WO1996038087A1

WO1996038087A1 - Detecteur de profondeur d'anesthesie

Info

Publication number: WO1996038087A1
Application number: PCT/JP1996/001418
Authority: WO
Inventors: Takashi Nomura; Hideichi Tsuda
Original assignee: Colin Corporation
Priority date: 1995-06-02
Filing date: 1996-05-24
Publication date: 1996-12-05
Also published as: EP0774234B1; EP0774234A4; EP0976361B1; US5871450A; EP0976361A2; DE69616236D1; EP0774234A1; EP0976361A3; DE69616236T2; DE69630406D1; US5964713A

Description

明細書発明の名称

麻酔深度検出装置技術分野

本発明は生体の麻酔深度を検出するための装置に関するものである。背景技術

手術などにおいて患者に麻酔を施す場合には、そのストレスから患者を保護するために適度な麻酔深度を維持することが望まれる。そのために、従来においては、たとえば、手術刺激に対する患者の血圧値や心拍数や呼吸数などの変化を監視したり、患者の睫毛反射や瞳孔の大きさや四肢末梢の色調、体温などを観察したりすることに基づいて麻酔深度を主観的或いは経験的に把握することが行われている。

しかしながら、上記血圧値や心拍数や呼吸数の変化による麻酔深度の把握や上記睫毛反射や瞳孔の大きさや四肢末梢の色調、体温による麻酔深度の把握は麻酔医療従事者等の主観に頼って行われることから、長期の訓練や熟練を必要とするだけでなく、麻酔深度を客観的に或いは正確に把握することは必ずしも容易なものではなかった。すなわち、本発明の目的とするところは、生体の麻酔深度を客観的に検出し得る麻酔深度検出装置を提供することにある。

本発明者等は以上の事情に基づいて種々検討を重ねるうち、生体の心拍周期の変動成分に含まれる呼吸同期性のゆらぎ（周期性変動成分）の大きさ、血圧値の変動成分に含まれる呼吸周波数よりも十分に低い周波数成分から成るゆらぎの大きさ、生体の血圧値に対する心拍周期の変化率などが、生体の副交感神経或いは交感神経の活動レベルと密接な関係を示し、生体に麻酔を施した場合において、それらのゆらぎの大きさに基づいて生体の麻酔深度を客観的に表現できることを見い出した。

また、本発明者等は生体に麻酔を施した場合において、生体の末梢体温と深部体温とでは麻酔の影響が異なり、それら末梢体温と深部体温との間の相違状態が生体の神経の活動レベルと密接な関係を示すことから、生体の麻酔深度を客観的に表現できることを見い出した。本発明はかかる知見に基づいて為されたものである。発明の開示

すなわち、本第 1発明の要旨とするところは、生体の麻酔深度を検出するための装置であって、（a) 前記生体の心拍周期を連続的に検出する心拍周期検出手段と、（b) その心拍周期検出手段により連続的に検出された生体の心拍周期のゆらぎから、前記生体の呼吸に略同期して発生する心拍周期の変動成分である第 1心拍周期変動信号と、その第 1心拍周期変動成分よりも低い所定の周波数成分から成る第 2心拍周期変動信号とを抽出する心拍周期変動信号抽出手段と、（c) その心拍周期変動信号抽出手段により抽出された前記第 1心拍周期変動信号と前記第 2心拍周期変動信号との比に基づいて、前記生体の麻酔深度を算出する麻酔深度算出手段とを、含むことにある。

このようにすれば、心拍周期検出手段により連続的に検出された生体の心拍周期のゆらぎから、生体の呼吸に略同期して発生する心拍周期の変動成分である第 1心拍周期変動信号と、その第 1心拍周期変動成分よりも低い所定の周波数成分から成る第 2心拍周期変動信号とが、心拍周期変動信号抽出手段により抽出される。そして、麻酔深度算出手段により上記第 1心拍周期変動信号と前記第 2心拍周期変動信号との比に基づいて生体の麻酔深度が算出される。したがって、客観的或いは定量的に生体の麻酔深度を算出でき、生体の麻酔深度を熟練などを要することなく正確に検出することができる。

また、第 2発明の要旨とするところは、生体の麻酔深度を検出するための装置であって、（a) 前記生体の血圧値を連続的に検出する連続血圧検出手段と、）その連続血圧検出手段により連続的に検出された生体の血圧値のゆらぎから、その生体の呼吸よりも低い所定の周波数成分である血圧値変動信号を抽出する血圧値変動信号抽出手段と、（c) 前記血圧値変動信号の強度に基づいて前記生体の麻酔深度を算出する麻酔深度算出手段とを、含むことにある。

このようにすれば、連続血圧検出手段により生体の血圧値が連続的に検出され、その連続的に検出された生体の血圧値のゆらぎからその生体の呼吸よりも低い所定の周波数成分である血圧値変動信号が血圧値変動信号抽出手段により抽出されると、麻酔深度算出手段により上記血圧値変動信号の強度に基づいて生体の麻酔深度が算出される。したがって、客観的或いは定量的に生体の麻酔深度を算出でき、生体の麻酔深度を熟練などを要することなく正確に検出することができる。

また、第 3発明の要旨とするところは、生体の麻酔深度を検出するための装置であって、（a) 前記生体の心拍周期を連続的に検出する心拍周期検出手段と、）前記生体の血圧値を連続的に検出する連続血圧検出手段と、（c) その連続血圧検出手段により検出された血圧値および前記心拍周期検出手段により検出された心拍周期の一方に対する他方の変化率を算出する変化率算出手段と、（d) その変化率算出手段により算出された変化率に基づいて前記生体の麻酔深度を算出する麻酔深度決定手段とを、含むことにある。

このようにすれば、心拍周期検出手段により生体の心拍周期が連続的に検出され、連続血圧検出手段により生体の血圧値が連続的に検出され、変化率算出手段により上記血圧値および心拍周期の一方に対する他方の変化率が算出される。そして、麻酔深度決定手段により上記変化率に基づいて生体の麻酔深度が決定される。したがって、客観的或いは定量的に生体の麻酔深度を決定でき、生体の麻酔深度を熟練などを要することなく正確に検出することができる。

