JP2001506158A - 心拍出量を非侵襲的に測定する装置及び方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 部分的再呼吸技術を用いて心拍出量を非侵襲的に決定する装置及び方法であって、該装置が様々な患者の呼吸容量の違いに適応する、即座に調節可能な死腔（７０）を備えるように構成された装置及び方法が開示される。当該装置（５０）は装置を非常に使い易くし、且つ構成部分を容易に使い捨てできるよう装置を割安にする単一の二方向弁（２２）を含めた、費用のかからない要素から形成される。本発明の方法は、以前行われていたような呼吸終期のＣＯ₂値よりも肺胞のＣＯ₂値に基づいて心拍出量を概算する新規な手段（４６）を提供する。心拍出量を算出するためのプログラムについても開示される。

Description

【発明の詳細な説明】 心拍出量を非侵襲的に測定する装置及び方法 背景 発明の分野 本発明は患者の心拍出量を決定するための非侵襲的手段に関し、 特に、患者の心拍出量を決定するための部分的再呼吸システム及び方法に関する 。 従来技術 患者の心拍出量を決定又は監視することは、多くの医療処置におい て重要である。カテーテルを特定の動脈の位置に挿入して(例えば大腿動脈、頚 静脈など)、患者の心拍出量を決定するため血液の温度及び血圧を監視するとい う、カテーテルを用いた技術が当該技術分野において一般に知られ、利用されて いる。このような技術によって道理に適った正確な結果を得ることができるが、 この手法は侵襲的な性質をしているため、病気や死につながる可能性が高い。 心拍出量のアドルフ・フィック（Adolph Fick）の測定法は、１８７０年に初 めて提唱されたが、その日以来、心拍出量を決定する他の全ての手段を評価する 基準としての役割を果たし続けている。ＣＯ₂について書かれた周知のフィック の方程式は、 である。ここでＱは心拍出量、Ｖ_CO2は肺によって排出されたＣＯ₂量、Ｃａ_CO2 、Ｃｖ_CO2はそれぞれ、静脈及び静脈のＣＯ₂濃度である。動脈及び静脈のＣＯ₂ 濃度を決定するには動脈血及び混合静脈血を試料として採取しなければならない ため、特にフィックの方程式は心拍出量を計算する侵襲的な方法（すなわちカテ ーテル法）を仮定している。 しかしながら、フィックの方程式に具体化された原理をなお利用しながら心拍 出量を決定するために、非侵襲的手段が利用できることがこれまで示されてきた 。つまり、動脈ＣＯ₂濃度を推定するのに呼気（吐き出された）ＣＯ₂(「ｐＣＯ₂」 )のレベルを監視することができ、ｐＣＯ₂の観察される変化を評価して心拍出量 を推定するために、様々な形式のフィックの方程式を適用することができる。非 侵襲的手法で心拍出量を決定するためにフィックの方程式を利用する方法の一つ では、フィックの方程式の「標準の」換気イベント（event）を、呼気ＣＯ₂値の 変化及び排出されたＣＯ₂量の変化を引き起こす急な換気の変化と比較する必要 がある。有効な換気に急な変化を与えるために一般に実行される手段は、換気さ れた患者に、特定量の、予め吐き出した空気（呼気）を再呼吸させることである 。この手法は一般に、「再呼吸」と呼ばれている。 従来の再呼吸法では、動脈ＣＯ₂を概算するために呼吸終期のＣＯ₂の分圧が利 用されており、同時に肺は静脈ＣＯ₂を測定する圧力計の役割を果たす。このよ うな再呼吸法は、心拍出量を測定するための満足のいく手段であるとは証明され ていなかった。なぜなら、患者は必要な結果を得るために、閉じた体積へまたは 閉じた体積から直接息をする必要があるからである。しかしながら、鎮静させた 又は意識のない患者を、バッグの中に息を吸い込んだり吐き出したりするよう能 動的に参加させるのは、普通不可能である。Ｐ_VCO2は摂動（perturbation）の期 間中変化しないと仮定することにより、フィックの方程式を、静脈Ｐ_CO2（Ｐ_VC Ｏ₂）を直接計算しなくても済むように更に修正できることが何人かの研究者の 研究によって明らかとなった。その仮定は部分的再呼吸方法を使用することによ って形成された[チヤペック等(Capek et al.)、"Noninvasive Measurement of C ardiac Output Using Partial CO₂ Rebreathing"，IEEE Transactions On Biome dical Engineering 、第３５巻、第９号、１９８８年９月、６５３−６６１ペー ジ参照]。 公知の部分的再呼吸法は、１）非侵襲的である、２）一般に容認されたフィッ クの原理を計算に利用する、３）容易に自動化できる、４）患者の協力を必要と しない、５）一般に監視される臨床上のシグナルから心拍出量を算出できる、と いう理由から侵襲的測定法よりも有利である。しかしながら、公知の部分的再呼 吸方法には重大な不利益もある。特に、公知の方法は、１）挿管していない患者 や自発的に呼吸できる患者に関する精度が低い、２）断続的な測定しかできない (通常、約４０分毎)、３）動脈ＣＯ₂レベルの増加はわずかに観察されるが一般 に言って臨床上取るに足らない増加である、４）短絡された血流（つまり、ガス 交換に関与しない血液）の測定は許容されない。さらに、部分的再呼吸法に使用 される公知の装置は、標準的な構成をしており、患者の大きさまたは患者の容量 の違いが補正されない。また、多くの装置には、使い捨ての構成要素として使用 するには装置が高価になりすぎる三方向弁のような高価な要素が使用される。 したがって、１）従来のシステムの課題を克服し、２）より良好かつ連続的に 測定でき、３）一回使用の、すなわち使い捨ての製品として製造するのに適した 装置を作ることができるよう高価な装置を必要としない部分的再呼吸法を利用し た、心拍出量を測定する手段を与えることは有益であろう。患者の様々な大きさ 及び容量を補正するために即座に調節できる部分的再呼吸装置を与えても、有益 であろう。更に、当該技術分野において現在使用されているような呼吸終期のＣ Ｏ₂よりも肺胞のＣＯ₂排出量に基づく新しい心拍出量の計算法を与えることも有 益であろう。 発明の概要 本発明によれば、修正されたフィック方程式を用いて心拍出量を測定する装置 及び方法が提供され、この装置及び方法において、患者によって再呼吸されるべ き呼気の量を増減するために、該装置に設けられた死腔の量を調節することがで き、それによって気道の圧力を変えずに換気を減小させることができる。