JP3623293B2 - Cardiac output state monitoring device and peripheral circulation state monitoring device - Google Patents

Description

Translated fromJapanese

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、線形予測法を用いて生体の圧脈波を解析することにより、生体の心拍出状態や末梢循環状態を監視する装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
たとえば手術中或いは手術後における生体の容体を把握するために、血圧値や脈拍数だけでなく、その生体の心拍出状態や末梢循環状態を監視することが望まれる。心拍出状態や末梢循環状態が把握できれば、たとえば生体のショック状態や麻酔深度などを早期に診断することが容易となるのである。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来では、心拍出状態や末梢循環状態を簡単に監視する装置がなく、容易に適用することが困難であった。たとえば、心拍出状態を監視する装置としては、胴体と首とにそれぞれ巻き着けた２対の電極を用いてそれら胴体と首との間のインピーダンスの変化を検出し、そのインピーダンスに基づいて心拍出量を監視する装置が提案されている（ＵＳＰ４，４３７，４６９）。しかし、そのような装置では、電極を胴体および首にそれぞれ巻きつける必要があるために電極の装着が煩雑となり、また、手術の部位によってはその電極の装着が不可能となる場合があった。
【０００４】
また、たとえば、末梢循環状態を検出する装置としては、透過型酸素飽和度センサと反射型酸素飽和度センサとを生体上の２ヵ所に設け、それら透過型酸素飽和度センサと反射型酸素飽和度センサによりそれぞれ測定された酸素飽和度に基づいて末梢循環状態を決定する末梢循環検出装置が提案されている（特開平４−６１８４９号公報）。しかし、そのような装置では、２種類の酸素飽和度センサを生体に装着する必要があるために装着が煩雑となり、また、表皮の毛細血管が収縮する低体温麻酔時などには使用が困難であった。
【０００５】
本発明は以上の事情を背景として為されたものであり、その第１の目的とするところは、使用が簡単でありしかも手術の種類に影響され難い心拍出状態監視装置を提供することにある。また、第２の目的とするところは、使用が簡単でありしかも手術の種類に影響され難い末梢循環状態監視装置を提供することにある。
【０００６】
【課題を解決するための第１の手段】
上記第１の目的を達成するための第１発明の要旨とするところは、生体の動脈から検出される圧脈波に基づいてその生体の心拍出状態を監視するための心拍出状態監視装置であって、（ａ） 前記生体の末梢部の動脈から発生する圧脈波を検出し、その圧脈波を表す圧脈波信号を出力する圧脈波センサと、（ｂ） その圧脈波センサから出力された圧脈波信号から、その圧脈波信号の過去のサンプリング値の線形結合の形で予測した予測値と実際値との残差を最小とするための線形予測係数を算出する線形予測係数算出手段と、（ｃ） その線形予測係数算出手段により算出された線形予測係数から予測信号を求め、その予測信号と前記圧脈波信号との差である残差信号に基づいて、前記心拍出状態を示す値を算出する心拍出状態算出手段とを、含むことにある。
【０００７】
【第１発明の効果】
このようにすれば、心拍出状態算出手段によって、前記線形予測係数算出手段により算出された線形予測係数から予測信号が求められ、その予測信号と前記圧脈波信号との差である残差信号に基づいて前記心拍出状態を示す値が算出されることから、生体に対しては、撓骨動脈、足背動脈などの末梢部の動脈から発生する圧脈波を検出するために手首或いは足先へ１個の圧脈波センサを装着するだけでよい。したがって、胴体と首との間のインピーダンスの変化を検出するための電極を胴体および首にそれぞれ巻きつけることなどが不要となるので、使用が簡単となるとともに、手術の種類に影響され難い利点がある。
【０００８】
【課題を解決するための第２の手段】
上記第２の目的を達成するための第２発明の要旨とするところは、生体の動脈から検出される圧脈波に基づいてその生体の末梢循環状態を監視するための末梢循環状態監視装置であって、(a) 前記生体の末梢部の動脈から発生する圧脈波を検出し、その圧脈波を表す圧脈波信号を出力する圧脈波センサと、(b) その圧脈波センサから出力された圧脈波信号から、その圧脈波信号の過去のサンプリング値の線形結合の形で予測した予測値と実際値との残差を最小とするための線形予測係数を算出する線形予測係数算出手段と、(c) その線形予測係数算出手段により算出された線形予測係数に基づいて、前記末梢循環状態を示す値を算出する末梢循環状態算出手段とを、含むことにある。
【０００９】
【第２発明の効果】
このようにすれば、末梢循環状態算出手段によって、前記線形予測係数算出手段により算出された前記圧脈波信号の過去のサンプリング値の線形結合の形で予測した予測値と実際値との残差を最小とするための線形予測係数に基づいて、前記末梢循環状態を示す値が算出されることから、生体に対しては、撓骨動脈、足背動脈などの末梢部の動脈から発生する圧脈波を検出するために手首或いは足先へ１個の圧脈波センサを装着するだけでよい。したがって、胴体と首との間のインピーダンスの変化を検出するための電極を胴体および首にそれぞれ巻きつけることなどが不要となるので、使用が簡単となるとともに、表皮の毛細血管が収縮する低体温麻酔時などにおいても末梢部の動脈から圧脈波が検出され得るので、手術の種類に影響され難い利点がある。
【００１０】
【発明の他の態様】
ここで、好適には、前記心拍出状態算出手段は、前記線形予測係数算出手段により算出された線形予測係数から、前記圧脈波の予測値を算出する予測値算出手段と、前記圧脈波信号からその予測値算出手段により算出された予測値を差し引くことにより残差信号を算出する残差信号算出手段とを含むものである。
【００１１】
また、好適には、前記心拍出状態算出手段は、上記残差信号の振幅を決定する振幅決定手段、或いは残差信号の周波数解析処理を行ってその周波数解析値の信号強度を決定する周波数解析値決定手段をさらに含み、上記残差信号の振幅値、或いは周波数解析値の大きさ、或いはそれと線形或いは非線形の関係にある所定の評価値である心拍出状態を示す値を決定する。
【００１２】
また、好適には、前記心拍出状態監視装置は、前記心拍出状態算出手段により算出された心拍出状態を示す値を表示器に表示させる心拍出状態表示手段をさらに含む。この表示器は、数値或いはグラフにより上記心拍出状態を示す値を更新して表示し、または経時的変化を示すトレンドグラフにより上記心拍出状態を示す値を表示する。このようにすれば、心拍出状態を示す値が表示器に表示されるので、医療従事者が容易に生体の心拍出状態を知ることができる。
【００１３】
また、好適には、前記末梢循環状態監視装置は、前記末梢循環状態算出手段により算出された末梢循環状態を示す値を表示器に表示させる末梢循環状態表示手段をさらに含む。この表示器は、数値或いはグラフにより上記末梢循環状態を示す値を更新して表示し、または経時的変化を示すトレンドグラフにより上記末梢循環状態を示す値を表示する。このようにすれば、末梢循環状態を示す値が表示器に表示されるので、医療従事者が容易に生体の末梢循環状態を知ることができる。
【００１４】
また、好適には、前記心拍出状態監視装置或いは末梢循環状態監視装置において、前記線形予測係数算出手段は、前記線形予測係数としてＰＡＲＣＯＲ係数を算出するものである。このようにすれば、ＰＡＲＣＯＲ係数は直交化した偏自己相関関数であるので、一層、高い精度で心拍出状態或いは末梢循環状態を知ることができる。
【００１５】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の一実施例を図面を参照して説明する。図１は、本発明の一実施例である心拍出状態監視機能および末梢循環状態監視機能を備えた連続血圧監視装置８の構成を示している。
【００１６】
図１において、連続血圧監視装置８は、ゴム製袋を布製帯状袋内に有してたとえば患者の上腕部１２に巻回されるカフ１０と、このカフ１０に配管２０を介してそれぞれ接続された圧力センサ１４、切換弁１６、および空気ポンプ１８とを備えている。この切換弁１６は、カフ１０内への圧力の供給を許容する圧力供給状態、カフ１０内を徐々に排圧する徐速排圧状態、およびカフ１０内を急速に排圧する急速排圧状態の３つの状態に切り換えられるように構成されている。
【００１７】
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は所定周波数以下の信号成分のみを通過させるローパスフィルタを備え、圧力信号ＳＰに含まれる静的な圧力すなわちカフ圧を表すカフ圧信号ＳＫを弁別してそのカフ圧信号ＳＫをＡ／Ｄ変換器２６を介して電子制御回路２８へ供給する。
【００１８】
上記脈波弁別回路２４は、カフ１０内において心拍に同期して発生する圧力振動であるカフ脈波を構成する周波数帯の信号を通過させるがそれ以外の周波数成分を除去するバンドパスフィルタを備え、圧力信号ＳＰから弁別したカフ脈波信号ＭをＡ／Ｄ変換器３０を介して電子制御回路２８へ供給する。
【００１９】
上記電子制御回路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入力された信号の処理を実行することにより、Ｉ／Ｏポートから駆動信号を出力して切換弁１６、空気ポンプ１８、表示器３２を制御する。
【００２０】
圧脈波検出プローブ３４は、前記カフ１０が装着されているか或いは装着されていない上腕部１２の動脈下流側の手首４２において、容器状を成すハウジング３６の開口端が体表面３８に対向する状態で装着バンド４０により手首４２に着脱可能に取り付けられるようになっている。ハウジング３６の内部には、ダイヤフラム４４を介して圧脈波センサ４６が相対移動可能かつハウジング３６の開口端からの突出し可能に設けられており、これらハウジング３６およびダイヤフラム４４等によって圧力室４８が形成されている。この圧力室４８内には、空気ポンプ５０から調圧弁５２を経て圧力エアが供給されるようになっており、これにより、圧脈波センサ４６は圧力室４８内の圧力に応じた押圧力Ｐ_ＨＤで前記体表面３８に押圧される。
【００２１】
上記圧脈波センサ４６は、たとえば、単結晶シリコン等から成る半導体チップの押圧面５４に多数の半導体感圧素子（図示せず）が配列されて構成されており、手首４２の体表面３８の撓骨動脈５６上に押圧されることにより、撓骨動脈５６から発生して体表面３８に伝達される圧力振動波すなわち圧脈波を検出し、その圧脈波を表す圧脈波信号ＳをＡ／Ｄ変換器５８を介して電子制御回路２８へ供給する。
【００２２】
また、電子制御回路２８のＣＰＵ２９は、ＲＯＭ３１に予め記憶されたプログラムに従って、空気ポンプ５０および調圧弁５２へ駆動信号を出力し、圧力室４８内の圧力すなわち圧脈波センサ４６の皮膚に対する押圧力を調節する。これにより、血圧監視に際しては、圧力室４８内の圧力変化過程で逐次得られる圧脈波に基づいて圧脈波センサ４６の最適押圧力Ｐ_ＨＤＰが決定され、圧脈波センサ４６の最適押圧力Ｐ_ＨＤＰを維持するように調圧弁５２が制御される。
【００２３】
図２は、上記連続血圧監視装置８における電子制御回路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。図において、血圧測定手段６２は、カフ１０の圧迫圧力を緩やかに上昇させ或いは下降させる圧迫圧力変化過程において脈波弁別回路２４により採取される脈波の大きさの変化に基づいて良く知られたオシロメトリック法（ＪＩＳ Ｔ １１１５）により患者の最高血圧値ＳＡＰおよび最低血圧値ＤＡＰを測定する。
【００２４】
圧脈波センサ４６は、好ましくは患者のカフ１０が装着される腕と異なる腕の手首４２に押圧されることによりその手首４２の撓骨動脈５６から発生する圧脈波を検出する。圧脈波血圧対応関係決定手段６４は、圧脈波センサ４６により検出される圧脈波の大きさＰ_Ｓと血圧測定手段６２により測定された血圧値（監視血圧値ＭＢＰ）との間の対応関係を所定の患者について予め決定する。この対応関係は、たとえば図６に示すものであり、ＭＢＰ＝Ａ・Ｐ_Ｓ＋Ｂ式により表される。但し、Ａは傾きを示す定数、Ｂは切片を示す定数である。
【００２５】
監視血圧値決定手段６６は、その対応関係から圧脈波センサ４６により検出される圧脈波の大きさＰ_Ｓすなわち最高値（上ピーク値）Ｐ_Ｓｍａｘおよび最低値（下ピーク値）Ｐ_Ｓｍｉｎに基づいて最高血圧値ＭＢＰ_ＳＹＳおよび最低血圧値ＭＢＰ_ＤＩＡ（モニタ血圧値）を逐次決定し、その決定した監視血圧値ＭＢＰを表示器３２に連続的に出力させる。
【００２６】
カフ圧制御手段６８は、上記関係のキャリブレーションのために所定の周期で起動させられる血圧測定手段６２の測定期間において、カフ１０の圧迫圧力をよく知られた測定手順にしたがって変化させる。たとえば、カフ圧制御手段６８は、患者の最高血圧より高い１８０ｍｍＨｇ程度に設定された昇圧目標値までカフ１０を昇圧させた後に、血圧測定アルゴリズムが実行される測定区間では３ｍｍＨｇ／ｓｅｃ程度の速度で緩やかに降圧させ、血圧測定が終了するとカフ１０の圧力を解放させる。
【００２７】
一方、線形予測係数算出手段７０は、圧脈波センサ４６から出力され且つ所定のサンプリング周期でＡ／Ｄ変換される所定区間の圧脈波信号Ｓ（すなわち、Ｓ_ｎ−Ｐ、・・Ｓ_ｎ−２、Ｓ_ｎ−１）において、現在値Ｓ_ｎの予測値Ｓ’_ｎを、過去のサンプル値の線形結合の形（数式１）で予測する線形予測法（Ｌｉｎｅａｒ Ｐｒｅｄｉｃｔｉｏｎ ； ＬＰ）を用いることによって、残差ｅ_ｎ（＝Ｓ_ｎ−Ｓ’_ｎ）が最小となるように、線形予測係数ａ_１、ａ_２・・・ａ_Ｐを算出する。
【００２８】
【数１】
Ｓ’_ｎ＝−（ａ_１Ｓ_ｎ−１＋ａ_２Ｓ_ｎ−２＋・・・＋ａ_ＰＳ_ｎ−Ｐ）
【００２９】
上記線形予測係数ａ_１、ａ_２・・・ａ_Ｐは、たとえば、数式２に示す上記残差の自乗和ε^２を最小にする値として求めるために、自乗和ε^２を線形予測係数ａ_ｉにより偏微分した値を零とする条件（δε^２／δａ_ｉ＝０）を求めることにより決定される。すなわち、数式３の右辺第１項と第２項とが同じ値であることを表す式は各ｉ（１≦ｉ≦ｐ）に対して成立しなければならないから、数式４に示す行列で示される。この行列は、線形予測係数ａ_１、ａ_２・・・ａ_Ｐを未知数とするｐ×ｐの連立一次方程式となっているので、ΣＳ_ｎ−ｉＳ_ｎ−ｋが与えられれば、この連立一次方程式の解としてａ_ｉが求められる。たとえば、圧脈波信号データからΣＳ_ｎ−ｉＳ_ｎ−ｋを計算して上記連立一次方程式に代入する一つの方法として、圧脈波信号Ｓの自己相関を代入する方法が用いられる。
【００３０】
数式５に示す圧脈波信号Ｓの自己相関関数Ｒ_ｉは、その対称性からＲ_ｉ＝Ｒ_−ｉとなり、Ｓ_ｎ−ｉとＳ_ｎ−ｋとの自己相関は、その時間差（ｉ−ｋ）だけの関数として、数式６に示すように与えられるので、この式より、数式７の連立一次方程式は自己相関関数を用いて数式６に示すように表され、数式８はそれを行列で示したものである。
【００３１】
ここで、圧脈波信号Ｓの所定区間では、その区間内のデータ数をＮとすると、上記自己相関関数Ｒ_ｉは、数式８から圧脈波信号Ｓに基づいて求められ、上記数式７からその自己相関関数Ｒ_ｉに基づいて線形予測係数ａ_１、ａ_２・・・ａ_Ｐが求められる。図３は、上記線形予測係数算出手段７０の内容を示すブロック線図である。自己相関手段７２は、入力される圧脈波信号Ｓ（ｔ）の所定区間内における自己相関関数Ｒ_ｉを数式８から所定区間内のＮ個の圧脈波信号のデータに基づいて算出する。この自己相関手段７２内に記載されている「ｚ^−１」は遅れ要素であり、「×」は乗算要素である。そして、連立一次方程式演算手段７４は、数式７の連立一次方程式から上記自己相関手段７２により算出された自己相関関数Ｒ_ｉに基づいて線形予測係数ａ_１、ａ_２・・・ａ_Ｐを算出する。
【００３２】
【数２】