また、第 4発明の要旨とするところは、生体の麻酔深度を検出するための装置であって、（a) 前記生体の末梢体温を検出する末梢体温検出手段と、（b) 前記生体の深部体温を検出する深部体温検出手段と、（c) 末梢体温検出手段により検出された末梢体温と深部体温検出手段により検出された深部体温との差を算出する体温差算出手段と、（d) その体温差算出手段により算出された体温差に基づいて、前記生体の麻酔深度を決定する麻酔深度決定手段とを、含むことにある。

このようにすれば、末梢体温検出手段により検出された末梢体温と深部体温検出手段により検出された深部体温との差が、体温差算出手段により算出され、麻酔深度決定手段により、その体温差算出手段により算出された体温差に基づいて、前記生体の麻酔深度が決定される。したがつて、客観的或いは定量的に生体の麻酔深度を決定でき、生体の麻酔深度を熟練などを要することなく正確に検出することができる。

また、第 5発明の要旨とするところは、生体の麻酔深度を検出するための装置であって、（a) 前記生体の末梢体温を検出する末梢体温検出手段と、（b) 前記生体の深部体温を検出する深部体温検出手段と、（c) 末梢体温検出手段により検出された末梢体温と深部体温検出手段により検出された深部体温との比を算出する体温比算出手段と、（d) その体温比算出手段により算出された体温比に基づいて、前記生体の麻酔深度を決定する麻酔深度決定手段とを、含むことにある。 . このようにすれば、末梢体温検出手段により検出された末梢体温と深部体温検出手段により検出された深部体温との比が、体温比算出手段により算出され、麻酔深度決定手段により、その体温比算出手段により算出された体温比に基づいて、前記生体の麻酔深度が決定される。したがつて、客観的或いは定量的に生体の麻酔深度を決定でき、生体の麻酔深度を熟練などを要することなく正確に検出することができる。図面の簡単な説明

図 1は、本発明の麻酔深度検出装置の一例を示す図であって、構成を示すブロック線図である。

図 2は、図 1の麻酔深度検出装置の制御機能の要部を説明する機能ブ口ック線図である。

図 3は、図 1の麻酔深度検出装置において検出される心拍周期 T_RRの変動を示す図である。

図 4は、図 1の麻酔深度検出装置において検出される心拍周期 T_RRのゆらぎから抽出される、第 1心拍周期変動信号 HFC_RR、第 2心拍周期変動信号 L F C _RR、心拍周期直流成分 D C _RRをそれぞれ示す図である。図 5は、図 1の麻酔深度検出装置において麻酔深度 D_RRを算出するために用いられる関係を示す図である。

図 6は、図 1の麻酔深度検出装置において麻酔深度 D_SYS を算出するために用いられる関係を示す図である。

図 7は、図 1の麻酔深度検出装置の制御作動の要部を説明するフローチヤ一トである。

図 8は、本発明の他の実施例における図 2に相当する図である。図 9は、覚醒状態における生体の心拍周期 T_RRと血圧値 P_SYS との関係を示す図である。図 1 0は、麻酔状態における生体の心拍周期 T_RRと血圧値 P_SYS との関係を示す図である。

図 1 1は、図 1の麻酔深度検出装置において変化率 ATRRZA PSYS に基づいて麻酔深度 Dを決定するために用いられる関係を示す図である c 図 1 2は、図 1の麻酔深度検出装置の制御作動の要部を説明するフ口一チヤ一トである。

図 1 3は、本発明の他の実施例の麻酔深度検出装置の構成を説明する図である。

図 1 4は、図 1 3の麻酔深度検出装置の制御機能の要部を説明する機能プロック線図である。

図 1 5は、図 1 3の麻酔深度検出装置において体温差 S ( = Tc e„ « - T_{D I S T}) から麻酔深度 D_S を決定するために用いられる関係を示す図でめる。

図 1 6は、図 1 3の麻酔深度検出装置において体温比 R (= Tc e n «/^/

T_{D I S T}) から麻酔深度 D_R を決定するために用いられる関係を示す図でめる。

図 1 7は、図 1 3の麻酔深度検出装置の制御作動の要部を説明するフローチャートである。

発明を実施するための最良の形態

以下、本発明の一実施例を図面に基づいて詳細に説明する。

図 1は本発明の麻酔深度検出装置の一構成例を示す図である。図において、心電誘導装置 1 0は、生体に貼り着けられる複数の電極 1 2を備えており、イソフルレン等の吸入麻酔薬により全身麻酔が施された生体から心拍に同期して連続的に発生するよく知られた心電誘導信号を AZ D変換器 1 4を介して演算制御装置 1 6の C PU 1 8へ逐次供給する。連続血圧測定装置 2 0は、図示しない装着バンド等によって頸動脈、橈骨動脈、足背動脈などの生体の動脈に対して押圧される圧脈波検出プローブ 2 2を備えており、全身麻酔が施された生体の血圧値を 1拍毎に連続的に検出し、血圧値を表す血圧値信号を AZD変換器 24を介して演算制御装置 1 6の CPU 1 8へ逐次供給する。この連続血圧測定装置 2 0は、たとえば US P 4, 4 23, 7 3 8号公報ゃ特開平 5— 25 3 1 9 6号公報に記載された血圧モニタ装置と同様に構成される。

上記演算制御装置 1 6は、 C P U 1 8、 R OM 26、 R AM 2 8などを含む所謂マイクロコンピュータであって、 RAM 2 8の一時記憶機能を利用しつつ、予め ROM 2 6に記憶されたプログラムに従って入力信号すなわち心電誘導信号および血圧値信号を処理し、生体の麻酔深度 D を表示器 3 0に表示する。

図 2は、上記演算制御装置 1 6の制御機能を示す機能ブロック線図である。図において、心拍周期検出手段 5 0は、心電波形、動脈から発生する脈波などの心拍に同期して発生する心拍同期波から心拍周期を検出する。好ましくは、心電波形の時間間隔たとえば R波間の時間間隔を算出することにより麻酔中の生体の心拍周期 T_RRを 1拍毎に連続的に検出する。このように連続的に検出される心拍周期 T_RRには、たとえば図 3 に示すようにゆらぎ（変動）が存在する。