本発明 の装置及び方法は装置を患者のいかなる大きさ又は容量にも合うように該装置を 調節できる調節要素も提供する。また、本発明の装置は、大いに費用が少なくて 済む構成要素を使用し、それによって装置を使い捨てにすることができる。 本発明の装置及び方法では、ｐＣＯ₂流量の変化及び濃度の変化を計算して心 拍出量を算出するために、修正されたフィック方程式を適用する。ＣＯ₂につい て書かれた伝統的なフィックの方程式は、 である。ここでＱは心拍出量(肺毛細管血流量すなわち「ＰＣＢＦ」に関する再 呼吸法を利用して計算された場合)、Ｖ_CO2は肺からのＣＯ₂の排出量、Ｃａ_CO2、 Ｃｖ_CO2はそれぞれ、静脈及び静脈のＣＯ₂濃度である。別の人の先行する研究に おいて、心拍出量は、呼吸終期ＣＯ₂によって推定できるように、換気を急に変 化させる結果として起こるｐＣＯ₂の変化を計算することにより、算出できると いうことが示されている。これは、以下のようなフィックの方程式の微分形式を 適用することによって遂行することができる。 ここでＣａは動脈のＣＯ₂濃度、Ｃｖは静脈のＣＯ₂濃度を示し、下付文字１及 び２はそれぞれ、換気の変化前の測定値及び換気の変化中の測定値に対する参照 符号である。それゆえ、このフィックの方程式の微分形式は以下のように書き直 すことができる。 ここでΔＶ_CO2は換気の変化に応じたＣＯ₂生成量の変化、ΔＣａ_CO2は換気の 変化に応じた動脈ＣＯ₂濃度の変化、ΔｅｔＣＯ₂は呼吸終期ＣＯ₂濃度の変化、 ｓはＣＯ₂解離曲線の傾きである。前述の微分方程式は、チャペック等（Capek,e t al.）によって彼らの前述の研究において示されたように、再呼吸エピソード （episode）の間、測定できるほどの静脈ＣＯ₂濃度の変化は起こらないことを想 定している。また、当該技術分野においてよく知られるように、解離曲線は、分 圧の測定に基づいてＣＯ₂濃度を決定するために使用される。 以前の部分的再呼吸法では、有効な肺胞の換気を減小させるために、一般に追 加的な５０−２５０ｍｌ容量の空気の通り道を備えた死腔が、換気回路に配設さ れていた。本発明では、異なる大きさの患者の必要に合うＣＯ₂生成量及び呼吸 終期ＣＯ₂の正確な変化を決定するのに必要な換気の変化を与えるための調節可 能な死腔が、換気装置に設けられる。換気装置の一実施形態において、選択的に 調節可能な死腔が与えられ、患者は該死腔を通じて呼吸する。したがって、装置 の調節可能な死腔によって、死腔を容易に調節し、小さい成人から大きい成人ま で患者の任意の大きさ又は容積にも適応させることができる。結果として、気道 の圧力を変化させずに有効な換気量を減小させることができる、患者の大きさに 合わせた再呼吸可能なガス体積が患者に与えられる。気道の圧力及び胸部内圧は 本発明の再呼吸法に影響されないので、心拍出量は再呼吸によって有意に影響さ れることはない。別の方法において、呼気ガスを選択的に換気システムから大気 へ、又は吸息の間に閉じられた容器手段へと漏出させることによって、死腔を有 効に減小させることができる。 本発明の換気装置は、患者に接触して配置される管状部分と、吸息管路及び呼 息管路とを有する。一般的な形態において、吸息管路及び呼息管路は、換気装置 ユニットと患者との間に連結され得る。しかしながら、代わりに、換気装置ユニ ット（すなわち患者の呼吸を援助するために機械的に操作される搬送可能なガス 供給源）を換気装置に備えて使用しなくてもよく、吸い込まれる及び吐き出され る息は単に大気から取られるか、大気へと排出される。例えば呼吸マスクのよう な、換気装置ユニットに関して又は患者の換気において一般的に使用される他の 従来の装置を本発明の換気装置と共に使用してもよい。 ガス流量を測定する電気呼吸流量計及びＣＯ₂濃度を測定するカプノグラフが 換気装置の吸息部分及び呼息部分と、患者の肺との間の管状部分に近接して配置 される。呼吸流量計及びカプノグラムはガス濃度の変化及びガス流量の変化を検 出するための検出装置の役割を果たし、該検出装置によって得られた測定値を実 時間で記憶及び算出するように設計されたソフトウェアを有するコンピュータと 電気的に連通されている。他の形式の検出装置を使用してもよい。調節可能な死 腔手段が換気装置の呼息部分と接続された状態に配置されるが、換気装置の吸息 部分と連結されてもよい。一実施形態において、調節可能な死腔手段は手で調節 することができる。代わりに、患者の大きさ又は容量に応じて及び換気の変化に 応じて死腔の体積を自動的に調節するために、電気機械的手段をコンピュータと 調節可能な死腔手段との間に、連結してもよい。 別の実施形態において、微分フィック方程式を用いて肺のＣＯ₂変化を計算す るのに必要な換気の変化を与えるために、気管ガス吸入装置が使用される。気管 ガス吸入（「ＴＧＩ」）は一般に、肺の肺胞空間の死腔にガスを送り(flush)、吸 入手段を通じて注入された新鮮なガスで死腔を置き換えるために使用される。つ まり、新鮮なガスは、肺胞の換気を改善するために及び／又は換気圧力の必要量 を最小にするために、中央の気道に導入される。ＴＧＩ装置は換気装置システム と連結され、呼吸チューブが患者の肺に入った時に新鮮なガスを呼吸チューブへ と導入する手段を有する。このＴＧＩ装置は、ＴＧＩの間に基準のＶＣＯ₂及び ｅｔＣＯ₂の測定値を決定するために、本発明の方法に使用することができる。 ＴＧＩシステムが停止されると、患者の気管及びＴＧＩ装置の気管内チューブに よって死腔が形成され、本発明にしたがって算出されるＣＯ₂の変化を測定する こと ができる。更に、ＴＧＩ装置のカテーテルは、死腔の体積を更に調節するために 患者の気管内で可変に配置することができる。 本発明の装置において設けられた死腔によって、ＶＣＯ₂は急降下するが、こ のＶＣＯ₂はその後、肺のガスの機能的残気量が肺胞ＣＯ₂レベルの増加と平衡に なるにつれて、わずかにゆっくりと増加する。死腔を追加した後で、肺胞死腔及 び心拍出量に依存してｅｔＣＯ₂の変化がよりゆっくり起こるが、その後新しい レベルに安定する。死腔を導入（すなわち再呼吸）する直前に「標準の」又は基 準の呼吸エピソードが選択された期間の間行われ、ＶＣＯ₂及びｅｔＣＯ₂の値が 「標準の」呼吸イベントの間になされた測定値に基づいて決定される。