【００３３】
【数３】

【００３４】
【数４】

【００３５】
【数５】

【００３６】
【数６】

【００３７】
【数７】

【００３８】
【数８】

【００３９】
また、図２において、心拍出状態算出手段７６は、上記線形予測係数算出手段７０により算出された線形予測係数ａ_１、ａ_２・・・ａ_Ｐから予測信号（予測値）Ｓ’_ｎを求め、その予測信号Ｓ’_ｎと実際の圧脈波信号Ｓ_ｎとの差である残差信号ｅ_ｎ（＝Ｓ_ｎ−Ｓ’_ｎ）に基づいて生体の前記心拍出状態を示す値Ｉ_ＣＯを算出し、表示器３２に表示させる。たとえば、上記心拍出状態算出手段７６は、数式１から、線形予測係数算出手段７０により算出された線形予測係数ａ_１、ａ_２・・・ａ_Ｐに基づいて、圧脈波信号の予測値Ｓ’_ｎを算出する予測値算出手段７８と、実際の圧脈波信号Ｓ_ｎからその予測値算出手段７８により算出された予測値Ｓ’_ｎを差し引くことにより残差信号ｅ_ｎ（＝Ｓ_ｎ−Ｓ’_ｎ）を算出する残差信号算出手段８０とを含んで構成される。
【００４０】
周期信号である圧脈波信号Ｓ（ｔ）の所定区間において所定時点のＳ_ｎとその予測信号Ｓ’_ｎとの差である上記残差信号ｅ_ｎの振幅、或いはその残差信号ｅ_ｎの周波数解析値の信号強度（ピッチインパルス信号電力）は、周期的に変化するピッチインパルスに対応する心筋の収縮力或いは心拍出量を間接的に示すものと考えられる。このため、上記心拍出状態算出手段７６は、好適には、上記残差信号ｅ_ｎの振幅を決定する振幅決定手段、或いは残差信号ｅ_ｎの周波数解析処理を行ってその周波数解析値の信号強度を決定する周波数解析値決定手段をさらに含み、上記残差信号ｅ_ｎの振幅値、或いは周波数解析値の大きさ、またはそれと線形或いは非線形の関係にある所定の評価値である心拍出状態を示す値Ｉ_ＣＯを決定する。
【００４１】
心拍出状態表示手段８２は、上記心拍出状態算出手段７６により算出された心拍出状態を示す値Ｉ_ＣＯを表示器３２に表示させる。表示器３２は、数値或いはグラフによりその心拍出状態を示す値Ｉ_ＣＯを逐次更新して表示し、或いは、経時的変化を示すトレンドグラフによりその心拍出状態を示す値Ｉ_ＣＯを表示する。
【００４２】
末梢循環状態算出手段８４は、線形予測係数算出手段７０により算出された線形予測係数ａ_１、ａ_２・・・ａ_Ｐに基づいて、末梢循環状態を示す値Ｉ_ＰＥを算出し、表示器３２に表示させる。たとえば、上記末梢循環状態算出手段８４は、線形予測係数ａ_１、ａ_２・・・ａ_Ｐのうちの代表的な一次係数ａ_１を含む所定次数の係数の大きさを、それらの合計値或いは平均値により決定し、その合計値或いは平均値またはそれと線形或いは非線形の関係にある所定の評価値である末梢循環状態を示す値Ｉ_ＰＥを決定するのである。
【００４３】
末梢循環状態表示手段８６は、上記末梢循環状態算出手段８４により算出された末梢循環状態を示す値Ｉ_ＰＥを表示器３２に表示させる。表示器３２は、数値或いはグラフによりその末梢循環状態を示す値Ｉ_ＰＥを逐次更新して表示し、或いは、経時的変化を示すトレンドグラフによりその末梢循環状態を示す値Ｉ_ＰＥを表示する。
【００４４】
図４は、連続血圧監視装置８における電子制御回路２８の制御作動の要部を説明するフローチャートであり、図５は、図４の心拍出状態、末梢循環状態決定・出力ルーチンを詳しく示すフローチャートである。
【００４５】
図４のステップＳＡ１（以下、ステップを省略する。）では、空気ポンプ５０が制御されることにより、圧力室４８内が徐速昇圧させられ、この圧力室４８内の徐速昇圧過程で圧脈波センサ４６により逐次検出される圧脈波の振幅が最大となる圧力室４８内の圧力すなわち圧脈波センサ４６の最適押圧力Ｐ_ＨＤＰが決定されるとともに、圧力室４８内の圧力がその最適押圧力Ｐ_ＨＤＰに保持されることにより、圧脈波センサ４６の押圧力が最適な一定値に保持される。
【００４６】
次いで、前記カフ圧制御手段６８に対応するＳＡ２乃至ＳＡ４において、空気ポンプ１８が制御されることにより血圧測定のためにカフ１０の圧力が制御される。すなわち、先ずＳＡ２においてカフ１０の昇圧が開始された後、ＳＡ３において、カフ１０内の圧力が、患者の予想最高血圧値よりも高く設定された目標カフ圧（たとえば１８０ｍｍＨｇ）に到達したか否かが判断される。当初はこのＳＡ３の判断が否定されてＳＡ２以下が繰り返し実行されるが、カフ１０の圧力が目標カフ圧に到達してＳＡ３の判断が肯定されると、ＳＡ４では、空気ポンプ１８が停止させられ且つ切換弁１６が徐速排圧状態に切り換えられてカフ１０内の圧力を予め定められた緩やかな速度で下降させることにより、カフ１０の圧力が血圧測定に適した速度たとえば３乃至５ｍｍＨｇ／ｓｅｃ程度の速度で降下させられる。
【００４７】
続いて、ＳＡ５では、カフ脈波信号Ｍが入力したか否かが判断される。このＳＡ５の判断が否定された場合は、上記ＳＡ４以下が繰り返し実行されるが、ＳＡ５の判断が肯定された場合は、前記血圧測定手段６２に対応するＳＡ６において血圧測定アルゴリズムが実行される。すなわち、上記のようなカフ１０内の徐速降圧過程で逐次得られるカフ脈波信号Ｍが表す脈波の振幅の変化に基づいて、よく知られたオシロメトリック方式の血圧値決定アルゴリズムに従って最高血圧値ＳＡＰ、平均血圧値ＭＡＰ、および最低血圧値ＤＡＰが決定される。
【００４８】
ＳＡ７では、上記ＳＡ６において最高血圧値ＳＡＰ、平均血圧値ＭＡＰ、および最低血圧値ＤＡＰがすべて決定されたか否かが判断される。このＳＡ７の判断が否定された場合は、前記ＳＡ４以下が繰り返し実行されるが、肯定された場合は、ＳＡ８において、切換弁１６が急速排圧状態に切り換えられてカフ１０内が急速に排圧されるとともに、ＳＡ６において決定された血圧値が表示器３２に表示される。
【００４９】
次に、前記圧脈波血圧対応関係決定手段６４に対応するＳＡ９では、圧脈波センサ４６からの圧脈波信号Ｓの大きさＰ_Ｓと上記ＳＡ６において測定されたカフ１０による血圧値ＳＡＰ、ＤＡＰとの間の対応関係が求められる。すなわち、圧脈波センサ４６からの圧脈波が１拍読み込まれ且つその圧脈波の最高値Ｐ_Ｓｍａｘおよび最低値Ｐ_Ｓｍｉｎが決定されるとともに、それら圧脈波の最高値Ｐ_Ｓｍａｘおよび最低値Ｐ_ＳｍｉｎとＳＡ３にてカフ１０により測定された最高血圧値ＳＡＰおよび最低血圧値ＤＡＰとに基づいて、図６に示す圧脈波信号Ｓの大きさＰ_Ｓと監視血圧値ＭＢＰとの間の対応関係が決定されるのである。
【００５０】
上記のようにして圧脈波血圧対応関係が決定されると、ＳＡ１０において、圧脈波センサ４６からたとえば数ミリ秒程度の所定のサンプリング周期で入力された圧脈波信号Ｓが読みこまれる。そして、ＳＡ１１において、図５に示す心拍出状態および末梢循環状態決定・出力ルーチンがその圧脈波信号Ｓに基づいて実行される。
【００５１】
図５のＳＢ１では、予め設定された所定区間の圧脈波信号Ｓが読みこまれたか否かが判断される。このＳＢ１の判断が否定された場合は本ルーチンが終了させられて、図４のＳＡ１２以下が実行される。すなわち、ＳＡ１２では、圧脈波信号Ｓの一対の上ピークおよび下ピークが入力され、その上ピーク値および下ピーク値が決定されたか否かが判断される。
【００５２】
上記ＳＡ１２の判断が否定された場合は、前記ＳＡ１０以下が繰り返し実行されるが、肯定された場合は、監視血圧値決定手段６６に対応するＳＡ１３において、前記ＳＡ９にて求められた図６の圧脈波血圧対応関係から、前記最適押圧力Ｐ_ＨＤＰにおける圧脈波センサ４６からの圧脈波Ｓ（ｔ）の最高値Ｐ_Ｓｍａｘ（上ピーク値）および最低値Ｐ_Ｓｍｉｎ（下ピーク値）に基づいて最高血圧値ＭＢＰ_ＳＹＳおよび最低血圧値ＭＢＰ_ＤＩＡ（モニタ血圧値）が決定されるとともに、その決定されたモニタ血圧値が圧脈波の連続波形と共に表示器３２に表示される。
【００５３】
しかし、図５のルーチンにおいてＳＢ１の判断が肯定された場合は、前記線形予測係数算出手段７０に対応するＳＢ２乃至ＳＢ４が実行されることにより、圧脈波センサ４６から出力され且つ所定のサンプリング周期でＡ／Ｄ変換される所定区間の圧脈波信号Ｓ（すなわち、Ｓ_ｎ−Ｐ、・・Ｓ_ｎ−２、Ｓ_ｎ−１）において、現在値Ｓ_ｎの予測値Ｓ’_ｎを、過去のサンプル値の線形結合の形〔Ｓ_ｎ＝−（ａ_１Ｓ_ｎ−１＋ａ_２Ｓ_ｎ−２＋・・・＋ａ_ＰＳ_ｎ−Ｐ）〕で予測する線形予測法（Ｌｉｎｅａｒ Ｐｒｅｄｉｃｔｉｏｎ ； ＬＰ）を用いることによって、残差ｅ_ｎ（＝Ｓ_ｎ−Ｓ’_ｎ）が最小となるように、線形予測係数ａ_１、ａ_２・・・ａ_Ｐが算出される。
【００５４】
先ず、前記自己相関手段７２に対応するＳＢ２では、入力された圧脈波信号Ｓ（ｔ）の所定区間内における自己相関関数Ｒ_ｉが、前記数式８から所定区間内のＮ個の圧脈波信号のデータに基づいて算出される。次いで、前記連立一次方程式演算手段７４に対応するＳＢ３では、前記数式７の連立一次方程式から上記ＳＢ２により算出された自己相関関数Ｒ_ｉに基づいて線形予測係数ａ_１、ａ_２・・・ａ_Ｐが算出されるのである。そして、ＳＢ４では、ＳＢ３において算出された線形予測係数ａ_１、ａ_２・・・ａ_Ｐが今回の区間における線形予測係数として決定され且つＲＡＭ３３内の所定の記憶領域内に記憶される。
【００５５】
次いで、前記心拍出状態算出手段７６に対応するＳＢ５乃至ＳＢ７が実行されることにより、上記ＳＢ４において決定された線形予測係数ａ_１、ａ_２・・・ａ_Ｐから予測信号（予測値）Ｓ’_ｎを求め、その予測信号Ｓ’_ｎと実際の圧脈波信号Ｓ_ｎとの差である残差信号ｅ_ｎ（＝Ｓ_ｎ−Ｓ’_ｎ）に基づいて生体の前記心拍出状態を示す値Ｉ_ＣＯを算出し、表示器３２に表示させる。すなわち、先ず、予測値算出手段７８に対応するＳＢ５において、前記数式１から、上記線形予測係数ａ_１、ａ_２・・・ａ_Ｐと圧脈波信号Ｓ（ｔ）のそれまでのサンプリング入力値Ｓ_ｎ−１、Ｓ_ｎ−２、・・・Ｓ_ｎ−Ｐとに基づいて圧脈波信号の予測値Ｓ’_ｎが算出される。
【００５６】
次いで、前記残差信号算出手段８０に対応するＳＢ６では、実際の圧脈波信号Ｓ_ｎからその予測値算出手段７８により算出された予測値Ｓ’_ｎを差し引くことにより残差信号ｅ_ｎ（＝Ｓ_ｎ−Ｓ’_ｎ）が算出される。そして、ＳＢ７では、上記残差信号ｅ_ｎの振幅が決定されるか、或いは残差信号ｅ_ｎの周波数解析処理を行ってその周波数解析値の信号強度が決定され、その残差信号ｅ_ｎの振幅値、或いは周波数解析値の大きさ、又はそれと線形或いは非線形の関係にある所定の評価値である心拍出状態を示す値Ｉ_ＣＯが決定される。
【００５７】
次に、前記末梢循環状態算出手段８４に対応するＳＢ８では、前記ＳＢ４において決定された線形予測係数ａ_１、ａ_２・・・ａ_Ｐに基づいて、生体の末梢循環状態を示す値Ｉ_ＰＥを算出し、表示器３２に表示させる。たとえば、生体の末梢循環状態を示す値Ｉ_ＰＥとして、線形予測係数ａ_１、ａ_２・・・ａ_Ｐのうちの代表的な一次係数ａ_１を含む所定次数の係数の大きさを、合計値或いは平均値により決定し、その合計値或いは平均値またはそれと線形或いは非線形の関係にある所定の評価値が決定されるのである。
【００５８】
そして、前記心拍出状態表示手段８２および末梢循環状態表示手段８６に対応するＳＢ９では、上記ＳＢ７において決定された心拍出状態を示す値Ｉ_ＣＯが表示器３２に表示させられるとともに、上記ＳＢ８において決定された末梢循環状態を示す値Ｉ_ＰＥが表示器３２に表示させられる。たとえば、このＳＢ９では、その心拍出状態を示す値Ｉ_ＣＯおよび末梢循環状態を示す値Ｉ_ＰＥが、数値或いはグラフにより逐次更新されて表示され、或いは、経時的変化を示すトレンドグラフにより表示される。
【００５９】
上述のように、本実施例によれば、心拍出状態算出手段７６に対応するＳＢ５乃至ＳＢ７によって、線形予測係数算出手段７０に対応するＳＢ４により算出された線形予測係数ａ_１、ａ_２・・・ａ_Ｐに基づいて予測信号Ｓ’_ｎが求められ、その予測信号Ｓ’_ｎと圧脈波信号Ｓ_ｎとの差である残差信号ｅ_ｎに基づいて生体の心拍出状態を示す値Ｉ_ＣＯが算出される。この残差信号ｅ_ｎの振幅、或いはその残差信号ｅ_ｎの周波数解析値の信号強度（ピッチインパルス信号電力）は、周期的に変化するピッチインパルスに対応する心筋の収縮力或いは心拍出量を間接的に示すものと考えられるのである。このため、生体に対しては、撓骨動脈、足背動脈などの末梢部の動脈から発生する圧脈波を検出するために手首或いは足先へ１個の圧脈波センサ４６を装着するだけでよい。したがって、胴体と首との間のインピーダンスの変化を検出するための電極を胴体および首にそれぞれ巻きつけることなどが不要となるので、使用が簡単となるとともに、手術の種類に影響され難い利点がある。
【００６０】
また、本実施例によれば、末梢循環状態算出手段８４に対応するＳＢ８によって、線形予測係数算出手段７０に対応するＳＢ４により算出された線形予測係数ａ_１、ａ_２・・・ａ_Ｐに基づいて、生体の末梢循環状態を示す値Ｉ_ＰＥが算出される。大動脈において発生した圧脈波が比較的末梢の圧脈波検出部位である撓骨動脈５６まで伝播する過程に影響を受けて結果的に圧脈波信号Ｓ（ｔ）となるのであるが、上記線形予測係数ａ_１、ａ_２・・・ａ_Ｐは、その影響を与えた成分、すなわち末梢循環状態に対応するものと考えられるのである。このため、生体に対しては、撓骨動脈、足背動脈などの末梢部の動脈から発生する圧脈波を検出するために手首或いは足先へ１個の圧脈波センサ４６を装着するだけでよい。したがって、胴体と首との間のインピーダンスの変化を検出するための電極を胴体および首にそれぞれ巻きつけることなどが不要となるので、使用が簡単となるとともに、表皮の毛細血管が収縮する低体温麻酔時などにおいても末梢部の動脈から圧脈波が検出され得るので、手術の種類に影響され難い利点がある。
【００６１】
また、本実施例によれば、心拍出状態表示手段８２により表示器３２に表示される心拍出状態を示す値Ｉ_ＣＯ、或いは、末梢循環状態表示手段８６により表示器３２に表示される末梢循環状態を示す値Ｉ_ＰＥは、数値或いはグラフにより更新して表示され、或いは経時的変化を示すトレンドグラフにより表示される。特に、表示器３２においてトレンドグラフにより表示されることにより、医療従事者が生体の心拍出状態或いは末梢循環状態を容易に知ることができる。
【００６２】
以上、本発明の一実施例を図面を参照して詳細に説明したが、本発明は更に別の態様でも実施される。
【００６３】
例えば、前述の実施例においては、前記心拍出状態算出手段７６および末梢循環状態算出手段８４では、線形予測係数ａ_１、ａ_２・・・ａ_Ｐが用いられていたが、その線形予測係数ａ_１、ａ_２・・・ａ_Ｐに替えて、線形予測係数の一種であるＰＡＲＣＯＲ係数ｋ_ｎが用いられてもよい。このＰＡＲＣＯＲ係数ｋ_ｎは、圧脈波信号Ｓ_ｔとＳ_ｔ−ｎとの間に挟まれた（ｎ−１）個のサンプル値から、予測可能な部分を取り除いた信号、すなわち残差信号の正規化自己相関関数として定義され、前記線形予測係数ａ_ｉ^{（ｎ−１）}との間には、ａ_ｎ^（ｎ）＝−ｋ_ｎなる関係がある。このようにすれば、上記ＰＡＲＣＯＲ係数は直交化した偏自己相関関数であるので、一層、高い精度で心拍出状態或いは末梢循環状態を知ることができる。
【００６４】
また、前述の実施例の連続血圧監視装置８では、心拍出状態を示す値Ｉ_ＣＯおよび末梢循環状態を示す値Ｉ_ＰＥがそれぞれ決定されることにより心拍出状態および末梢循環状態の両方が監視されていたが、いずれか一方であっても差支えない。
【００６５】
また、前述の実施例では、心拍出状態監視機能および末梢循環状態監視機能が連続血圧監視装置８に設けられていたが、心拍出状態を監視する装置、或いは末梢循環状態を監視する装置がそれぞれ単独で構成されていてもよい。
【００６６】