心拍周期変動信号抽出手段 5 2は、上記心拍周期検出手段 5 0により連続的に検出された生体の心拍周期 T_RRのゆらぎから、生体の呼吸に略同期して発生する心拍周期の変動成分である第 1心拍周期変動信号 H F C_RRと、その第 1心拍周期変動信号 HFC_RRよりも低い所定の周波数成分から成る第 2心拍周期変動信号 L F C _RRとを抽出する。この心拍周期変動信号抽出手段 5 2では、たとえば高速フィ一リエ変換（FFT) 法或いは自己回帰（AR) 法などが用いられることにより心拍周期 T_RRのゆらぎが周波数解析され、生体の呼吸周波数付近の信号強度（信号パヮ

―) 、たとえば生体の呼吸周波数（たとえば 0. 25 Hz) を含む所定の周波数帯域内に発生するピークを有する周波数成分の信号強度を第 1心拍周期変動信号 HFC_RRとして出力し、上記生体の呼吸周波数の 1 3 乃至 1ノ 4程度の周波数帯付近の信号強度（信号パワー）、たとえば生体の呼吸周波数の 1 3乃至 1 4程度の周波数（たとえば 0. 0 7H z) を含む所定の周波数範囲内に発生するピークを有する周波数成分の信号強度（信号パワー）を第 2心拍周期変動信号 LFC_RRとして出力する。図 4は、上記心拍周期 T_RRのゆらぎから抽出された第 1心拍周期変動信号 HFC_RR、第 2心拍周期変動信号 LFC_RR、および OHz周波数成分（直流成分）の信号 DC_RRの信号強度をそれぞれ示している。

麻酔深度決定手段 6 2に含まれる第 1麻酔深度算出手段 54は、上記心拍周期変動信号抽出手段 5 2により抽出された第 1心拍周期変動信号 HF C_RRと第2心拍周期変動信号L F C_RRとの比（L F CRRZHF C_R R) に基づいて、生体の麻酔深度 D_RRを算出する。この第 1麻酔深度算出手段 5 4は、たとえば、図 5に示す予め記憶された関係から上記実際の比（LFC_RRZHFC_RR) に基づいて麻酔深度 D_RRを算出する。

脳幹レベルでの呼吸中枢から循環中枢への緩衝と心肺受容体からの求心性信号の呼吸性変動に起因して、循環中枢からの遠心路である心臓迷走神経の活動には呼吸性変動が生じると考えられ、洞結節発火頻度に現れるゆらぎが前記生体の呼吸周波数帯付近（たとえば 0. 25Hz) に発生するピークを有する周波数成分の信号強度（信号パワー）すなわち第 1心拍周期変動信号 HFC_RRであると考えられる。その洞結節を支配する交感神経にも呼吸性変動は生じるけれども、その交感神経による心拍数制御は低域フィルタとしての特性を有することから、極めて低い周波数たとえば 0. 1 5 Hz以下の心拍変動しか伝達できず、通常の呼吸周波数である HF C_RRは専ら迷走神経によって媒介される。このため、 HF C_RRの振幅すなわち信号強度は心臓迷走神経活動レベルと比例し、選択的かつ定量的な心臓迷走神経活動指標となり得る。一方、第 1心拍周期変動信号 H F C _RRの数分の 1程度の周波数成分からなる第 2心拍周期変動信号 L F C_RRは、血圧の圧受容体反射メカニズムを介して心拍変動に現れたものと考えられ、その反射の求心路は大動脈洞神経で遠心路は心臓副交感神経および交感神経であり、血圧の振幅と圧受容体感受性との積に比例するので、交感神経の活動レベルを評価するには、圧受容体反射感受性が一定であると過程できる場合に限られる。そして、比（L F C_RRZHF C_RR) を用いることにより、個人差の影響を除いた状態で、神経活動レベルと密接に対応させることができる。図 5の関係は、そのようなことを根拠としたものであり、予め実験的に求められる。

また、連続血圧検出手段 5 6は、たとえば前記連続血圧測定装置 2 0 により構成されるものであり、生体の血圧値を連続的に検出する。血圧値変動信号抽出手段 5.8は、上記連続血圧検出手段 5 6により連続的に検出された生体の血圧値たとえば最高血圧値 P_SYS のゆらぎから、生体の呼吸よりも低い所定の周波数成分である血圧値変動信号 L F C_SYS を抽出する。この血圧値変動信号抽出手段 5 8でも、たとえば高速フィ一リエ変換（F FT) 法或いは自己回帰（AR) 法などが用いられることにより血圧値 P_SYS のゆらぎが周波数解析され、生体の呼吸周波数の 1 3乃至 1 Z4程度の周波数帯付近（たとえば 0. 0 7Hz) に発生するピークを有する周波数成分の信号強度（信号パワー）を血圧値変動信号 L F CSYS として出力する。

麻酔深度決定手段 6 2に含まれる第 2麻酔深度算出手段 6 0は、たとえば図 6に示す予め記憶された関係から、上記血圧値変動信号 L F C_SY s の強度に基づいて生体の麻酔深度 D_SYS を算出する。血圧値のゆらぎを構成する血圧値変動信号 LFC_SYS は、交感神経性血管運動調節系の遅れ要素に由来するものと考えられることから、その振幅（信号強度）は血管運動性交感神経活動の定量的指標として用いることができる。図 6の関係は、そのようなことを根拠としたものであり、予め実験的に求められる。

上記麻酔深度決定手段 6 2は、第 1麻酔深度算出手段 5 4により算出された麻酔深度 D_RRと、第 2麻酔深度算出手段 6 0により算出された麻酔深度 D_SYS とに基づいて、麻酔深度 Dを決定する。たとえば、麻酔深度 D_RRおよび D_SYS の値が相互に大きく異なる場合には、いずれが異常値であるかがそれまでの変動経過などに基づいて決定され、正常値と考えられる側の値が麻酔深度 Dとして決定される。或いは、それまでの変動経過などに基づいて重み値が決定され、麻酔深度 D_RRおよび D_SYS の重み着け平均値が麻酔深度 Dとして決定される。また、麻酔深度 D_RRおよび D_SYS の値がそれほど相違しない場合には、それらのうちの一方、或いは両者の平均値が麻酔深度 Dとして決定される。