これらの 値は、微分フィック方程式においてＶＣＯ₂₁及びＣａ_CO21に代用される。ＶＣＯ₂ 及びｅｔＣＯ₂の値は、部分的再呼吸の間に死腔を導入した後に約３０秒間取ら れた測定値からも決定することができ、この値は微分フィック方程式の第２の値 （下付文字２の値）を与える。部分的再呼吸が起こる期間及び標準の呼吸が起こ る期間は患者の個別の大きさ及び肺容量によって決定され得る。その上、再呼吸 エピソードと次の通常の呼吸エピソードとの間の期間を、特定の患者の大きさ及 び呼吸容量に依存して患者間で変化させることができる。したがって、呼吸エピ ソードのための３０秒間の期間は単に平均時間であり、長くも短くもすることが できる。 本発明では、心拍出量を決定するのに、従来技術において実施されていたよう に呼吸終期のＣＯ₂濃度に基づくよりも、むしろ肺胞ＣＯ₂濃度を算出する。ＣＯ₂ の測定値から得られる分圧の値は、当該技術分野において公知の解離方程式を 用いて血液中のガス含量の値に変換される。したがって、心拍出量をより正確に 決定することができる。加えて、心拍出量の正確さは、呼息の最後に肺に残るガ スの体積として定義される肺の機能的残気量に入るＣＯ₂の流れを計上（account for）するためにＶＣＯ₂の値を補正することによって増大する。経験的データに 基づく数値決定が、心拍出量を決定するソフトウェアプログラムによって処理さ れる。 本発明の換気装置では、当該技術分野において今まで使われていたシステムと 比較して、費用はかからないが正確な監視システムを使用する。本発明の方法に よって、異なる大きさの患者に適応させるために装置を自動調節することができ 、又、適度な回復期間と首尾一貫した監視が提供される。更に、本発明の装置及 び方法は挿管しておらず反応のある患者と同様、無反応で挿管された患者にも等 しく使用することができる。 図面の簡単な説明 図面には、発明を実施するためのベストモードと現時点で考えられるものを示 す。 図１は、患者の呼吸を援助するのに使用される従来の換気システムの略図であ る。 図２は、従来技術の再呼吸システムの略図である。 図３は、調節可能に拡張できる死腔を示す本発明の換気装置の第１実施形態の 略図である。 図４は、再呼吸回路が漏出弁を備えるように構成された本発明の別の実施形態 の略図である。 図５（ａ）−（ｃ）は、換気回路の吸息部及び呼息部が連結され且つ閉鎖可能 な二方向弁を備えた、本発明のさらに別の実施形態の略図である。 図６は、図５に示した実施形態と同様ではあるが吸息部及び呼息部を調節可能 に拡張できる、別の実施形態の略図である。 図７は、一連の弁が吸息部及び呼息部の長さに沿って配設され、患者の大きさ 及び／又は容量に応じて選択可能な体積の死腔を与えることができる、本発明の 別の実施形態の略図である。 図８（ａ）及び（ｂ）は、大気への通気孔及び類似の伸展性を有する容器への 孔の両方に漏出弁が配設された、本発明の別の実施形態の略図である。 図９は、必要な換気の変化を死腔に与えるために使用することができる本発明 の気管ガス注入装置の略図である。 図１０は、患者の肺の並行死腔、肺胞死腔、及び連続的死腔の概念を示すヒト の肺の略図である。 図１１は、通常の呼吸の測定値及び部分的再呼吸の測定値から心拍出量を算出 するためにソフトウェアプログラムで行われる計算について簡単に述べた流れ図 である。 図示例の詳細な説明 比較のため、図１には、疾患の間、外科的処置の間、又は外科的処置からの回 復の間、呼吸に援助が必要な患者に関して一般に使用される、従来の換気システ ムを概略的に示す。従来の換気システム１０は挿管法によって気管に挿入される 管状部分１２を有する。管状部分１２の末端部１４はＹ字部分１６に嵌合され、 Ｙ字部分１６は吸息ホース１８及び呼息ホース２０に連結される。吸息ホース１ ８及び呼息ホース２０はどちらも、空気を吸息ホースに搬送する換気装置（図示 しない）に接続される。一方向弁２２が吸息ホースに設けられ、吐き出されたガ ス（呼気ガス）が弁２２を超えて吸息ホース１８に入ってくるのを防止する。呼 息ホース２０にある同様な一方向弁２４は、吸い込んだガスが呼息ホース２０の 中へ移動するのを制限する。呼気は受動的に呼息ホース２０の中に入る。 図２に示されるように、一般に知られている再呼吸換気回路３０では、管状部 分３２が挿管法によって患者の気管に挿入され、ガスが換気装置（図示しない） から吸息ホース３４を経て供給される。該吸息ホース３４はＹ字部分３６によっ て、呼息ホース３８と連結される。ホース４０の追加的長さ部分が、管状部分３ ２とＹ字部分３６との間に設けられ、呼気ガスを受け取る死腔としての機能を果 たす。Ｙ字部分３６とホース４０の追加的長さ部分へ通じる開口部との間に一般 に配置される三方向弁４２は、ガスの流れを選択的に方向づけるため、間欠的に 作動するよう形成される。つまり、第１の配置において、弁４２は吸い込んだガ スが管状部分３２に入るのを許容すると同時に、該ガスがホース４０の追加的長 さ部分へと移動するのを防止する。第２の配置において、弁４２は吐き出された ガスが呼息ホース３８へ入るのを許容すると同時に、該ガスがホース４０の追加 的長さ部分へと移動するのを防止する。第３の配置において、三方向弁４２は、 吐き出された空気をホース４０の追加的長さ部分に入るように振り向け、患者が 次の息でその吐き出された空気を再呼吸できるようにし、それによって効果的な 換気の変化を起こすことができる。 図２の従来技術のシステムでは、この換気の変化によって引き起こされたＶＣ Ｏ₂及び呼吸終期ＣＯ₂の変化を、心拍出量を算出するために使用することができ る。ホース４０の追加的長さ部分と管状部分３２との間において、検出装置及び ／又は監視装置を再呼吸換気回路３０に取り付けてもよい。検出装置及び／又は 監視装置には、例えばＣＯ₂濃度を検出する手段４４や、吸息及び呼息の間の流 量パラメータ一を検出する手段４６が含まれ得る。このような検出装置及び／又 は監視装置は一般に、データ記録及び表示装置（図示しない）に接続される。従 来技術のシステムを使用する際に遭遇する問題の一つに、ホース４０の追加的長 さ部分によって与えられる死腔が固定されており、調節できないことがある。結 果として、小さい成人が再呼吸するために回路に与えられる死腔の量は、大きい 成人が再呼吸するのに利用できる死腔の量と同じであり、死腔が固定されたシス テムから得られる、大きさの異なる患者に関するＣＯ₂値の変化では、心拍出量 の評価が不十分になる可能性がある。