また、前述の実施例において、心拍出状態を示す値Ｉ_ＣＯおよび末梢循環状態を示す値Ｉ_ＰＥは、必要に応じて、他のパラメータを用いて修正或いは正規化された値とされてもよい。
【００６７】
その他、一々例示はしないが、本発明は、その趣旨を逸脱しない範囲で種々変更を加え得るものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施例である、心拍出状態および末梢循環状態の監視機能を備えた連続血圧監視装置の構成を説明する図である。
【図２】図１の実施例において、電子制御回路２８の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図である。
【図３】図２の線形予測係数算出手段の構成を詳しく説明する図である。
【図４】図１の実施例において、電子制御回路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５】図４の心拍出状態、末梢循環状態決定・出力ルーチンの内容を詳しく説明するフローチャートである。
【図６】図４の圧脈波および血圧値の対応関係を示す図である。
【符号の説明】
８：連続血圧監視装置（心拍出状態監視装置、末梢循環状態監視装置）
３２：表示器
４６：圧脈波センサ
５６：撓骨動脈
７０：線形予測係数算出手段
７２：自己相関手段
７４：連立一次方程式演算手段
７６：心拍出状態算出手段
７８：予測値算出手段
８０：残差信号算出手段
８２：心拍出状態表示手段
８４：末梢循環状態算出手段
８６：末梢循環状態表示手段[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an apparatus for monitoring a cardiac output state and a peripheral circulation state of a living body by analyzing a pressure pulse wave of the living body using a linear prediction method.
[0002]
[Prior art]
For example, in order to grasp the condition of the living body during or after the operation, it is desired to monitor not only the blood pressure value and the pulse rate but also the cardiac output state and peripheral circulation state of the living body. If the cardiac output state and peripheral circulation state can be grasped, for example, it is easy to diagnose the shock state of the living body and the depth of anesthesia at an early stage.
[0003]
[Problems to be solved by the invention]
However, conventionally, there is no device for simply monitoring the cardiac output state and the peripheral circulation state, and it has been difficult to easily apply. For example, as a device for monitoring the cardiac output state, two pairs of electrodes wound around the trunk and the neck are used to detect a change in impedance between the trunk and the neck, and based on the impedance, An apparatus for monitoring the stroke volume has been proposed (USP 4,437,469). However, in such an apparatus, it is necessary to wrap the electrode around the trunk and the neck, so that the mounting of the electrode becomes complicated, and the mounting of the electrode may not be possible depending on the surgical site.
[0004]
Further, for example, as a device for detecting a peripheral circulation state, a transmission type oxygen saturation sensor and a reflection type oxygen saturation sensor are provided at two locations on a living body, and the transmission type oxygen saturation sensor and the reflection type oxygen saturation level are provided. A peripheral circulation detection device that determines the peripheral circulation state based on the oxygen saturation measured by each sensor has been proposed (Japanese Patent Laid-Open No. 4-61849). However, such an apparatus requires two types of oxygen saturation sensors to be attached to the living body, which makes it difficult to use, and is difficult to use during hypothermic anesthesia where the capillaries of the epidermis contract. there were.
[0005]
The present invention has been made against the background of the above circumstances, and a first object of the present invention is to provide a cardiac output state monitoring device that is easy to use and hardly affected by the type of surgery. is there. A second object is to provide a peripheral circulatory state monitoring device that is easy to use and hardly affected by the type of surgery.
[0006]
[First Means for Solving the Problems]
A gist of the first invention for achieving the first object is to monitor a cardiac output state for monitoring a cardiac output state of the living body based on a pressure pulse wave detected from an artery of the living body. (A) a pressure pulse wave sensor that detects a pressure pulse wave generated from an artery in the peripheral part of the living body and outputs a pressure pulse wave signal representing the pressure pulse wave; and (b) the pressure pulse From the pressure pulse wave signal output from the wave sensor, a linear prediction coefficient is calculated to minimize the residual between the predicted value predicted in the form of a linear combination of past sampling values of the pressure pulse wave signal and the actual value. (C) obtaining a prediction signal from the linear prediction coefficient calculated by the linear prediction coefficient calculation means, and based on a residual signal that is a difference between the prediction signal and the pressure pulse wave signal And a cardiac output state calculating means for calculating a value indicating the cardiac output state. Some that include.
[0007]
[Effect of the first invention]
In this way, the cardiac output state calculation means obtains a prediction signal from the linear prediction coefficient calculated by the linear prediction coefficient calculation means, and a residual that is the difference between the prediction signal and the pressure pulse wave signal. Since the value indicating the cardiac output state is calculated based on the signal, the wrist is used to detect a pressure pulse wave generated from a peripheral artery such as the radial artery or the dorsal artery for a living body. Alternatively, only one pressure pulse wave sensor needs to be attached to the foot tip. Therefore, it is not necessary to wrap the electrodes for detecting a change in impedance between the trunk and the neck around the trunk and the neck, so that it is easy to use and has the advantage of being hardly affected by the type of surgery. is there.
[0008]
[Second means for solving the problem]
The gist of the second invention for achieving the second object is a peripheral circulation state monitoring device for monitoring a peripheral circulation state of a living body based on a pressure pulse wave detected from an artery of the living body. (A) a pressure pulse wave sensor that detects a pressure pulse wave generated from the peripheral artery of the living body and outputs a pressure pulse wave signal representing the pressure pulse wave; and (b) the pressure pulse wave sensor. From the pressure pulse wave signal output fromTo minimize the residual between the predicted value and the actual value predicted in the form of a linear combination of past sampling values of the pressure pulse wave signalLinear prediction coefficient calculation means for calculating a linear prediction coefficient, and (c) peripheral circulation state calculation means for calculating a value indicating the peripheral circulation state based on the linear prediction coefficient calculated by the linear prediction coefficient calculation means. , To include.
[0009]
[Effect of the second invention]