図 7は、前記演算制御装置 1 6の制御作動の要部を説明するフローチャ一卜であって、脈拍周期に同期、或いは血圧値の入力周期に同期して実行されるルーチンを示している。

図 7において、前記心拍周期検出手段 5 0に対応する SA 1では、心電誘導装置 1 0から入力された心電波形の R波間の時間間隔を演算することにより心拍周期 T_RRが算出される。次いで、前記心拍周期変動信号抽出手段 5 2に対応する S A 2では、逐次算出される上記心拍周期 T_RR の変動成分のゆらぎ（変動）に対してたとえば高速フィーリエ変換（F FT) 法或いは自己回帰（AR) 法などにより周波数解析が実行されることにより、生体の呼吸周波数帯付近（たとえば 0. 2 5 Hz) に発生するピークを有する周波数成分の信号強度（信号パワー）が第 1心拍周期変動信号 H F C _RRとして抽出され、上記生体の呼吸周波数の 1 3乃至 1 程度の周波数帯付近（たとえば 0. 0 7 Hz) に発生するピークを有する周波数成分の信号強度（信号パワー）が第 2心拍周期変動信号 L FC_RRとして抽出される。

次いで、前記第 1麻酔深度算出手段 54に対応する S A 3では、たとえば図 5に示す予め記憶された関係から上記 S A 2において抽出された第 1心拍周期変動信号 H F C _RRと第 2心拍周期変動信号 L F C _RRとの比 (L F CRR/HF CRR) に基づいて、生体の麻酔深度 D_RRが算出される。次に、 SA 4では、連続血圧測定装置 20から入力された血圧値 P_sy s が読み込まれるとともに、前記血圧値変動信号抽出手段 5 8に対応する S A 5において、血圧値 P_SYS のゆらぎに対してたとえば高速フィーリエ変換（FFT) 法或いは自己回帰（AR) 法などにより周波数解析が実行されることにより、生体の呼吸周波数の 1 3乃至 1 Z4程度の周波数帯付近（たとえば 0. 0 7 Hz) に発生するピークを有する周波数成分の信号強度（信号パワー）が血圧値変動信号 LFC_SYS として抽出される。

次いで、前記第 2麻酔深度算出手段 6 0に対応する S A 6では、たとえば図 6に示す予め記憶された関係から上記 S A 5において抽出された血圧値変動信号 LFC_SYS に基づいて、生体の麻酔深度 D_SYS が算出される。

続く、麻酔深度決定手段 6 2に対応する S A 7では、心拍周期のゆらぎに基づいて決定された麻酔深度 D_RRと、血圧値のゆらぎに基づいて決定された麻酔深度 D_SYS とから、より信頼性の高い麻酔深度 Dが決定される。たとえば、麻酔深度 D_RRおよび D_SYS の値が相互に大きく異なる場合には、いずれが異常値であるかがそれまでの経過などから決定され、正常値と考えられる側の値が麻酔深度 Dとして決定される。また、麻酔深度 D_RRおよび D_SYS の値がそれほど相違しない場合には、両者の平均値が麻酔深度 Dとして決定される。そして、 SA 8では、上記 S A 7において決定された麻酔深度 Dが表示器 3 0に数字により或いはトレンドグラフなどにより定量的に表示される。この麻酔深度 Dは、たとえば図 5或いは図 6の横軸を所定の単位で区切ることにより数字にて表現される。

上述のように、本実施例によれば、心拍周期検出手段 5 0に対応する S A 1により連続的に検出された生体の心拍周期のゆらぎから、生体の呼吸に略同期して発生する心拍周期の変動成分である第 1心拍周期変動信号 H F C_RRと、その第 1心拍周期変動信号 HF C_RRよりも低い所定の周波数成分から成る第 2心拍周期変動信号 LFC_RRとが、心拍周期変動信号抽出手段 5 2に対応する S A 2により抽出される。そして、第 1麻酔深度算出手段 54に対応する S A 3により上記第 1心拍周期変動信号 HFC _RRと前記第 2心拍周期変動信号 L F C _RRとの比（ L F C _RRZH F C_RR) に基づいて生体の麻酔深度 D_RRが算出される。したがって、客観的或いは定量的に生体の麻酔深度 D_RRを算出でき、生体の麻酔深度 D_RR を熟練などを要することなく正確に検出することができる。

また、本実施例によれば、連続血圧検出手段 5 6により生体の血圧値 Psys が連続的に検出され、その連続的に検出された生体の血圧値 PSY s のゆらぎからその生体の呼吸よりも低い所定の周波数成分である血圧値変動信号 LFC_SYS が血圧値変動信号抽出手段 5 8に対応する S A 5 により抽出されると、第 2麻酔深度算出手段 6 0に対応する S A 6により上記血圧値変動信号 LF C_SYS の強度に基づいて生体の麻酔深度 D_SY s が算出される。したがって、客観的或いは定量的に生体の麻酔深度 D SYS を算出でき、生体の麻酔深度 D_SYS を熟練などを要することなく正確に検出することができる。また、本実施例によれば、麻酔深度決定手段 6 2に対応する S A 7において、心拍周期 T_RRのゅらぎから決定された麻酔深度 D_RRと血圧値 P SYS のゆらぎから決定された麻酔深度 D_SYS に基づいて、より信頼性の高い麻酔深度 Dが最終的に決定されるので、表示器 3 0において定量的に表示される麻酔深度 Dの信頼性が一層高められる。