さらに、このシステムの三方向弁４０は高 価であり、換気装置にかかる費用が大幅に増大する。 図３は心拍出量を検出又は監視するために使用される公知の換気装置に改良を 加えた、本発明の換気装置を示す。本発明の換気装置５０は、患者の肺と連通す るように配置された管状のエアウェイ５２（通気器具）を有する。本発明の換気 装置５０は、従来技術においてなされるのと同様、挿管法によって気管と連通す るように配置することができるが、本発明の換気装置５０は患者の気管に直接挿 入する必要がない。また、患者の鼻又は口に装着する呼吸マスクを使用してもよ い。このように、本発明は、換気の補助を必要とする意識のない患者や非協力的 な患者に使用することができ、意識のある患者と同等な効力で使用することがで きる。当該換気装置５０は吸息ホース５４及び呼息ホース５６も有し、これらは 各々大気へと通気されてもよいし、又は吸息ホース５４を通じて患者に送られる ガスを提供する換気装置（図示しない）と接続されてもよい。吸息ガス５４と呼 息ホース５６とはＹ字部分５８によって接合される。 Ｙ字部分５８は、患者から吐き出されたガスを受け取る死腔を提供する、管又 はホース６０の追加的長さ部分とつながる。しかしながら、ホースの追加的長さ ６０は選択的に拡張できるように形成され、患者の大きさ又は肺容量、若しくは 呼吸量の増減や呼吸数の変化のような他の換気のパラメーターに合うように、死 腔の体積を容易に調節することができるようになっている。図３の略図によって 示唆されるように、死腔の選択的拡張は、例えばホース６０の追加的長さ部分に 、単に長軸６４に沿って拡張可能部分６２を引いたり押したりするだけで長くし たり短くしたりすることができる波形を付けた一本のホースから形成された拡張 可能部分６２を備えるように構成することによって達成され得る。波形を付けた ホースは再び調節されるまで、配置された長さを保つ。死腔の体積を調節可能に 拡張する他の適切な手段を利用することができ、ホース６０の長さを伸ばすこと は、手段の一つにすぎない。息を吸い込んだ時に吸息ガスを強制的に死腔７０に 入れるようにするために、三方向弁６８をホース６０の追加的長さ部分に接続す ることができる。三方向弁６８は、通常の呼吸を行っている間に呼気ガスが死腔 ７０に進入するのを選択的に防止するよう構成することもできるし、あるいは、 呼気ガスを再呼吸エピソードの間に死腔７０の方向へ向けて、患者が呼気ガスを 死腔 ７０から再呼吸するせざるを得ないように構成することもできる。 流量計７２、すなわち呼吸流量訃は、管状エアウェイ５２及びホース６０の追 加的長さ部分の間において、換気装置５０に取り付けられる。流量計７２は換気 装置５０の中を通るガス流量を検出する。ＣＯ₂センサ７４、すなわちカプノグ ラフも又、エアウェイ５２とホースの追加的長さ６０との間において、換気装置 ５０に取り付けられる。ＣＯ₂センサ７４は換気の変化によって生じるＣＯ₂の変 化を検出し、そこから得られるデータが心拍出量の算出に使用される。ＣＯ₂セ ンサ７４は「エアウェイ上の」センサ、わきを流れる試料を試験のために回収す るタイプの試料標本抽出センサ、又はどのような他の適切なセンサであってもよ い。流量計７２及びＣＯ₂センサ７４は両方とも、流量計７２及びＣＯ₂センサ７ ４から得られたデータを記憶及び解析し、該データから患者の心拍出量の推定値 を計算するようにプログラムされたコンピュータ７６に接続される。 本明細書において上述したように、心拍出量を概算するために、フィックの微 分方程式では、患者に起こる肺でのガス濃度の変化と、排出量の変化とを必要と する。患者によって予め吐き出された再呼吸のガスでは、患者によって吸い込ま れるＣＯ₂量が増加するので、通常の換気の間の標準的なＣＯ₂レベルと比較して 、有効な換気の変化の間に増加したＣＯ₂レベルを評価することができる。本発 明の換気装置によって、再呼吸の際に必要な死腔を、選択的に調節する能力が提 供され、前もって吐き出された呼気から患者によって再呼吸されるガス（ＣＯ₂ ）量を増加させることができる。本発明の換気装置では、患者の大きさや容量に 従って、及び換気パラメーターに応答して、自動的に換気回路を調節することも できる。つまり、ｅｔＣＯ₂の検出された変化が３ｍｍＨｇよりも小さかったり 、又はＶＣＯ₂の変化がＶＣＯ₂の０．２倍よりも小さい場合、死腔の体積は２０ パーセント増加されるべきである。 図４に示されるように、本発明の装置５０の別の実施形態において、費用のか からない二方向弁７８を備えるようにホース６０の追加的長さ部分を構成し、死 腔７０の入口８２と出口８４との間に流量絞り弁８０を配設することによって、 三方向弁を使用する費用を削除することができる。したがって、二方向弁７８が 閉じられた場合、換気装置へのガス及び換気装置からのガスは流量絞り弁８０を 通って患者へ向けられるだろう。再呼吸エピソードの間、吐き出された空気が流 量絞り弁８０に遭遇して死腔７０を通ってより抵抗の小さい進路を辿るよう、二 方向弁７８は開放される。したがって、心拍出量の変化を算出するのに必要な死 腔を提供するため、拡張可能部分６２において死腔７０を調節することができる 。 図５（ａ）−（ｃ）に示すような、本発明の換気装置５０のまた別の実施形態 では、短絡線８４が吸息ホース５４と呼息ホース５６との間に配設され、回路に 選択的な大きさに形成される死腔７０が提供される。図５（ａ）−（ｃ）に示し た実施形態の構造によって、吸息ホース５４及び呼息ホース５６は死腔の一部と しても機能する。短絡線８４上に配置された二方向短絡弁８６は、短絡弁８６が 開放されているか閉鎖されているか依存して、吸い込まれた及び吐き出されたガ スの流れを選択的に方向づける。したがって、換気装置５０が通常のすなわち基 準の呼吸用に形成される場合、図５（ａ）に示されるように、呼気（斜線で示す ）は呼息ホースヘ入る。通常の呼吸の間、短絡弁８６は閉鎖される。換気装置５ ０が再呼吸のエピソード用に形成される場合、図５（ｂ）に示されるように、短 絡弁８６は開放され、呼気ガスは吸息ホース５４の一部、並びに呼息ホース５６ 及び短絡線８４の全部を充填し、これらはすべて死腔７０の役割を果たす。 