In this way, the peripheral circulatory state calculation means calculates the linear prediction coefficient calculation means.For minimizing the residual between the predicted value and the actual value predicted in the form of a linear combination of past sampling values of the pressure pulse wave signalSince a value indicating the peripheral circulation state is calculated based on a linear prediction coefficient, in order to detect a pressure pulse wave generated from a peripheral artery such as a radial artery or an ankle dorsal artery for a living body It is only necessary to attach one pressure pulse wave sensor to the wrist or toe. Therefore, it is not necessary to wrap electrodes for detecting impedance changes between the torso and neck around the torso and neck, so that it is easy to use and the hypothermia at which the capillaries of the epidermis contract. The pressure pulse wave can be detected from the peripheral artery even during anesthesia and the like, so that there is an advantage that it is hardly influenced by the type of operation.
[0010]
Other aspects of the invention
Here, it is preferable that the cardiac output state calculating unit includes a predicted value calculating unit that calculates a predicted value of the pressure pulse wave from the linear prediction coefficient calculated by the linear prediction coefficient calculating unit, and the pressure pulse And a residual signal calculating means for calculating a residual signal by subtracting the predicted value calculated by the predicted value calculating means from the wave signal.
[0011]
Preferably, the cardiac output state calculating means is an amplitude determining means for determining the amplitude of the residual signal, or a frequency for performing frequency analysis processing of the residual signal and determining a signal intensity of the frequency analysis value. An analysis value determining means is further included, and a value indicating the cardiac output state, which is a predetermined evaluation value that is linearly or nonlinearly related to the amplitude value of the residual signal or the magnitude of the frequency analysis value, or a linear or nonlinear relationship therewith is determined.
[0012]
Preferably, the cardiac output state monitoring device further includes cardiac output state display means for displaying a value indicating the cardiac output state calculated by the cardiac output state calculating means on a display. The display updates and displays the value indicating the cardiac output state by a numerical value or a graph, or displays the value indicating the cardiac output state by a trend graph indicating a change over time. In this way, since the value indicating the cardiac output state is displayed on the display device, the medical worker can easily know the cardiac output state of the living body.
[0013]
Preferably, the peripheral circulation state monitoring device further includes peripheral circulation state display means for displaying a value indicating the peripheral circulation state calculated by the peripheral circulation state calculation means on a display. The display updates and displays the value indicating the peripheral circulation state by a numerical value or a graph, or displays the value indicating the peripheral circulation state by a trend graph indicating a change over time. In this way, since the value indicating the peripheral circulation state is displayed on the display, the medical staff can easily know the peripheral circulation state of the living body.
[0014]
Preferably, in the cardiac output state monitoring device or the peripheral circulation state monitoring device, the linear prediction coefficient calculation means calculates a PARCOR coefficient as the linear prediction coefficient. In this way, since the PARCOR coefficient is an orthogonal partial autocorrelation function, it is possible to know the cardiac output state or the peripheral circulation state with higher accuracy.
[0015]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, an embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings. FIG. 1 shows a configuration of a continuous bloodpressure monitoring apparatus 8 having a cardiac output state monitoring function and a peripheral circulation state monitoring function according to an embodiment of the present invention.
[0016]
In FIG. 1, the continuous bloodpressure monitoring device 8 has a rubber bag in a cloth belt-like bag and is connected to acuff 10 wound around, for example, a patient'supper arm 12, and thecuff 10 via apipe 20. Apressure sensor 14, a switchingvalve 16, and anair pump 18. The switchingvalve 16 has a pressure supply state that allows supply of pressure into thecuff 10, a slow discharge state that gradually discharges the inside of thecuff 10, and a quick discharge state that rapidly discharges the inside of thecuff 10. It is configured to be switched to one state.
[0017]
Thepressure sensor 14 detects the pressure in thecuff 10 and supplies a pressure signal SP representing the pressure to the staticpressure discrimination circuit 22 and the pulsewave discrimination circuit 24, respectively. The staticpressure discriminating circuit 22 includes a low-pass filter that allows only a signal component having a predetermined frequency or less to pass through. It is supplied to theelectronic control circuit 28 via the /D converter 26.
[0018]
The pulsewave discriminating circuit 24 includes a band-pass filter that passes a signal in a frequency band constituting a cuff pulse wave that is a pressure vibration generated in synchronization with a heartbeat in thecuff 10 but removes other frequency components. The cuff pulse wave signal M discriminated from the pressure signal SP is supplied to theelectronic control circuit 28 via the A / D converter 30.
[0019]
Theelectronic control circuit 28 includes aCPU 29, aROM 31, aRAM 33, and a so-called microcomputer having an I / O port (not shown). TheCPU 29 has a storage function of theRAM 33 according to a program stored in theROM 31 in advance. By executing processing of the input signal while using it, a drive signal is output from the I / O port to control the switchingvalve 16, theair pump 18, and thedisplay 32.
[0020]
The pressure pulsewave detection probe 34 is in a state where the open end of thecontainer 36 is opposed to thebody surface 38 at thewrist 42 on the downstream side of the artery of theupper arm 12 with or without thecuff 10 attached. Theattachment band 40 is detachably attached to thewrist 42. A pressurepulse wave sensor 46 is provided inside thehousing 36 through adiaphragm 44 so as to be relatively movable and projectable from the open end of thehousing 36. Apressure chamber 48 is formed by thehousing 36 and thediaphragm 44 and the like. Has been. In thepressure chamber 48, pressure air is supplied from theair pump 50 via thepressure regulating valve 52, so that the pressurepulse wave sensor 46 has a pressing force P corresponding to the pressure in the pressure chamber 48._HDIs pressed against thebody surface 38.
[0021]