次に、本発明の他の実施例を説明する。なお、以下の説明において前述の実施例と共通する部分には同一の符号を付して説明を省略する。図 8は、本発明の他の実施例における演算制御装置 1 6の制御機能を説明する機能ブロック線図である。図において、変化率算出手段 6 4は、たとえば十拍乃至数十拍程度に相当する所定の単位時間内において連続血圧検出手段 5 6により検出された血圧値たとえば最高血圧値 P_SYS と心拍周期検出手段 5 0により検出された心拍周期 T_RRとから、血圧値 P SYS に対する心拍周期 T_RRの変化率 AT_RRZAP_SYS を算出する。たとえば、血圧値 P_SYS を示す軸と心拍周期 T_RRを示す軸からなる二次元座標において、生体の実際の血圧値 P_SYS および心拍周期 T_RRを示すデー夕ポイントの回帰直線を求め、この回帰直線の傾きから上記変化率 ΔΤ

RR/Δ Psys が求められる。

麻酔時には、血圧値 P_SYS を示す軸と心拍周期 T_RRを示す軸からなる二次元座標において、生体の実際の血圧値 P_SYS および心拍周期 T_RRを示すデータポイントを複数プロットすると、血圧値 P_SYS および心拍周期 T_RRは、 1直線に沿って位置しており、互いに相関している。上記の変化率 AT_RRノ AP_SYS は、その 1直線の傾きを示すものであるが、覚醒時においては例えば図 9に示すように大きな値を示し、麻酔時には例えば図 1 0に示すように小さな値を示す。循環の神経性調節機構の一つに自律神経活動を介した圧受容体反射があり、血圧の変動に伴い、心臓、末梢血管などの効果器官は、心拍数や動脈圧を変化させて、血圧を一定に維持するように作動させられている。圧受容体反射は、生理的ストレス、体位変換、出血などによる血管の変化にも反応するだけでなく、麻酔薬にも影響される。このため、麻酔深度に応じて上記変化率 AT_RRZ A PSYS が変化するものであり、図 1 1はそのようなことを根拠として予め実験的に求められたものである。

そして、麻酔深度決定手段 6 6は、たとえば、図 1 1に示す予め記憶された関係から上記変化率算出手段 6 4により算出された変化率 Δ T_RR /A PSYS に基づいて生体の麻酔深度 Dを決定する。

図 1 2は、前記演算制御装置 1 6の制御作動の要部を説明するフローチャートであって、脈拍周期或いは血圧値の入力周期に同期して、または予め設定された時間或いは予め設定された脈拍数毎に実行されるル一チンを示している。

図 1 2において、前記心拍周期検出手段 5 0に対応する S B 1では、心電誘導装置 1 0から入力された心電波形の R波間の時間間隔を演算することにより心拍周期 T_RRが算出される。次いで、 S B 2では、連続血圧検出手段 5 6に対応する連続血圧測定装置 2 0から入力された血圧値のうちのたとえば最高血圧値 P_SYS が読み込まれる。

次いで、前記変化率算出手段 6 4に対応する S B 3では、たとえば十数拍程度に予め設定された区間に入力された心拍周期 T_RRおよび血圧値 p_svs を示す複数のデータポイントが血圧値 P_SYS を示す軸と心拍周期 T_RRを示す軸からなる二次元座標にプロットされ、そのプロットされた複数のデータボイントの回帰直線が求められ、その回帰直線の傾きが求められることにより変化率 AT_RRZAP_SYS が算出される。

次に、前記麻酔深度決定手段 6 6に対応する S B 4では、たとえば図 1 1に示す予め記憶された関係から上記 S B 3において算出された変化率 AT_RR A P_SYS に基づいて、生体の麻酔深度 Dが決定される。そし ,て、 S B 5において、その麻酔深度 Dが数字或いはトレンドグラフなどによって表示器 3 0に表示される。

上述のように、本実施例によれば、心拍周期検出手段 5 0に対応する S B 1により連続的に検出された心拍周期 T_RRと、連続血圧検出手段 5 6により連続的に検出された血圧値 P_SYS とから、変化率算出手段 6 4 に対応する S B 3において変化率 ATRRZAPSYS が算出され、そして、麻酔深度決定手段 6 6に対応する S B 4により、図 1 1に示す関係からその変化率 AT_RRノ A P_SYS に基づいて生体の麻酔深度 Dが決定される _c したがって、客観的或いは定量的に生体の麻酔深度 Dを決定でき、生体の麻酔深度 Dを熟練などを要することなく正確に検出することができる c 図 1 3は、本発明の他の実施例における麻酔深度検出装置の構成を示す図である。図において、末梢体温測定装置 1 1 0は、生体に装着される末梢体温測定プローブ 1 1 2を備えており、イソフルレン等の吸入麻酔薬により全身麻酔が施された生体の末梢体温を測定し、その末梢体温を表す末梢体温信号を AZD変換器 1 1 4を介して演算制御装置 1 1 6 の C PU 1 1 8へ逐次供給する。上記末梢体温測定プローブ 1 1 2は、たとえばサーミス夕を備えており、額、足裏などの生体の皮膚に貼り着けられる。

深部体温測定装置 1 2 0は、生体に装着される深部体温測定プローブ 1 2 2を備えており、全身麻酔が施された生体の深部体温すなわち中枢体温を検出測定し、その深部体温を表す深部体温信号を A/D変換器 1 2 4を介して演算制御装置 1 1 6の C PU 1 1 8へ逐次供給する。上記深部体温測定プローブ 1 2 2は、たとえば温度検出部位を生体の深部の体温と平衡させるようにその温度検出部位を断熱材により断熱させる構成を備えている。なお、深部体温測定プローブ 1 2 2として、直腸や食道内へ挿入することにより生体の深部体温を測定する挿入形式のものが用いられてもよい。

上記演算制御装置 1 1 6は、 CPU 1 1 8、 ROM 1 2 6、 RA 1 2 8などを含む所謂マイクロコンピュータであって、 RAM I 2 8の一時記憶機能を利用しつつ、予め ROM 1 2 6に記憶されたプログラムに従って入力信号すなわち末梢体温信号および深部体温信号を処理し、生体の麻酔深度 Dを表示器 1 3 0に表示する。