図５（ａ）−（ｃ）に示された実施形態の死腔７０は、図６に示されるように 、短絡線８４とＹ字部分５８との間に拡張可能部分９０を配置した吸息ホース５ ４を構成し、かつ短絡線８４とＹ字部分５８との間に拡張可能部分９２を配置し た呼息ホース５６を構成することによって、調節可能に拡張できるようにするこ と ができる。このように、死腔７０は患者の大きさ及び容量に従って、又は操作条 件に応じて、Ｙ字部分５８から延びる吸息ホース５４及び呼息ホース５６の拡張 可能部分を増加させることによって、選択的に調節することができる。調節可能 に拡張することができる適当な手段であれば、いかなる手段を使用してもよい。 とはいえ、図６によって示唆されるように、拡張可能部分９０、９２は、全長を 容易に拡張又は収縮することができる波形を付けたプラスチック材料から形成す ることができ、該プラスチック材料は位置を変化させるまで調節された長さを保 つ。図６の実施形態では、使い勝手が良く使い捨て可能であるが故に特に好適な 実施形態とされる、特に簡単で費用のかからない構造が提供される。 本発明の換気装置５０のさらに別の実施形態において、図７に示されるように 、複数の短絡線８４、９４、９６を吸息ホース５４と呼息ホース５６との間に配 設し、短絡線８４、９４、９６の各々が二方向弁８６、９８、１００を備えるよ うに構成することによって、利用できる死腔７０の量を選択的に調節することが できる。操作の際、患者の大きさ又は容量によって決定される死腔７０の必要量 は、呼気ガスの換気装置５０の中での移動を可能にする任意の適切な数の短絡線 ８４、９４、９６を使用することによって、選択的に設けることができる。例え ば、平均的な大きさ又は平均的な肺容量の患者を仮定すると、潜在的な死腔７０ として第１の短絡線８４と第２の短絡線９４とを使用することが適切であろう。 したがって、この患者が再呼吸エピソードにおいて息を吐き出すと、第１の短絡 線８４及び第２の短絡線９４に付随する短絡弁８６、９８は開かれ、呼気ガス及 び再呼吸可能なガスによって、呼息ホース５６、第２の短絡線９４とＹ字部分５ ８との間における吸息ホース５４、並びに第１の短絡線８４及び第２の短絡線９ ４が充填される。身体が大きいか又は肺容量が大きい患者に関しては、再呼吸の ために十分な死腔７０を設ける際に、第３の短絡線９６を更に使用する必要があ り得る。特に、短絡弁８６、９８、１００の各々は、コンピュータ７６（図７に は図示していない）と電気機械的に連通してもよく、この場合、コンピュータは 、肺流量 計から判断して、例えば、追加の死腔７０が必要であることを決定し、十分な追 加の死腔７０を提供するために短絡弁８６、９８、１００のうちの一つ以上を開 放させることができる。別の実施形態において、図７に示される換気装置５０は 、図６に示されるように選択的に拡張可能な部分９０を加えることによって変形 してもよい。 先に図で例示して説明した本発明のいくつかの代替の実施形態において、死腔 の量すなわち体積は、例えば長さを拡張する手段を与えるなど死腔の体積を調節 する手段を与えることによって、選択的に調節することができた。しかしながら 、フリックの微分方程式に必要とされるように、呼吸のうちの吸息期の間、吐き 出されたガスのうちの一部をシステムから漏出させることによって、換気を変化 させることも同様に適切である。したがって、図８（ａ）に示されるように、本 発明の換気装置５０は、換気装置５０の呼息ホース５６に接続された排気線１０ ６を備えるように構成することができる。排気線１０６は、該排気線１０６に接 続された簡易弁１０８のようなガス放出構造を備えるように構成してもよい。簡 易弁１０８が開くと、呼気ガスは排気線１０６を通って移動することができる。 排気線１０６の端部に配置されたオリフィス１１０によって、呼気ガスの一部を 大気へ放出することができる。 再呼吸の間に、いつ、どれくらいの量の吐き出されたガスを換気装置５０から 漏出させるべきかは、流れの状態、ＣＯ₂の状態、及び／又は患者のサイズや肺 容量に応じて、コンピュータ（図８には図示していない）によって決定すること ができる。弁１０８は、コンピュータと電気機械的に連通されるが、換気又は患 者の諸条件にしたがって選択的に作動させることができる。患者に麻酔がかけら れていたり、そうでなければ大気へ排出するには望ましくないガスを患者が吐き 出したりしている所では、図８（ｂ）に示される拡張可能なバッグのような伸展 性を有する容器１１２を、排気線１０６に取り付けて、換気回路から漏出する呼 気ガスを受け取るようにしてもよい。 図９は、患者の心拍出量を決定する際に必要な死腔を提供する、気管ガス注入 （ＴＧＩ）装置１２０の使用法を示す略図である。ＴＧＩ装置は一般に、肺胞の 換気を改善するために中央の気道に新鮮なガスを注入する必要のある病気の患者 を換気するのに使用される。ＴＧＩ装置は、連続的又は位相性の（例えば吸入の 間だけの）ガス注入を行うように形成することができる。ＴＧＩ装置はガス、又 は酸素／ガスの混合気を、呼吸毎に肺に供給する。図９に示されるように、ＴＧ Ｉ装置は、挿管法によって患者の気管１２４に挿入された気管内チューブ１２２ を備える。カテーテル１２６は気管内チューブ１２２を通って患者の肺へちょう ど竜骨の上まで延びる。ガス又は酸素／ガス混合気は、ガス供給源１２８から供 給され、ガス管１３０を通ってカテーテル１２６内へと向けられる。流量計１３ ２は肺に導入すべきガスの最適量を決定するのを援助することができる。 アダプター継手１３４は、先に述べた種類の換気回路１３６をＴＧＩ装置１２ ０に接続するために使用することができる。つまり、吸息ホース５４及び呼息ホ ース５６がそこから延びるＹ字部分５８を備えた換気回路１３６は、流量計（図 示しない）に取付可能な流量計線７２と、再呼吸イベントの間に得られるデータ を収集するＣＯ₂センサ７４とを備えるように構成される。例示したＴＧＩ装置 １２０において、気管内チューブ１２２は、上述した換気回路１３６に加えて、 再呼吸に必要な死腔７０を提供する。しかしながら、死腔としての機能を果たす には、ＴＧＩ装置（すなわちガス供給源１２８及び流量計１３２）は停止させる か、減力させるか、又は動作不能にしなければならない。それによって呼気は気 管内チューブ１２２を充填し、Ｙ字部分５８に進入することができるようになる 。ＴＧＩ装置１２０が停止されている時、気管内チューブ１２２及び換気回路１ ３６は死腔の役割をする。