pm) that can be calculated were substituted into the above equation (3) to obtain Ees / Ea ′ (Pm). The correlation is
Ees / Ea (Pes) = 1.0 ・ Ees / Ea '(Pm) + 3.1x10 -3 (r 2 = 0.83)
(FIG. 6 (a)). In Bland-Altman analysis, it was mean ± 2SD = −6.7 × 10 −3 ± 0.55 (FIG. 6 (b)).
以上のことから、以下の式(4)が得られた。
Ees/Ea(Pm)=Pad/Pm・(1+k・ET/PEP)-1
k=0.53・(Ees/Ea(Pm))0.51
Ees/Ea(Pes)=0.70・Ees/Ea(Pm)-0.22 (4)
From the above, the following formula (4) was obtained.
Ees / Ea (Pm) = Pad / Pm ・ (1 + k ・ ET / PEP) -1
k = 0.53 ・ (Ees / Ea (Pm)) 0.51
Ees / Ea (Pes) = 0.70 ・ Ees / Ea (Pm) -0.22 (4)
実施例１：得られた式の臨床への応用Example 1: Clinical application of the resulting formula
得られた上記式(4)を用いて、カップリングと、実年齢、血管年齢、CAVIとを比較した。CAVIは血管固有の硬さの指標であり、血管年齢はCAVIと実年齢をもとに推定される。
2008年から2013年に当院でCAVI検査を行った3241例のうち、ABI(Ankle Brechial Pressure Index)により動脈硬化の疑いがないとされ(即ち、ABI>0.9)、かつ上記式(4)を用いてカップリングが算出される1774例を対象とした。
Using the above formula (4), the coupling was compared with actual age, blood vessel age, and CAVI. CAVI is an index of blood vessel-specific hardness, and blood vessel age is estimated based on CAVI and actual age.
Of the 3241 patients who underwent CAVI examinations at our hospital from 2008 to 2013, there was no suspicion of arteriosclerosis due to ABI (Ankle Brechial Pressure Index) (i.e., ABI> 0.9), and the above formula (4) We used 1774 cases for which the coupling was calculated.
結果を図7に示す。図7は1774例全てのデータであり、下はデータが集中している部分の拡大である。実年齢の年代に関係なくカップリング平均値は一定を示した。血管年齢の上昇に伴い、カップリング平均値に低下傾向が見られた。CAVIの上昇に伴いカップリング平均値に低下傾向が見られた。血管年齢およびCAVIとカップリングとの間で相関がある傾向が認められたことから、動脈硬化でEaが大きく、Ees/Eaが小さい値となった可能性がある。以上のことから、上記式(4)はカップリングの算出のために有用であると考えられる。 The results are shown in FIG. FIG. 7 shows data of all 1774 examples, and the lower part is an enlargement of a portion where data is concentrated. The coupling average was constant regardless of the age of actual age. As the blood vessel age increased, the average coupling value tended to decrease. There was a tendency for the coupling average to decrease with increasing CAVI. Since there was a trend of correlation between vascular age and CAVI and coupling, Ea may be large and Ees / Ea may be small in arteriosclerosis. From the above, it is considered that the above formula (4) is useful for calculating the coupling.
検討２：ヒトについての係数kの決定Study 2: Determination of coefficient k for humans
Hayashiの式における係数kはイヌでの実験データに基づくものであった。そのため、ヒトについての係数kを決定するための研究を行った。
＜方法＞
正常心18例を含む48例の圧容量関係計測データを使用した。(背景は正常心18例、冠動脈疾患13例、心筋梗塞後の左室瘤3例、肥大型心筋症7例、拡張型心筋症7例であった。)まず、等容性収縮期と駆出期の時変エラスタンスを2直線近似し、そのスロープ比をkとすると、Ees/Ea = Pad/Pes(1+k×ET/PEP)-1の関係式が成り立つ(式a)。次に実験により測定したkとEes/Eaの関係式（式b）を求めた。このとき式aから求めた計算値としてのk(k＊)を求め、実測値のkとの差が平均±2SDから外れる1例は除外した。その後理論式と実験式、およびPEP、ET、Pes、Padの測定値からEes/Eaをニュートン法を用いて算出し、解が2未満となるものをEes/Eaの実測値と比較した。
＜結果＞
式bはk = 0.59×(Ees/Ea)0.39(r=0.69)となった。47例中ニュートン法で計算できたものは46例で、解が2以上となったものは11例であった。残った35例の計算値と実測値を比較するとr=0.72と有意な相関を認め、その関係式はEes/Ea(計算値)＝Ees/Ea(実測値)+0.36となった。そこでこの計算値から0.36を引いた値を算定値とした。この式を用いれば解が2未満の範囲で非侵襲的にEes/Eaを予測することが可能である。
以上より、ヒトについての係数kが以下の通りに決定された。
k=0.59・(Ees/Ea)0.39
The coefficient k in Hayashi's formula was based on experimental data in dogs. Therefore, a study was conducted to determine the coefficient k for humans.