図 1 4は、上記演算制御装置 1 1 6の制御機能を示す機能ブロック線図である。図において、末梢体温検出手段 1 5 0は、前記末梢体温測定装置 1 1 0に対応するものであり、体表面などにおいて生体の末梢体温を検出する。深部体温検出手段 1 5 2は、前記深部体温測定装置 1 2 0 に対応するものであり、生体の中枢部（内部）の深部体温を検出する。体温差算出手段 1 5 4は、上記末梢体温検出手段 1 5 0により検出された末梢体温 T_{di s t}と上記深部体温検出手段 1 5 2により検出された深部体温 T_centとの体温差 S ( = Tc_en,-T_{di s t}) を算出する。麻酔深度決定手段 1 5 6は、たとえば図 1 5に示す予め記憶された関係から実際の体温差 Sに基づいて麻酔深度 D_s を決定する。

また、体温比算出手段 1 5 8は、上記末梢体温検出手段 1 5 0により検出された末梢体温 T_{di s t}と上記深部体温検出手段 1 5 2により検出された深部体温 T_centとの体温比 R

_st) を算出する。上記麻酔深度決定手段 1 5 6は、たとえば図 1 6に示す予め記憶された関係から実際の体温比 Rに基づいて麻酔深度 D_R を決定する。さらに、上記麻酔深度決定手段 1 5 6は、体温差 Sに基づいて決定された麻酔深度 Ds と体温比 Rに基づいて決定された麻酔深度 D_R から、より信頼性の高い麻酔深度 Dを決定する。

一般に、麻酔時には患者の血管が弛緩して拡張される傾向がある。この場合、末梢部の血行が促進されて末梢体温 T_{di s t}が上昇する。このため、深部体温 T_centすなわち中枢体温との体温差 S

_s

,) が小さくなる程、或いは深部体温 T_cen,との体温比 R ( = Το,„,/ T_{di st}) が小さくなる程、、麻酔効果が大きく麻酔深度 Dが高められる c 図 1 5および図 1 6の関係は、そのようなことを根拠としたものであり、予め実験的に求められる。

図 1 7は、前記演算制御装置 1 1 6の制御作動の要部を説明するフロ —チヤ一トであって、末梢体温 T_{di st}或いは深部体温 T_cen,の読込周期に同期して実行されるルーチンを示している。

図 1 7において、 S C 1では末梢体温測定装置 1 1 0により測定された末梢体温 T_{di st}が読み込まれ、 S C 2では深部体温測定装置 1 2 0により測定された深部体温 T_cen,が読み込まれる。次いで、前記体温差算出手段 1 5 4に対応する SC 3では、上記深部体温 T_centと末梢体温 T _{di st}との体温差 S ( = Tc«„,-T_{di st}) が算出される。次いで、前記麻酔深度決定手段 1 5 6に対応する S C 4では、図 1 5に示す予め記憶された関係から実際の体温差 S ( = Tce_nt-T_{di tt}) に基づいて麻酔深度 D_s が決定される。

次に、前記体温比算出手段 1 5 8に対応する SC 5において、上記末梢体温 T_{di st}と深部体温 T_cen,との体温比 R ( = Tce„t/T<_{li s},) が算出される。次いで、前記麻酔深度決定手段 1 5 6に対応する SC 6では、図 1 6に示す予め記憶された関係から実際の体温比 R ( = Tce„,/T_di _{s t}) に基づいて麻酔深度 D_R が決定される。

次いで、前記麻酔深度決定手段 1 5 6に対応する SC 7では、体温差

S

_st) に基づいて決定された麻酔深度 D_S と体温比 R ( = Tce„«/T_{di s},) に基づいて決定された麻酔深度 D_R から、より信頼性の高い麻酔深度 Dが決定される。たとえば、麻酔深度 D_s および D R の値が相互に大きく異なる場合には、いずれが異常値であるかがそれまでの経過などから決定され、正常値と考えられる側の値が麻酔深度 D として決定される。また、麻酔深度 D_s および D_R の値がそれほど相違しない場合には、両者の平均値が麻酔深度 Dとして決定される。

そして、 S C 8では、上記 S C 7において決定された麻酔深度 Dが表示器 1 3 0に数字により或いはトレンドグラフなどにより定量的に表示される。この麻酔深度 Dは、たとえば図 1 5或いは図 1 6の横軸を所定の単位で区切ることにより数字にて表現される。

上述のように、本実施例によれば、末梢体温検出手段 1 5 0により検出された末梢体温 T_{di st}と深部体温検出手段 1 5 2により検出された深部体温 T_eentとの体温差 S ( = Tcen,-T_{di s t}) が、体温差算出手段 1 5 4に対応する S C 3により算出され、麻酔深度決定手段 1 5 6に対応する S C 4により、その体温差算出手段 1 5 4により算出された体温差 S ( = T_cenl— T_{di s t}) に基づいて、生体の麻酔深度 Ds が決定される c したがって、客観的或いは定量的に生体の麻酔深度 D_s を決定でき、生体の麻酔深度を熟練などを要することなく正確に検出することができる c また、本実施例によれば、末梢体温検出手段 1 5 0により検出された末梢体温 T_{di s t}と深部体温検出手段 1 5 2により検出された深部体温 T _cen,との体温比 R ( = T_ce„,/ T_{di s t}) が、体温比算出手段 1 5 8に対応ずる S C 5により算出され、麻酔深度決定手段 1 5 6に対応する S C 6により、その体温比算出手段 1 5 8により算出された体温比 R ( = T cen,/T_{d i s t}) に基づいて、生体の麻酔深度 D_R が決定される。したがつて、客観的或いは定量的に生体の麻酔深度 D_R を決定でき、生体の麻酔深度を熟練などを要することなく正確に検出することができる。

また、本実施例によれば、麻酔深度決定手段 1 5 6に対応する S C 7 において、体温差 S ( = T_cent— T_{di s t}) から決定された麻酔深度 D_s と体温比 R

_t,) から決定された麻酔深度 D_R に基づいて、より信頼性の高い麻酔深度 Dが最終的に決定されるので、表示器 1 3 0において定量的に表示される麻酔深度 Dの信頼性が一層高められる _c 以上、本発明の一実施例を図面に基づいて説明したが、本発明はその他の態様においても適用される。