The pressurepulse wave sensor 46 is configured by, for example, a large number of semiconductor pressure-sensitive elements (not shown) arranged on apressing surface 54 of a semiconductor chip made of single crystal silicon or the like. By being pressed onto theradial artery 56, a pressure vibration wave generated from theradial artery 56 and transmitted to thebody surface 38, ie, a pressure pulse wave, is detected, and a pressure pulse wave signal S representing the pressure pulse wave is detected. This is supplied to theelectronic control circuit 28 via the A /D converter 58.
[0022]
TheCPU 29 of theelectronic control circuit 28 outputs a drive signal to theair pump 50 and thepressure regulating valve 52 in accordance with a program stored in advance in theROM 31, and the pressure in thepressure chamber 48, that is, the pressing force against the skin of the pressurepulse wave sensor 46. Adjust. Thereby, when monitoring blood pressure, the optimum pressure P of the pressurepulse wave sensor 46 is obtained based on the pressure pulse wave sequentially obtained in the pressure change process in the pressure chamber 48._HDPIs determined, and the optimum pressing force P of the pressurepulse wave sensor 46 is determined._HDPThepressure regulating valve 52 is controlled so as to maintain the above.
[0023]
FIG. 2 is a functional block diagram illustrating a main part of the control function of theelectronic control circuit 28 in the continuous bloodpressure monitoring device 8. In the figure, the blood pressure measuring means 62 is well known based on the change in the magnitude of the pulse wave collected by the pulsewave discrimination circuit 24 in the process of changing the compression pressure that gradually increases or decreases the compression pressure of thecuff 10. The patient's systolic blood pressure SAP and diastolic blood pressure DAP are measured by the oscillometric method (JIS T 1115).
[0024]
The pressurepulse wave sensor 46 preferably detects a pressure pulse wave generated from theradial artery 56 of thewrist 42 when pressed by thewrist 42 of an arm different from the arm on which the patient'scuff 10 is worn. The pressure pulse wave blood pressurecorrespondence determining means 64 has a pressure pulse wave magnitude P detected by the pressure pulse wave sensor 46._SAnd a blood pressure value measured by the blood pressure measuring means 62 (monitored blood pressure value MBP) is determined in advance for a predetermined patient. This correspondence is shown in FIG. 6, for example, and MBP = A · P_SIt is represented by + B formula. Here, A is a constant indicating the slope, and B is a constant indicating the intercept.
[0025]
The monitoring blood pressurevalue determining means 66 determines the magnitude P of the pressure pulse wave detected by the pressurepulse wave sensor 46 from the correspondence relationship._SThat is, the maximum value (upper peak value) P_SmaxAnd lowest value (lower peak value) P_SminBlood pressure MBP based on_SYSAnd minimum blood pressure MBP_DIA(Monitor blood pressure value) is sequentially determined, and the determined monitored blood pressure value MBP is continuously output to thedisplay 32.
[0026]
The cuff pressure control means 68 changes the compression pressure of thecuff 10 according to a well-known measurement procedure during the measurement period of the blood pressure measurement means 62 that is activated at a predetermined cycle for the calibration of the above relationship. For example, the cuff pressure control means 68 boosts thecuff 10 to the target pressure value set to about 180 mmHg, which is higher than the maximum blood pressure of the patient, and then at a speed of about 3 mmHg / sec in the measurement section in which the blood pressure measurement algorithm is executed. The pressure is gently lowered, and when the blood pressure measurement is completed, the pressure of thecuff 10 is released.
[0027]
On the other hand, the linear prediction coefficient calculation means 70 outputs the pressure pulse wave signal S (that is, S) of the predetermined section output from the pressurepulse wave sensor 46 and A / D-converted at a predetermined sampling period._n-P, ... S_n-2, S_n-1), The current value S_nPredicted value S ′ of_nBy using a linear prediction method (Linear Prediction; LP) that predicts a linear combination of past sample values (Formula 1)._n(= S_n-S '_n) Is minimized so that the linear prediction coefficient a₁, A₂... a_PIs calculated.
[0028]
[Expression 1]
S ’_n=-(A₁S_n-1+ A₂S_n-2+ ... + a_PS_n-P)
[0029]
Linear prediction coefficient a₁, A₂... a_PIs, for example, the square sum ε of the residual shown inEquation 2²To obtain a value that minimizes²Is the linear prediction coefficient a_iThe condition that the value obtained by partial differentiation is zero (δε²/ Δa_i= 0). That is, the expression indicating that the first term and the second term on the right side of Equation 3 have the same value must be established for each i (1 ≦ i ≦ p). It is. This matrix is a linear prediction coefficient a₁, A₂... a_PSince it is a p × p simultaneous linear equation with unknown as ΣS_niS_nkIs given as a solution of the simultaneous linear equations a_iIs required. For example, ΣS from pressure pulse wave signal data_niS_nkAs a method of substituting and substituting into the simultaneous linear equations, a method of substituting the autocorrelation of the pressure pulse wave signal S is used.
[0030]
Autocorrelation function R of pressure pulse wave signal S shown in Formula 5_iIs R from its symmetry_i= R_-IAnd S_niAnd S_nkIs given as a function of only the time difference (i−k) as shown in Formula 6, from which the simultaneous linear equation of Formula 7 is expressed by Formula 6 using the autocorrelation function. Equation (8) shows this as a matrix.
[0031]
Here, in the predetermined section of the pressure pulse wave signal S, when the number of data in the section is N, the autocorrelation function R_iIs obtained fromEquation 8 based on the pressure pulse wave signal S, and the autocorrelation function R is obtained from Equation 7 above._iBased on the linear prediction coefficient a₁, A₂... a_PIs required. FIG. 3 is a block diagram showing the contents of the linear prediction coefficient calculation means 70. The autocorrelation means 72 is an autocorrelation function R within a predetermined section of the input pressure pulse wave signal S (t)._iIs calculated based on the data of N pressure pulse wave signals in a predetermined section fromEquation 8. “Z” described in the autocorrelation means 72^-1"Is a delay element, and" x "is a multiplication element. Then, the simultaneous linear equation calculation means 74 calculates the autocorrelation function R calculated by the autocorrelation means 72 from the simultaneous linear equations of Equation 7._iBased on the linear prediction coefficient a₁, A₂... a_PIs calculated.
[0032]
[Expression 2]