ＴＧＩ装置の形態によって提供される死腔の体積は、 カテーテル１２６を患者の気管内に配置する深さを変化させることによって、必 要 に応じて更に増減させることができる。 流量計７２及びＣＯ₂センサ７４が接続されたコンピュータは、流量計７２及 びＣＯ₂センサ７４によって収集されたデータを受け取り、そのデータを解析し て心拍出量の推定値を計算するようにプログラムされている。データを解析し、 心拍出量を推定するためにソフトウェアプログラムによって必要とされるパラメ ータについては以下に述べる。 任意の患者に関する心拍出量の計算は、本発明の換気装置に取り付けられたＣ Ｏ₂センサ及び流量計から得られた収集データに基づく。流量モニター及びＣＯ₂ センサから出された生の流量信号及びＣＯ₂信号は、アーチファクトを除外する ためにフィルター処理され、その流量信号、ＣＯ₂信号、及び圧力信号が、ソフ トウェアプログラムのバッファー内に記憶される。流量信号が所定の閾値（例え ば１５リットル／分）を交差すると、バッファーは最新の零交差を見つけるため に検索される。この零交差は、新しい呼吸の開始部分とみなされる。最終の零交 差及び所定の閾値の交差（すなわち新しい零交差）以後にバッファーに記憶され たデータ全体が、一呼吸周期として確認される。呼吸周期毎に、その呼吸期のパ ラメータが以下のように算出される。 １） ｅｔＣＯ₂:呼息期の体積の最後の５％の間の平均ＣＯ₂濃度を呼吸終 期ＣＯ₂（ｅｔＣＯ₂）とする。 ２） ＶＣＯ₂：流量（ミリリットル）に全呼吸にわたるＣＯ₂濃度を掛けた 全体がＶＣＯ₂である。 ３） 吸息ＣＯ₂：これは吸い込まれたＣＯ₂の濃度である。ＣＯ₂の濃度に 息を吸い込む間の空気流の体積（すなわち負の流量）を掛けた全体である。 ４） 気道死腔：ＣＯ₂濃度が例えばｅｔＣＯ₂の０．５倍に選択された閾値 の設定を交差した時の吐き出された体積（ミリリットル）として決定される。 ＶＣＯ₂及びｅｔＣＯ₂の初期値は、三点中央値フィルターを用いてフィルター 処理される。ｅｔＣＯ₂及びＶＣＯ₂のシグナルは０．５Ｈｚにおいて補間され、 繰り返し標本を採取して作成した直線である。 肺胞の死腔を計上するためにＶＣＯ₂値は補正される。つまり、ＶＣＯ₂の補正 によって、肺の機能的残気量(ＦＲＣ)、言い換えれば、呼吸の最後に肺に残るガ ス体積、のような肺に備えられている部分へのＣＯ₂の流れが補正される。肺胞 の死腔は図１０により明瞭に示される。図１０は、患者の肺１５０の略図を示す 。肺１５０は一般に、気管１５２、気管支１５４、及び肺胞１５６を備える。気 管１５２及び気管支１５４は一般に、解剖学的死腔又は連続的死腔として知られ る死腔を備え、該死腔は矢印ＡとＢとの間に示される部位に存在する。肺１５０ の中には、血液で潅流される肺胞１５６と(すなわち血液に酸素を送り込むため に血流と接触している)、潅流されない肺胞とが存在する。潅流される肺胞及び 潅流されない肺胞１５６はどちらも、換気はなされ得る。 潅流される肺胞１６０及び潅流されない肺胞１６２が図１０に示される。潅流 される肺胞１６０は、肺胞１６０を囲む微細な毛細血管１６４を通って流れる血 液、肺胞１６０に向かって流れる静脈血１６６、及び肺胞１６０から矢印１７０ の方向に流れ去る動脈血１６８と接触する。肺胞１６０、１８０において、機能 的残気量（ＦＲＣ）１７２として知られているガスの体積が、呼息後肺胞に残る 。呼息するとガスが排出される（すなわち換気される）肺胞１６０の一部１７２ は、肺胞ＣＯ₂（ＰＡ_CO2）を代表している。潅流されない肺胞１６２では、ＦＲ Ｃ１７６は呼吸の間に排出されないガスを含み、肺胞１６２の換気部分１７８は 、換気はされるが潅流されないガス又はＣＯ₂を含む空間を形成する。潅流され ない肺胞１６２に存在する換気部分１７８は並行死腔（ＰＤＳ）を有する。並行 死腔（ＰＤＳ）は潅流される肺胞と並行に換気されるためそのように呼ばれる。 本発明において、ソフトウェアプログラムは、患者の肺の機能的残気量及び存 在する死腔を補正するか又は計上する。この補正は、ＦＲＣ×呼吸終期の濃度の 変化に等しいか、又は、 で表される。ここで「Ｐｂａｒ」は気圧である。ＦＲＣは次の方程式を用いて死 腔の体積によって推定されるように、体重の関数として概算される。 ここで、ＦＲＣ係数は、実験的に決定された値又は当該技術分野において公知 のデータに基づいた値であり、オフセット値は呼吸マスクの分を補正するために 加えられたか、又は死腔に回路を加えることによってＦＲＣと死腔との関係を容 認できないほどにゆがめた他の装置の分を補正するために加えられた一定の定数 である。気道死腔は、ＣＯ₂が選択された閾値を超える（例えば０．５ｅｔＣＯ₂ ）時の体積である。すべての方程式において、乾燥したガスが想定されている。 並行死腔（図１０を参照）に対しても補正がなされる。並行死腔のＣＯ₂濃度 は、混合吸息ＣＯ₂＋気道死腔×前回の呼吸終期のＣＯ₂濃度の低域通過フィルタ ー処理形式として算出される。平均ＣＯ_2PDSは、etＣＯ₂×エアウェイ死腔＋吸 息ＣＯ₂／一回換気量（呼吸量）である。ゆえに、並行死腔すなわち潅流されな い空間における、呼吸毎の濃度の推定値は、となる。ここで、Ｖ_tは一回換気量(呼吸量)、ＰＤＳは並行死腔(すなわち、換気 はされるが血流によって潅流されない肺の空間)、etＣＯ₂は吐き出された息の最 後における、すなわち「呼吸終期の」ＣＯ₂濃度、「死腔」は空気が肺胞へ到達 するために通過しなければならない気管及び気管支の体積であって、ガス交換が 起こらない体積(「連続的死腔」としても定義される。図１０を参照されたい)、及 び、（ｎ−１）は前回の呼吸を示す。 肺胞のＣＯ₂分圧（「ＰＡ_CO2」）は、呼吸終期ＣＯ₂及び並行死腔のＣＯ₂から算 出される。したがつて、もし ならば、 である。 ここで、ｒは、潅流された肺胞換気量を全肺胞換気量で割った割合、すなわち（ Ｖ_A−Ｖ_PDS）／Ｖ_Aより計算される潅流比である。この潅流比ｒは約０．９２と 推定される。潅流比は、動脈血を直接解析することによっても推定することがで きる。 次に、ＰＡ_CO2シグナルは以下の方程式を用いてＣＯ₂含量に変換される。 ここで、Ｃ_CO2はＣＯ₂濃度、Ｈｂはヘモグロビン濃度である。いくつかの例で は、ヘモグロビン数は容易に得られ、上の方程式に使用される。ヘモグロビン（ Ｈｂ）濃度が利用できない場合、１１．０という値がソフトウェアプログラムに 使用される。 