たとえば、前述の図 2の実施例では、心拍周期 T_RRのゆらぎから麻酔深度 D_RRを求めるための手段 5 0、 5 2、 54と、血圧値 P_SYS のゆらぎから麻酔深度 D_SYS を求めるための手段 5 6、 5 8、 6 0とが設けられていたが、いずれか一方が除去されても、麻酔深度を検出する機能が得られる。

また、前述の図 2の実施例では、心電誘導装置 1 0により誘導された心電誘導波形（ECG) の周期、たとえば R波の間隔を 1拍毎に算出することにより生体の心拍周期 T_RRが連続的に検出されていたが、よく知られたカフや圧脈波センサにより生体の動脈から検出された脈波の周期を 1脈波毎に算出したり、或いは光電脈波センサにより検出される容積脈波の周期を 1脈波毎に算出するものが設けられても差支えない。要するに、生体の心拍周期を連続的に検出する心拍周期検出手段が設けられていればよいのである。たとえば、前記連続血圧測定装置 20の圧脈波検出プローブ 22により検出される圧脈波から心拍周期が検出される場合には心電誘導装置 1 0が不要となる。

また、前述の図 2の実施例の心拍周期 T_RR或いは血圧値 P_SYS 、または麻酔深度 D_RR或いは D_SYS としては、ー拍毎に求められた値が所定の期間内で平均された移動平均値が用いられてもよいし、それら心拍周期 T_RR或いは血圧値 P _SYS は数拍毎に求められた値が用いられてもよい。また、前述の図 2の実施例の心拍周期変動信号抽出手段 5 2や血圧値変動信号抽出手段 5 8は、低周波数の微振動信号弁別用のデジタルフィル夕から構成されることもできる。また、前述の図 2の実施例では、麻酔深度 D_SYS を算出するために連続血圧検出手段 5 6により検出された最高血圧値 P_SYS のゆらぎが用いられていたが、連続血圧検出手段 5 6により検出される平均血圧値 P_ME _AN或いは最低血圧値 P_D1A のゆらぎが用いられても差し支えない。

また、前述の図 2の実施例では、心拍周期検出手段 5 0によって心拍周期 T_RRが連続的に求められ、その心拍周期 T_RRから第 1心拍周期変動信号 HFC_RRと第 2心拍周期変動信号 LFC_RRとが求められている。しかし、心拍周期 T_RR (秒）と心拍数 PR (= 6 O/TRR) とは一対一の関係にあるから、上記心拍周期検出手段 5 0に替えて、心拍数 PRを検出する心拍数検出手段が設けられ、その心拍数 PRのゆらぎから呼吸周期性の第 1心拍数変動周期および呼吸周期の数分の一の第 2心拍数変動周期が求められても、実質的に変わりはない。

また、前述の図 2の実施例では、第 1心拍周期変動信号 HFC_RRと第 2心拍周期変動信号 LFC_RRとの比（LFC_RRZHFC_RR) から生体の麻酔深度 D_RRが算出され、血圧値変動信号 LFC_SYS の強度から生体の麻酔深度 D_SYS が算出されていたが、それらの比（LFCRRZHFCR R) 或いは血圧値変動信号 LFCSYS は、他のパラメ一夕により修正或いは補正されても差し支えない。要するに、第 1心拍周期変動信号 HF C_RRと第 2心拍周期変動信号 LFC_RRとの比（LFCRRZHFCRR) に基づいて生体の麻酔深度 D_RRが算出され、血圧値変動信号 LFC_SYS の強度に基づいて生体の麻酔深度 D_SYS が算出されればよいのである。また、前述の図 8の実施例では、血圧値 P_SYS に対する心拍周期 T_RR の変化率 AT_RRZAP_SYS が算出され、その変化率 ATRRZAPSYS に基づいて麻酔深度 Dが決定されていたが、心拍周期 T_RRに対する血圧値 PSYS の変化率 AP_SYS /ΔΤ _Κが用いられても実質的に同じである。このような場合には、麻酔深度 Dが大きくなるに伴って変化率 AP_SYS ZAT_RRが大きくなる関係が用いられる。

また、前述の図 8の実施例では、心拍周期 T_RRが用いられていたが、心拍数 HRが用いられてもよい。心拍周期 T_RRは心拍数 HRの逆数の関係にあるから、心拍数 HRおよび血圧値 P_SYS の間の変化率は表現が異なるだけで実質的に変化率 Δ T_RRZA P SYS と同じ内容を表現できる。また、前述の図 8の実施例では、心拍周期 T_RRおよび血圧値 P_SYS は 1拍毎に検出されていたが、 2拍以上の所定の間隔で検出されていてもよい。また、一定の周期で設けられた作動期間だけ検出されてもよい。また、前述の図 8の実施例では、心電誘導装置 1 0により誘導された心電誘導波形（ECG) の周期、たとえば R波の間隔を 1拍毎に算出することにより生体の心拍周期 T_RRが連続的に検出されていたが、よく知られたカフや圧脈波センサにより生体の動脈から検出された脈波の周期を 1脈波毎に算出したり、或いは光電脈波センサにより検出される容積脈波の周期を 1脈波毎に算出するものが設けられても差支えない。要するに、生体の心拍周期を連続的に検出する心拍周期検出手段が設けられていればよいのである。たとえば、連続血圧測定装置 20の圧脈波検出プローブ 22により検出される圧脈波から心拍周期が求められる場合には、上記心電誘導装置 1 0は不要となる。

また、前述の図 8の実施例でも、連続血圧測定装置 20により検出された血圧値のうちの最高血圧値 P_SYS が用いられていたが、平均血圧値 P _{ME AN}や最低血圧値 P D , _A が用いられてもよい。

また、前述の図 8の実施例の心拍周期 T_RR或いは血圧値 P_SYS としては、ー拍毎に求められた値が所定の期間内で平均された移動平均値が用いられてもよい。

また、前述の図 8の実施例においては、変化率 AT_RR AP_sys に基づいて麻酔深度 Dが求められていたが、その変化率 AT_RR,AP_SYS は他のパラメ一夕により修正或いは補正されても差支えない。要するに、変化率 AT_RRZAP_SYS に基づいて麻酔深度 Dが求められればよいのであ