[0033]
[Equation 3]

[0034]
[Expression 4]

[0035]
[Equation 5]

[0036]
[Formula 6]

[0037]
[Expression 7]

[0038]
[Equation 8]

[0039]
In FIG. 2, the cardiac output state calculation means 76 is a linear prediction coefficient a calculated by the linear prediction coefficient calculation means 70.₁, A₂... a_PTo the predicted signal (predicted value) S ′_nAnd the predicted signal S ′_nAnd the actual pressure pulse signal S_nA residual signal e which is the difference between_n(= S_n-S '_n) Based on the value I indicating the cardiac output state of the living body_COIs calculated and displayed on thedisplay 32. For example, the cardiac outputstate calculating unit 76 calculates the linear prediction coefficient a calculated by the linear predictioncoefficient calculating unit 70 from Equation 1.₁, A₂... a_PBased on the predicted value S ′ of the pressure pulse wave signal_nPredicted value calculation means 78 for calculating the actual pressure pulse wave signal S_nFrom the predicted value S ′ calculated by the predicted value calculating means 78._nThe residual signal e by subtracting_n(= S_n-S '_n) To calculate a residual signal calculating means 80.
[0040]
S at a predetermined point in a predetermined section of the pressure pulse wave signal S (t), which is a periodic signal_nAnd its predicted signal S '_nThe residual signal e which is the difference between_nAmplitude or residual signal e thereof_nThe signal intensity of the frequency analysis value (pitch impulse signal power) is considered to indirectly indicate the contraction force or cardiac output of the myocardium corresponding to the periodically changing pitch impulse. For this reason, the cardiac output state calculating means 76 preferably uses the residual signal e._nAmplitude determining means for determining the amplitude of the residual signal e_nFrequency analysis value determination means for determining the signal strength of the frequency analysis value by performing frequency analysis processing of the residual signal e_nA value I indicating the cardiac output state, which is a predetermined evaluation value having a linear or non-linear relationship with the amplitude value or frequency analysis value of_COTo decide.
[0041]
The cardiac output state display means 82 is a value I indicating the cardiac output state calculated by the cardiac output state calculation means 76._COIs displayed on thedisplay 32. Theindicator 32 is a value I indicating the cardiac output state by a numerical value or a graph._COIs sequentially updated or displayed, or a value I indicating the cardiac output state by a trend graph indicating a change over time._COIs displayed.
[0042]
The peripheral circulatory state calculating means 84 is a linear prediction coefficient a calculated by the linear prediction coefficient calculating means 70.₁, A₂... a_PBased on the value I indicating the peripheral circulation state I_PEIs calculated and displayed on thedisplay 32. For example, the peripheral circulatory state calculating means 84 may use the linear prediction coefficient a₁, A₂... a_POf the first-order coefficient a₁A value I indicating the peripheral circulation state is determined by the total value or the average value thereof, and the total value or the average value or a predetermined evaluation value that is linearly or nonlinearly related thereto._PEIs determined.
[0043]
The peripheral circulation state display means 86 is a value I indicating the peripheral circulation state calculated by the peripheral circulation state calculation means 84._PEIs displayed on thedisplay 32. Theindicator 32 is a value I indicating the peripheral circulation state by a numerical value or a graph._PEThe value I indicating the peripheral circulation state by a trend graph showing the change over time_PEIs displayed.
[0044]
FIG. 4 is a flowchart for explaining a main part of the control operation of theelectronic control circuit 28 in the continuous bloodpressure monitoring device 8, and FIG. 5 is a flowchart showing in detail the cardiac output state and peripheral circulation state determination / output routine of FIG. It is.
[0045]
In step SA1 (hereinafter, step is omitted) in FIG. 4, theair pump 50 is controlled to gradually increase the pressure in thepressure chamber 48, and in the process of increasing the pressure in thepressure chamber 48, the pressure pulse is increased. Pressure in thepressure chamber 48 at which the amplitude of the pressure pulse wave sequentially detected by thewave sensor 46 is maximized, that is, the optimum pressure P of the pressurepulse wave sensor 46_HDPIs determined, and the pressure in thepressure chamber 48 is the optimum pressing force P._HDPThe pressure of the pressurepulse wave sensor 46 is held at an optimal constant value.
[0046]
Next, in SA2 to SA4 corresponding to the cuff pressure control means 68, theair pump 18 is controlled to control the pressure of thecuff 10 for blood pressure measurement. That is, after the pressure increase of thecuff 10 is first started in SA2, whether or not the pressure in thecuff 10 has reached a target cuff pressure (for example, 180 mmHg) set higher than the predicted maximum blood pressure value of the patient in SA3. Is judged. Initially, the determination of SA3 is denied, and SA2 and subsequent steps are repeatedly executed. However, when the pressure of thecuff 10 reaches the target cuff pressure and the determination of SA3 is affirmed, in SA4, theair pump 18 is stopped. Further, the switchingvalve 16 is switched to the slow exhaust pressure state, and the pressure in thecuff 10 is lowered at a predetermined gentle speed, so that the pressure of thecuff 10 is a speed suitable for blood pressure measurement, for example, 3 to 5 mmHg / sec. It can be lowered at a moderate speed.
[0047]
Subsequently, in SA5, it is determined whether or not the cuff pulse wave signal M is input. If the determination of SA5 is negative, the above SA4 and subsequent steps are repeatedly executed. If the determination of SA5 is positive, the blood pressure measurement algorithm is executed in SA6 corresponding to the blood pressure measurement means 62. That is, based on a change in the amplitude of the pulse wave represented by the cuff pulse wave signal M sequentially obtained in the slow pressure reduction process in thecuff 10 as described above, the maximum blood pressure is determined according to a well-known oscillometric blood pressure value determination algorithm. A value SAP, a mean blood pressure value MAP, and a minimum blood pressure value DAP are determined.
[0048]
In SA7, it is determined whether or not all of the maximum blood pressure value SAP, the average blood pressure value MAP, and the minimum blood pressure value DAP are determined in SA6. If the determination at SA7 is negative, SA4 and subsequent steps are repeatedly executed. If the determination is affirmative, at SA8, the switchingvalve 16 is switched to the rapid exhaust pressure state and thecuff 10 is rapidly exhausted. In addition, the blood pressure value determined in SA6 is displayed on thedisplay 32.
[0049]
Next, in SA9 corresponding to the pressure pulse wave blood pressurecorrespondence determining means 64, the magnitude P of the pressure pulse wave signal S from the pressurepulse wave sensor 46 is determined._SAnd the blood pressure values SAP and DAP by thecuff 10 measured in SA6 are obtained. That is, one pulse of the pressure pulse wave from the pressurepulse wave sensor 46 is read and the maximum value P of the pressure pulse wave is read._SmaxAnd minimum value P_SminIs determined, and the maximum value P of these pressure pulse waves is_SmaxAnd minimum value P_SminAnd the magnitude P of the pressure pulse wave signal S shown in FIG. 6 based on the systolic blood pressure SAP and the systolic blood pressure DAP measured by thecuff 10 at SA3._SAnd the corresponding relationship between the monitored blood pressure value MBP is determined.
[0050]
When the pressure pulse wave blood pressure correspondence is determined as described above, the pressure pulse wave signal S input from the pressurepulse wave sensor 46 at a predetermined sampling period of, for example, about several milliseconds is read in SA10. In SA11, the cardiac output state and peripheral circulation state determination / output routine shown in FIG. 5 is executed based on the pressure pulse wave signal S.
[0051]
In SB1 of FIG. 5, it is determined whether or not the pressure pulse wave signal S of a predetermined section set in advance has been read. If the determination at SB1 is negative, this routine is terminated, and SA12 and subsequent steps in FIG. 4 are executed. That is, in SA12, a pair of upper and lower peaks of the pressure pulse wave signal S are input, and it is determined whether or not the upper peak value and the lower peak value have been determined.
[0052]
When the determination at SA12 is negative, the processing after SA10 is repeatedly executed. When the determination is positive, at SA13 corresponding to the monitoring blood pressurevalue determining means 66, the pressure of FIG. From the pulse wave blood pressure correspondence, the optimum pressing force P_HDPThe maximum value P of the pressure pulse wave S (t) from the pressurepulse wave sensor 46 at_Smax(Upper peak value) and minimum value P_SminSystolic blood pressure MBP based on (lower peak value)_SYSAnd minimum blood pressure MBP_DIA(Monitor blood pressure value) is determined, and the determined monitor blood pressure value is displayed on thedisplay 32 together with the continuous waveform of the pressure pulse wave.
[0053]
However, if the determination of SB1 is affirmed in the routine of FIG. 5, SB2 to SB4 corresponding to the linear prediction coefficient calculation means 70 are executed, so that they are output from the pressurepulse wave sensor 46 and have a predetermined sampling period. Pressure pulse wave signal S (that is, S_n-P, ... S_n-2, S_n-1), The current value S_nPredicted value S ′ of_nIs a linear combination of past sample values [S_n=-(A₁S_n-1+ A₂S_n-2+ ... + a_PS_n-P)] To predict the residual e by using the linear prediction method (LP)._n(= S_n-S '_n) Is minimized so that the linear prediction coefficient a₁, A₂... a_PIs calculated.
[0054]