本明細書において「開始前ＣＯ₂及び開始前ＶＣＯ₂(beforeＣＯ₂and beforeＶ ＣＯ₂)」とも呼ばれる、ｅｔＣＯ₂及びＶＣＯ₂の基準値は、通常の呼吸の間存在 する値であり、再呼吸の開始前２７秒から０秒の間の全試料の平均として算出さ れる。一旦再呼吸エピソードが始まると、本明細書において同様に「最中ＶＣＯ₂ (during ＶＣＯ₂)」とも呼ばれる、再呼吸の最中のＶＣＯ₂値が、再呼吸の２５ 秒から３０秒の間の平均ＶＣＯ₂として算出される。再呼吸エピソード中のＣ_CO2 の計算値は、安定な肺胞ＣＯ₂濃度（Ｃ_CO2）を予測する回帰線を使用することに よって決定される。信号が安定する（すなわち不変となる）Ｃ_CO2を予測するた めに、Ｃ_CO2を呼吸毎の濃度変化に対してプロットする。この線は回帰推定され 、Ｃ_CO2と零ΔＣ_CO2との交差が予測された安定点となる。 次に心拍出量は以下のように計算される。 ソフトウェアプログラムの演算論理を図１１の流れ図に簡単に示す。コンピュ ータは、呼息の終わりを検出するようプログラムされる(２００)。この呼息の終 結点においてコンピュータはＣＯ₂センサ及び流量計からデータを収集し、ＣＯ₂ 、ＶＣＯ₂、吸息ＣＯ₂、及び気道死腔値を計算する(２０２)。次にプログラムは 先に示した方程式にしたがって、２０４において、ＦＲＣを計算する。また、プ ログラムは先に述べた方程式にしたがって、２０６において、ＶＣＯ₂値を補正 する。２１０において、３０秒間隔（３０秒は単に平均時間であって、患者の大 きさに合わせて高く又は低く調節してもよい）で、ＣＯ₂値及びＶＣＯ₂値は計算 し直され、呼息が終わり得る可変な時間ではなく、一定時間に基づくそれらの平 均値が与えられる。 次に、プログラムは上述の方程式を用いて、並行死腔における推定ｐＣＯ₂を 計算し(２１２)、肺胞の推定ｐＣＯ₂を計算する(２１４)。この時点で、再呼吸 エピソードが開始され(２１６)、死腔が導入される。再び、コンピュータは当該 装置のＣＯ₂センサ及び流量モニターからデータを収集し、死腔の導入によって 引き起こされたＶＣＯ₂の変化及び肺胞ＣＯ₂の変化を計算する(２１８)。算出さ れたＶＣＯ₂の変化が基準ＶＣＯ₂の２０パーセント（２０％）よりも小さい場合 や肺胞ＣＯ₂の分圧の変化が３ｍｍＨｇよりも小さい場合(２２０)、オペレータ ーは、当該装置の調節可能な死腔の拡張可能な体積を増大させることにより部分 的再呼吸による死腔を増加させるよう通知される(２２２)。基準値は取り消され (２２４)、矢印２２６で示したように、計算し直される。しかしながら、再呼吸 の間のＶＣＯ₂の変化が基準値の８０％よりも大きい場合には、オペレーターは 、調節可能な死腔の体積を減小させることにより当該装置の調節可能な死腔を減 小するよう通知される(２３０)。基準値は取り消され(２３２)、矢印２３４で示 したように計算し直される。特に、コンピュータは、オペレーターに、調整可能 な死腔に必要な変化を行うよう通知することができ、又、別の実施形態では、コ ンピューターは調節可能な死腔に接続された機械的手段に信号を送って調節可能 な死腔の体積を自動的に増減することができる。 調節可能な死腔を適切に調節し、基準ＣＯ₂、ＶＣＯ₂、吸息ＣＯ₂、及び気道 死腔の値を計算し直すと、肺胞の分圧（ｅｔＣＯ₂）がソフトウェアプログラム によってＣＯ₂含量に変換され、再呼吸エピソードにおける死腔の導入によって 引き起こされたＣＯ₂含量の変化が計算される(２３６)。これらの値から、先に 述べた方程式にしたがって、心拍出量が算出される(２３８)。 データ収集の時間に関する参照箇所は、再呼吸が３０秒であることを想定して いる。しかしながら、再呼吸期間の実際の長さは患者の大きさ、肺容量、及び前 回の呼吸周期から決定される心拍出量に依存する。プログラムは、再呼吸装置内 の弁の短絡弁の操作も制御する。このような弁は患者の大きさ、容量、及び／又 は心拍出量によって決定されるタイマー弁に基づいて開放される。 本発明の換気装置は、患者の心拍出量を決定するための新しくより正確な手段 を提供する。しかしながら、本発明に関する構造及び電子的な能力は特定の用途 の要求に見合うように修正することができる。したがって、例示した実施形態の 特定の詳細に関する本明細書における参照は、例として用いており、本発明を制 限することは意図していない。以下の請求の範囲によって定義される本発明の精 神及び範囲から逸脱することなく、本発明の例示した実施形態に対して、多くの 追加、削除、及び修正を行えることが当業者には明らかである。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ウエステンスコー、ドウェイン アメリカ合衆国 84121 ユタ州 ソルト レイクシティー イースト ワインサップ ロード 3439 (72)発明者 ヤッファ、マイケル ビー. アメリカ合衆国 06410 コネチカット州 チェシャー マウンテン ロード 410

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．患者の気道と接触するエアウェイ管路と、 前記エアウェイ管路と連結される吸息管路と、 前記エアウェイ管路と連結される呼息管路と、 前記呼息管路と流体の移動が可能であるように配置される体積の調節が可能な 死腔と、 前記患者から得られるガス濃度の変化及びガス流量の変化を検出するために前 記エアウェイ管路に近接して配置される検出装置と を備えた心拍出量を非侵襲的に決定するための装置。 ２．前記体積調節可能な死腔が前記呼息管路と前記吸息管路との間に延びる少な くとも一つの短絡線を有し、前記短絡線が、前記短絡線を介して呼気ガスを前記 吸息管路と前記呼息管路との間で移動させるために選択的に作動される短絡弁を 備える請求項１に記載の装置。 ３．ガスを患者に供給するための前記エアウェイ管路と連通する換気源を更に備 える請求項２に記載の装置。 ４．前記呼息管路と前記吸息管路との間に延びる複数の短絡線を更に備え、前記 短絡線の各々が、呼気ガスを前記吸息管路と前記呼息管路との間で移動させるた めに選択的に作動される短絡弁を有する請求項２に記載の装置。 ５．前記呼息管路が体積拡張可能な部分を有し、前記吸息管路が体積拡張可能な 部分を有し、前記拡張可能な部分の各々が前記体積調節可能な死腔を選択的に拡 張する請求項２に記載の装置。 ６．