また、前述の図 1 3の実施例では、体温差 S

から麻酔深度 D_s を求めるための手段 1 54、 SC 3、 SC 4と、体温比 R ( = T_ce„,/T_{di s}t) から麻酔深度 D_R を求めるための手段 1 5 8、 S C 5、 SC 6とが設けられていたが、いずれか一方が除去されても、麻酔深度を検出する機能が得られる。

また、前述の図 1 3の実施例においては、体温差 S ( = Tce_n,-T_di _st) 或いは体温比 R ( = T_centZT_dis,) から麻酔深度 Ds 或いは D_R が求められていたが、その体温差 S ( = Tce„,-T_dist) 或いは体温比

R ( = Teen,/T_{di s}«) は他のパラメ一夕により修正或いは補正されても差支えない。要するに体温差 S

或いは体温比

R ( = T_ce„_t/T_dist) に基づいて麻酔深度 Ds 或いは D_R が求められればよいのである。 .

その他、一々説明はしないが、本発明は当業者の知識の範囲内において種々の変形や変更が加えられ得るものである。産業上の利用分野

以上のように、本発明にかかる麻酔深度検出装置は、看者の麻酔深度を定量的且つ客観的に検出することができるので、全身麻酔を施す手術室や集中治療室などにおいて用いることに適している。

Claims

請求の範囲

1 . 生体の麻酔深度を検出するための装置であって、

前記生体の心拍周期を連続的に検出する心拍周期検出手段と、該心拍周期検出手段により連続的に検出された生体の心拍周期のゆらぎから、前記生体の呼吸に略同期して発生する心拍周期の変動成分である第 1心拍周期変動信号と、該第 1心拍周期変動成分よりも低い所定の周波数成分から成る第 2心拍周期変動信号とを抽出する心拍周期変動信号抽出手段と、

該心拍周期変動信号抽出手段により抽出された前記第 1心拍周期変動信号と前記第 2心拍周期変動信号との比に基づいて前記生体の麻酔深度を算出する麻酔深度算出手段と

を含むことを特徴とする麻酔深度検出装置。

2 . 前記心拍周期変動信号抽出手段は、前記第 1心拍周期変動信号として前記生体の呼吸周波数を含む所定の周波数帯域内の周波数成分を用いるものである請求項 1の麻酔深度検出装置。

3 . 前記心拍周期変動信号抽出手段は、前記第 2心拍周期変動信号として前記生体の呼吸周波数の 1 3乃至 1 4程度の周波数を含む所定の周波数帯域内の周波数成分を用いるものである請求項 1の麻酔深度検出

4 . 生体の麻酔深度を検出するための装置であって、

前記生体の血圧値を連続的に検出する連続血圧検出手段と、該連続血圧検出手段により連続的に検出された生体の血圧値のゆらぎから、該生体の呼吸よりも低い所定の周波数成分である血圧値変動信号を抽出する血圧値変動信号抽出手段と、

前記血圧値変動信号の強度に基づいて前記生体の麻酔深度を算出する麻酔深度算出手段とを含むことを特徴とする麻酔深度検出装置。

5 . 前記血圧値変動信号抽出手段は、前記血圧値変動信号として前記生体の呼吸周波数の 1 3乃至 1 / 4程度の周波数を含む所定の周波数帯域の周波数成分を用いるものである請求項 4の麻酔深度検出装置。

6 . 生体の麻酔深度を検出するための装置であって、

該心拍周期変動信号抽出手段により抽出された前記第 1心拍周期変動信号と前記第 2心拍周期変動信号との比に基づいて前記生体の第 1麻酔深度を算出する第 1麻酔深度算出手段と

前記血圧値変動信号の強度に基づいて前記生体の第 2麻酔深度を算出する第 2麻酔深度算出手段と

前記第 1麻酔深度算出手段により決定された第 1麻酔深度と前記第 2 麻酔深度算出手段により決定された第 2麻酔深度とに基づいて、前記生体の麻酔深度を表す麻酔深度を決定し、該麻酔深度を表示器に表示させる麻酔深度決定手段と

を、含むことを特徴とする麻酔深度検出装置。

7 . 生体の麻酔深度を検出するための装置であって、前記生体の心拍周期を連続的に検出する心拍周期検出手段と、前記生体の血圧値を連続的に検出する連続血圧検出手段と、該連続血圧検出手段により連続的に検出された血圧値および前記心拍周期検出手段により連続的に検出された心拍周期の一方に対する他方の変化率を算出する変化率算出手段と、

該変化率算出手段により算出された変化率に基づいて前記生体の麻酔深度を算出する麻酔深度決定手段と

を、含むことを特徴とする麻酔深度検出装置。

8 . 生体の麻酔深度を検出するための装置であって、

前記生体の末梢体温を検出する末梢体温検出手段と、

前記生体の深部体温を検出する深部体温検出手段と、

末梢体温検出手段により検出された末梢体温と深部体温検出手段により検出された深部体温との差を算出する体温差算出手段と、

該体温差算出手段により算出された体温差に基づいて、前記生体の麻酔深度を決定する麻酔深度決定手段と

を、含むことを特徴とする麻酔深度検出装置。

9 . 生体の麻酔深度を検出するための装置であって、

前記生体の末梢体温を検出する末梢体温検出手段と、

前記生体の深部体温を検出する深部体温検出手段と、

末梢体温検出手段により検出された末梢体温と深部体温検出手段により検出された深部体温との比を算出する体温比算出手段と、

該体温比算出手段により算出された体温比に基づいて、前記生体の麻酔深度を決定する麻酔深度決定手段と

を、含むことを特徴とする麻酔深度検出装置。

10. 末梢体温検出手段により検出された末梢体温と深部体温検出手段により検出された深部体温との差を算出する体温差算出手段をさらに備え、

前記麻酔深度決定手段は、前記該体温比算出手段により算出された体温比に基づいて決定される第 1の麻酔深度と、前記体温差算出手段により算出された体温差に基づいて決定される第 2の麻酔深度とに基づいて麻酔深度を決定するものである請求項 9の麻酔深度検出装置。