First, in SB2 corresponding to the autocorrelation means 72, an autocorrelation function R within a predetermined section of the input pressure pulse wave signal S (t)._iIs calculated based on the data of N pressure pulse wave signals in a predetermined section from the equation (8). Next, in SB3 corresponding to the simultaneous linear equation calculating means 74, the autocorrelation function R calculated by the SB2 from the simultaneous linear equations of the equation 7 is used._iBased on the linear prediction coefficient a₁, A₂... a_PIs calculated. In SB4, the linear prediction coefficient a calculated in SB3₁, A₂... a_PAre determined as linear prediction coefficients in the current section and stored in a predetermined storage area in theRAM 33.
[0055]
Next, by executing SB5 to SB7 corresponding to the cardiac output state calculating means 76, the linear prediction coefficient a determined in SB4 is executed.₁, A₂... a_PTo the predicted signal (predicted value) S ′_nAnd the predicted signal S ′_nAnd the actual pressure pulse signal S_nA residual signal e which is the difference between_n(= S_n-S '_n) Based on the value I indicating the cardiac output state of the living body_COIs calculated and displayed on thedisplay 32. That is, first, in SB 5 corresponding to the predicted value calculating means 78, the linear prediction coefficient a₁, A₂... a_PAnd the sampling input value S so far of the pressure pulse wave signal S (t)_n-1, S_n-2・ ・ ・ ・ ・ ・ S_n-PBased on the predicted value S ′ of the pressure pulse wave signal_nIs calculated.
[0056]
Next, in SB 6 corresponding to the residual signal calculation means 80, the actual pressure pulse wave signal S_nFrom the predicted value S ′ calculated by the predicted value calculating means 78._nThe residual signal e by subtracting_n(= S_n-S '_n) Is calculated. In SB7, the residual signal e_nOr the residual signal e_nFrequency analysis processing is performed to determine the signal strength of the frequency analysis value, and the residual signal e_nA value I indicating the cardiac output state, which is a predetermined evaluation value having a linear or non-linear relationship with the amplitude value or frequency analysis value of_COIs determined.
[0057]
Next, in theSB 8 corresponding to the peripheral circulation state calculation means 84, the linear prediction coefficient a determined in the SB 4₁, A₂... a_PBased on the value I indicating the peripheral circulation state of the living body_PEIs calculated and displayed on thedisplay 32. For example, a value I indicating the peripheral circulation state of the living body_PEAs a linear prediction coefficient a₁, A₂... a_POf the first-order coefficient a₁Is determined by the total value or the average value, and a predetermined evaluation value that is linearly or nonlinearly related to the total value or the average value is determined.
[0058]
In SB9 corresponding to the cardiac output state display means 82 and the peripheral circulation state display means 86, the value I indicating the cardiac output state determined in SB7._COIs displayed on thedisplay 32, and the value I indicating the peripheral circulation state determined in SB8 is displayed._PEIs displayed on thedisplay 32. For example, in this SB9, a value I indicating the cardiac output state_COAnd value I indicating peripheral circulatory condition_PEAre sequentially updated by numerical values or graphs, or are displayed by trend graphs showing changes over time.
[0059]
As described above, according to the present embodiment, the linear prediction coefficient a calculated by SB4 corresponding to the linear prediction coefficient calculation means 70 by SB5 to SB7 corresponding to the cardiac output state calculation means 76.₁, A₂... a_PBased on the prediction signal S '_nAnd the predicted signal S '_nAnd pressure pulse signal S_nA residual signal e which is the difference between_nA value I indicating the cardiac output state of the living body based on_COIs calculated. This residual signal e_nAmplitude or residual signal e thereof_nThe signal intensity of the frequency analysis value (pitch impulse signal power) is considered to indirectly indicate the contraction force or cardiac output of the myocardium corresponding to the periodically changing pitch impulse. Therefore, for a living body, only one pressurepulse wave sensor 46 is attached to the wrist or the tip of the foot in order to detect a pressure pulse wave generated from a peripheral artery such as the radial artery or the dorsal artery. It's okay. Therefore, it is not necessary to wrap the electrodes for detecting a change in impedance between the trunk and the neck around the trunk and the neck, so that it is easy to use and has the advantage of being hardly affected by the type of surgery. is there.
[0060]
Further, according to the present embodiment, the linear prediction coefficient a calculated by SB4 corresponding to the linear prediction coefficient calculation means 70 by the SB8 corresponding to the peripheral circulation state calculation means 84.₁, A₂... a_PBased on the value I indicating the peripheral circulation state of the living body_PEIs calculated. The pressure pulse wave generated in the aorta is affected by the process of propagating to theradial artery 56, which is a relatively peripheral pressure pulse wave detection site, resulting in the pressure pulse wave signal S (t). Linear prediction coefficient a₁, A₂... a_PIs considered to correspond to the affected component, that is, the peripheral circulation state. Therefore, for a living body, only one pressurepulse wave sensor 46 is attached to the wrist or the tip of the foot in order to detect a pressure pulse wave generated from a peripheral artery such as the radial artery or the dorsal artery. It's okay. Therefore, it is not necessary to wrap electrodes for detecting impedance changes between the torso and neck around the torso and neck, so that it is easy to use and the hypothermia at which the capillaries of the epidermis contract. The pressure pulse wave can be detected from the peripheral artery even during anesthesia and the like, so that there is an advantage that it is hardly influenced by the type of operation.
[0061]
Further, according to the present embodiment, the value I indicating the cardiac output state displayed on thedisplay 32 by the cardiac output state display means 82._COAlternatively, the value I indicating the peripheral circulation state displayed on thedisplay 32 by the peripheral circulation state display means 86._PEAre updated by numerical values or graphs, or are displayed by trend graphs showing changes over time. In particular, by displaying the trend graph on thedisplay 32, the medical staff can easily know the cardiac output state or peripheral circulation state of the living body.
[0062]
As mentioned above, although one Example of this invention was described in detail with reference to drawings, this invention is implemented also in another aspect.
[0063]
For example, in the above-described embodiment, the cardiac outputstate calculating unit 76 and the peripheral circulationstate calculating unit 84 use the linear prediction coefficient a.₁, A₂... a_PWas used, but its linear prediction coefficient a₁, A₂... a_PInstead of PARCOR coefficient k which is a kind of linear prediction coefficient_nMay be used. This PARCOR coefficient k_nIs the pressure pulse wave signal S_tAnd S_t-nIs defined as a normalized autocorrelation function of a signal obtained by removing a predictable part from (n−1) sample values sandwiched between_i^(N-1)Between and a_n^(N)= -K_nThere is a relationship. In this way, since the PARCOR coefficient is an orthogonal partial autocorrelation function, it is possible to know the cardiac output state or the peripheral circulation state with higher accuracy.
[0064]
In the continuous bloodpressure monitoring apparatus 8 of the above-described embodiment, the value I indicating the cardiac output state_COAnd value I indicating peripheral circulatory condition_PEBoth the cardiac output state and the peripheral circulation state are monitored by determining each of them, but either one may be used.
[0065]
In the above-described embodiment, the cardiac output state monitoring function and the peripheral circulation state monitoring function are provided in the continuous bloodpressure monitoring device 8, but the device for monitoring the cardiac output state or the device for monitoring the peripheral circulation state May each be configured independently.
[0066]
In the above-described embodiment, the value I indicating the cardiac output state_COAnd value I indicating peripheral circulatory condition_PEMay be a value corrected or normalized using other parameters as necessary.
[0067]
In addition, although not illustrated one by one, the present invention can be variously modified without departing from the gist thereof.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram illustrating a configuration of a continuous blood pressure monitoring apparatus having a monitoring function of a cardiac output state and a peripheral circulation state, which is an embodiment of the present invention.
2 is a functional block diagram illustrating a main part of a control function of anelectronic control circuit 28 in the embodiment of FIG.
FIG. 3 is a diagram for explaining in detail the configuration of the linear prediction coefficient calculation means in FIG. 2;
4 is a flowchart for explaining a main part of a control operation of anelectronic control circuit 28 in the embodiment of FIG.
FIG. 5 is a flowchart for explaining in detail the contents of a cardiac output state / peripheral circulation state determination / output routine of FIG. 4;
6 is a diagram showing a correspondence relationship between a pressure pulse wave and a blood pressure value in FIG. 4. FIG.
[Explanation of symbols]
8: Continuous blood pressure monitoring device (cardiac output status monitoring device, peripheral circulation status monitoring device)
32: Display
46: Pressure pulse wave sensor
56: Radial artery
70: Linear prediction coefficient calculation means
72: Autocorrelation means
74: Simultaneous linear equation calculation means
76: Cardiac output state calculating means
78: Predicted value calculation means
80: Residual signal calculation means
82: Cardiac output state display means
84: Peripheral circulation state calculation means
86: Peripheral circulation state display means