患者にガスを供給するための、前記エアウェイ管路と連通する換気源を更に 備える請求項５に記載の装置。 ７．前記呼息管路と前記吸息管路との間に延びる複数の短絡線を更に備え、前記 短絡線の各々が、呼気ガスを前記吸息管路と前記呼息管路との間で移動させるた めに選択的に作動される短絡弁を有する請求項５に記載の装置。 ８．前記体積調節可能な死腔が前記エアウェイ管路と前記呼息管路との間に配置 された管路の長さ部分である請求項１に記載の装置。 ９．前記管路の長さ部分が、体積拡張可能な部分を備える請求項８に記載の装置 。 １０．ガスを選択的に前記管路の長さ部分の中を通るように振り向ける三方向弁 を更に備える請求項９に記載の装置。 １１．患者にガスを供給するための、前記エアウェイ管路と連通する換気源を更 に備える請求項８に記載の装置。 １２．前記管路の長さ部分が更に入口、出口、及びガス流が前記体積調節可能な 死腔に入るのを選択的に防止する、入口と出口との間に配置された絞り弁を更に 備え、前記体積調節可能な死腔と前記呼息管路とに近接して配置される、前記体 積調節可能な死腔の中にガスを選択的に振り向ける二方向弁を更に備える請求項 ９に記載の装置。 １３．患者にガスを供給するための、前記エアウェイ管路と連通する換気源を更 に備える請求項１２に記載の装置。 １４．前記調節可能な死腔は、前記エアウェイ管路と前記呼息管路との間に配置 された選択的に長さ拡張可能な部分及び前記エアウェイ管路と前記吸息管路との 間に配置された選択的に長さ拡張可能な部分である請求項１に記載の装置。 １５．前記調節可能な死腔は前記エアウェイ管路と換気ガス供給源との間に配置 された管路の拡張可能な部分である請求項１に記載の装置。 １６．前記体積調節可能な死腔は前記呼息管路に接続された排気線を有し、前記 排気線はガスを前記排気線から排出して前記死腔の体積を減小させるためのガス 放出構造を有する請求項１に記載の装置。 １７．排気線に排出された呼気ガスを受け取る、前記排気線に取り付けられた伸 展性を有する容器を更に備える請求項１６に記載の装置。 １８．前記体積調節可能な死腔が気管ガス吸入装置によって与えられる請求項１ に記載の装置。 １９． 患者の気道と接触するエアウェイ管路と、 前記エアウェイ管路と接続される吸息管路と、 前記エアウェイ管路と接続される呼息管路と を備えた患者の心拍出量を非侵襲的に決定するための装置であって、 前記呼息管路が、 前記患者からの呼気ガスの一定量を選択的に排出する排気線と、 呼気ガスの一定量を前記排気線を通じて放出させるための、前記排気線に接続さ れた選択的に調節可能な弁と を備えるように構成される装置。 ２０．ガスを放出する排気口と、前記呼気ガスを受け取るため排気口に接続され た伸展性を有する容器とを更に備える請求項１９に記載の装置。 ２１．患者にガスを供給するための、前記エアウェイ管路と連通する換気源を更 に備える請求項１９に記載の装置。 ２２． 患者の気道と接触するエアウェイ管路と、 前記エアウェイ管路と連通するガス供給源と、 ガス吸入の目的でガスを患者の肺へと直接搬送するために、前記ガス供給源か ら前記患者の肺まで延び、且つ前記エアウェイ管路と縦一列に並んで配置される ガス吸入管路と、 ガスを前記エアウェイ管路に供給するために前記エアウェイ管路に接続される 換気源と、 前記換気源と前記エアウェイ管路との間に連結される吸息管路と、 前記換気源と前記エアウェイ管路との間に連結される呼息管路と を備えた患者の心拍出量を非侵襲的に決定するための装置であって、 前記ガス吸入管路とエアウェイ管路とが、間欠的死腔を備えるような大きさに 作られ且つ配置され、該間欠的死腔から患者は呼気ガスを再呼吸することができ る装置。 ２３． 患者の肺のガス排出量を測定する換気装置を与える工程であって、 前記装置は、患者の気道と接触するエアウェイ管路、前記エアウェイ管路と 接続される吸息チューブ、前記エアウェイ管路と接続される呼息チューブ、及び 前記エアウェイ管路と接続される死腔を有する工程と、 患者の気道を通って空気が出入りできるよう患者の気道に前記エアウェイ管 路を接続する工程と、 患者の通常の呼吸を開始する工程と、 基準となるガス濃度及びガス体積排出量を確立するために選択された換気期 間にガス体積及び呼吸終期のガス濃度を測定する工程と、 呼吸終期のガス濃度を算出し、一吸息期間及び一呼息期間にわたるガス濃度 を算出する工程と、 呼息中のガス濃度を算出し、解剖学的死腔を算出する工程と、 肺胞の死腔を計上するために一吸息期間及び一呼息期間にわたるガス濃度の 値を決定し直す工程と、 並行死腔を調節するためにガス濃度を決定し直す工程と、 患者の再呼吸のために、呼気ガスを患者から前記死腔へ振り向けて換気を変 化させる工程と、 再呼吸エピソードの間のガス体積の変化及びガス濃度の変化を測定する工程 と、 前記通常の呼吸を繰り返して、前記ガス体積および呼吸終期のガス濃度を測 定し、呼吸終期のガス濃度、吸息及び呼息中のガス濃度、並びに吸息中のガス濃 度の前記値を計算し直す工程と、 並行死腔を計上するため前記ガス濃度を決定し直す工程と、 前記基準のガス濃度とガス排出量との間の差を、再呼吸後のガス濃度及びガ ス排出量の検出された変化に関して計算する工程と を含む心拍出量を非侵襲的に測定する方法。 ２４．前記換気装置の前記死腔が体積調節可能である請求項２３記載の方法にお いて、 前記標準の呼吸を繰り返す前にガス体積当たりの選択されたガス濃度の値か ら検知される変動に応答して前記換気装置の前記体積調節可能な死腔を調節する 工程 を更に含む方法。 ２５．前記測定されるガスが前記患者の前記肺から排出されるＣＯ₂である請求 項２４記載の方法。 ２６．前記体積調節可能な死腔を調節する工程が、 呼気ガス体積の前記基準値の２０％よりも小さい呼気ガス体積の検知値に応 答して、前記死腔の体積を拡張させる工程 を含む請求項２５記載の方法。 ２７．前記体積調節可能な死腔を調節する工程が、 分圧が３ｍｍＨｇよりも小さい前記肺胞ガス濃度の値の検知された変化に応 答して、前記死腔の体積を拡張させる工程 を含む請求項２５記載の方法。 ２８．前記体積調節可能な死腔を調節する工程が、 前記基準の呼気ガス体積の８０％よりも大きい検知値に応答して前死腔の体 積を減小させる工程 を含む請求項２５記載の方法。 ２９．前記体積調節可能な死腔を調節する工程が、 前記再呼吸された呼気ガスの一部を前記死腔から排出する工程 を含む請求項２５記載の方法。