<Method>
Forty-eight volume-related measurement data including 18 normal hearts were used. (Background was 18 cases of normal heart, 13 cases of coronary artery disease, 3 cases of left ventricular aneurysm after myocardial infarction, 7 cases of hypertrophic cardiomyopathy, 7 cases of dilated cardiomyopathy) If the time-varying elastance at the beginning is approximated by two lines and the slope ratio is k, the relational expression Ees / Ea = Pad / Pes (1 + k × ET / PEP) -1 holds (Formula a). Next, the relational expression (formula b) between k and Ees / Ea measured by experiment was obtained. At this time, k (k *) as a calculated value obtained from Equation a was obtained, and one example in which the difference from the actually measured value k deviated from the mean ± 2SD was excluded. After that, Ees / Ea was calculated from the theoretical and empirical formulas and the measured values of PEP, ET, Pes, and Pad using the Newton method, and those with a solution of less than 2 were compared with the measured values of Ees / Ea.
<Result>
Equation b is k = 0.59 × (Ees / Ea) 0.39 (r = 0.69). Of the 47 cases, 46 were able to be calculated by Newton's method, and 11 cases had a solution of 2 or more. When the calculated values of the remaining 35 cases were compared with the actual measurement values, a significant correlation was observed with r = 0.72, and the relational expression was Ees / Ea (calculated value) = Ees / Ea (actual value) +0.36. Therefore, the value obtained by subtracting 0.36 from this calculated value was used as the calculated value. Using this formula, it is possible to predict Ees / Ea noninvasively in the range where the solution is less than 2.
From the above, the coefficient k for humans was determined as follows.
k = 0.59 ・ (Ees / Ea) 0.39
Claims (4)
前記生体の左心室の心筋の収縮開始から、左心室から血液が駆出するまでの前駆出期間を非観血的に決定する前駆出期間決定手段、
前記生体の左心室から血液が駆出されている駆出期間を非観血的に決定する駆出期間決定手段、
前記生体の拡張期における大動脈内圧である動脈拡張期血圧を非観血的に決定する動脈拡張期血圧決定手段、
前記生体の平均血圧を非観血的に決定する平均血圧決定手段、および、
予め設定された関係に基づいて、前記前駆出期間決定手段により決定された前駆出期間と、前記駆出期間決定手段により決定された駆出期間と、前記動脈拡張期血圧決定手段により決定された動脈拡張期血圧と、前記平均血圧決定手段により決定された平均血圧とから、前記生体の左心室−大動脈カップリングを算出する左心室−大動脈カップリング算出手段
を有し、
前記予め設定された関係が、前記左心室−大動脈カップリングをＥ ｅｓ ／Ｅ ａ 、前記前駆出期間をＰＥＰ、前記駆出期間をＥＴ、前記動脈拡張期血圧をＰ ａｄ 、前記平均血圧をＰ ｍ とし、ａ、ｂ、ｃおよびｄを定数とすると、以下の方程式系（１）：
Ｅ ｅｓ ／Ｅ ａ ＝ａ・Ｅ ｅｓ ／Ｅ ａ '＋ｂ
Ｅ ｅｓ ／Ｅ ａ '＝Ｐ ａｄ ／Ｐ ｍ （１＋ｋ・ＥＴ／ＰＥＰ）−１
ｋ＝ｃ（Ｅ ｅｓ ／Ｅ ａ '） ｄ （１）
により表されるものである、
前記循環動態監視装置。 A circulatory monitoring device for monitoring circulatory dynamics of a living body based on left ventricular-aortic coupling,
A precursor period determination means for noninvasively determining a precursor period from the start of contraction of the myocardium of the left ventricle of the living body to blood ejection from the left ventricle,
Ejection period determining means for noninvasively determining the ejection period during which blood is ejected from the left ventricle of the living body,
Arterial diastolic blood pressure determining means for noninvasively determining arterial diastolic blood pressure, which is the internal pressure of the aorta in the diastole of the living body,
Mean blood pressure determining means for non-invasively determining the average blood pressure of the living body, and
Based on a preset relationship, the precursor ejection period determined by the precursor ejection period determination means, the ejection period determined by the ejection period determination means, and the arterial diastolic blood pressure determination means and arterial diastolic blood pressure, and a mean blood pressure determined by the mean blood pressure determining means, the left ventricle of the living - possess aortic coupling calculating means, - the left ventricle of calculating the aortic coupling
The preset relationship is that the left ventricular-aortic coupling is E es / E a , the precursor period is PEP, the ejection period is ET, the arterial diastolic blood pressure is Pad , and the mean blood pressure is P If m and a, b, c and d are constants, the following equation system (1):
E es / E a = a ・ E es / E a '+ b
E es / E a ′ = P ad / P m (1 + k · ET / PEP) −1
k = c (E es / E a ′) d (1)
Is represented by the
The circulatory dynamic monitoring device.
ＥE ｅｓes ／Ｅ/ E ａa ＝０．７０・Ｅ= 0.70 · E ｅｓes ／Ｅ/ E ａa '−０．２２'−0.22
ＥE ｅｓes ／Ｅ/ E ａa '＝Ｐ'= P ａｄad ／Ｐ/ P ｍm （１＋ｋ・ＥＴ／ＰＥＰ）−１(1 + k · ET / PEP) -1
ｋ＝０．５３（Ｅk = 0.53 (E ｅｓes ／Ｅ/ E ａa '）') ０．５１0.51 （２） (2)
である、請求項１に記載の装置。The device of claim 1, wherein
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