Claims (7)

Translated fromJapanese

生体の動脈から検出される圧脈波に基づいて該生体の心拍出状態を監視するための心拍出状態監視装置であって、
前記生体の末梢部の動脈から発生する圧脈波を検出し、該圧脈波を表す圧脈波信号を出力する圧脈波センサと、
該圧脈波センサから出力された圧脈波信号から、該圧脈波信号の過去のサンプリング値の線形結合の形で予測した予測値と実際値との残差を最小とするための線形予測係数を算出する線形予測係数算出手段と、
該線形予測係数算出手段により算出された線形予測係数から予測信号を求め、該予測信号と前記圧脈波信号との差である残差信号に基づいて前記心拍出状態を示す値を算出する心拍出状態算出手段と
を、含むことを特徴とする心拍出状態監視装置。A cardiac output state monitoring device for monitoring a cardiac output state of a living body based on a pressure pulse wave detected from an artery of the living body,
A pressure pulse wave sensor that detects a pressure pulse wave generated from an artery in a peripheral part of the living body and outputs a pressure pulse wave signal representing the pressure pulse wave;
Linear prediction for minimizing the residual between the predicted value and the actual value predicted from the pressure pulse wave signal output from the pressure pulse wave sensor in the form of a linear combination of past sampling values of the pressure pulse wave signal Linear prediction coefficient calculation means for calculating a coefficient;
A prediction signal is obtained from the linear prediction coefficient calculated by the linear prediction coefficient calculating means, and a value indicating the cardiac output state is calculated based on a residual signal that is a difference between the prediction signal and the pressure pulse wave signal. A cardiac output state monitoring device comprising: a cardiac output state calculating means.前記心拍出状態算出手段は、
前記線形予測係数算出手段により算出された線形予測係数から、前記圧脈波の予測値を算出する予測値算出手段と、
前記圧脈波信号から該予測値算出手段により算出された予測値を差し引くことにより残差信号を算出する残差信号算出手段と
を含むものである請求項１の心拍出状態監視装置。The cardiac output state calculating means includes
Predicted value calculation means for calculating a predicted value of the pressure pulse wave from the linear prediction coefficient calculated by the linear prediction coefficient calculation means;
The cardiac output state monitoring apparatus according to claim 1, further comprising: a residual signal calculating unit that calculates a residual signal by subtracting a predicted value calculated by the predicted value calculating unit from the pressure pulse wave signal.前記心拍出状態算出手段により算出された前記心拍出状態を示す値を表示器に表示させる心拍出状態表示手段をさらに含むものである請求項１の心拍出状態監視装置。The cardiac output state monitoring apparatus according to claim 1, further comprising a cardiac output state display unit that displays a value indicating the cardiac output state calculated by the cardiac output state calculating unit on a display.前記線形予測係数算出手段により算出される線形予測係数は、ＰＡＲＣＯＲ係数である請求項１の心拍出状態監視装置。The cardiac output state monitoring apparatus according to claim 1, wherein the linear prediction coefficient calculated by the linear prediction coefficient calculation means is a PARCOR coefficient.生体の動脈から検出される圧脈波に基づいて該生体の末梢循環状態を監視するための末梢循環状態監視装置であって、
前記生体の末梢部の動脈から発生する圧脈波を検出し、該圧脈波を表す圧脈波信号を出力する圧脈波センサと、
該圧脈波センサから出力された圧脈波信号から、該圧脈波信号の過去のサンプリング値の線形結合の形で予測した予測値と実際値との残差を最小とするための線形予測係数を算出する線形予測係数算出手段と、
該線形予測係数算出手段により算出された線形予測係数に基づいて、前記末梢循環状態を示す値を算出する末梢循環状態算出手段と
を、含むことを特徴とする末梢循環状態監視装置。A peripheral circulatory state monitoring device for monitoring a peripheral circulatory state of a living body based on a pressure pulse wave detected from an artery of the living body,
A pressure pulse wave sensor that detects a pressure pulse wave generated from an artery in a peripheral part of the living body and outputs a pressure pulse wave signal representing the pressure pulse wave;
Linear predictionfor minimizing the residual between the predicted value and the actual value predicted from the pressure pulse wave signal output from the pressure pulse wave sensor inthe form of a linear combination of past sampling values of the pressure pulse wave signal Linear prediction coefficient calculation means for calculating a coefficient;
A peripheral circulatory state monitoring device comprising: peripheral circulatory state calculating means for calculating a value indicating the peripheral circulatory state based on the linear predictive coefficient calculated by the linear predictive coefficient calculating means.前記末梢循環状態算出手段により算出された前記末梢循環状態を示す値を表示器に表示させる末梢循環状態表示手段を含むものである請求項５の末梢循環状態監視装置。6. The peripheral circulatory state monitoring device according to claim 5, further comprising peripheral circulatory state display means for displaying on a display a value indicating the peripheral circulatory state calculated by the peripheral circulatory state calculating means.前記線形予測係数算出手段により算出される線形予測係数は、ＰＡＲＣＯＲ係数である請求項５の末梢循環状態監視装置。The peripheral circulation state monitoring apparatus according to claim 5, wherein the linear prediction coefficient calculated by the linear prediction coefficient calculation means is a PARCOR coefficient.

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