JP2001509410A - 心臓拍出量の測定のための改善された方法及び装置 - Google Patents

心臓拍出量の測定のための改善された方法及び装置

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JP2001509410A
JP2001509410A JP2000501691A JP2000501691A JP2001509410A JP 2001509410 A JP2001509410 A JP 2001509410A JP 2000501691 A JP2000501691 A JP 2000501691A JP 2000501691 A JP2000501691 A JP 2000501691A JP 2001509410 A JP2001509410 A JP 2001509410A
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blood pressure
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デイヴィッド， マーストン バンド，
ニコラス， ウィリアム， フォックス リントン，
ロバート， アンソニー， フォックス リントン，
テランス， ケヴィン オブライアン，
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モニタリング テクノロジー リミテッド
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
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    • A61B5/026—Measuring blood flow
    • A61B5/029—Measuring or recording blood output from the heart, e.g. minute volume

Abstract

(57)【要約】 患者の心臓拍出量を測定する方法では、基本振動のモジュラスを得るために、所定時間血圧モニタリング機器からの血圧から、患者の動脈血圧波形はフーリエ解析を含む種々の変換及び補正が行われる。次に、名目上の一回心拍出量は、動脈血圧に関する基本振動及びデータ並びに心拍数から決定される。次いで、名目上の心臓拍出量は、名目上の一回心拍出量から得られる。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、心臓拍出量の測定のための改善された方法及び装置に関し、特に、
応答が迅速でノイズが良好に減少される、改善された方法及び装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
心臓拍出量は、重要なヘモダイナミック（haemodynamic）な変数であり、心臓
によって１分間に供給される血液の体積として定義される。
【０００３】 血圧は、１７５０年に最初に測定された。少なくとも１９０４年から（Erlanq
er and Hooker，Bull John Hopkins Hosp．15：179）、動脈拍動圧力が心臓の一
回心拍出量に粗い指標として見なされ、心拍数との組み合わせにより心臓拍出量
が提供されことが示唆されている。このアプローチが、簡単で他の方法に勝って
いた。
【０００４】 Ｋｏｕｃｈｏｕｋｏｓ他は、（脈拍輪郭法（pulse contour method）によるイ
ヌの一回心拍出量の定量、Circ．Res．，vol．26，5：611−23，1970において）
、一回心拍出量を決定するために心収縮期の領域を使用する方法を使用した。心
収縮期の領域は、心収縮期の間において、血圧と拡張終期圧との間の領域である
。ｌ９７０年から、脈拍輪郭法の心収縮期領域技術に対する多くの修正が成され
た。例えば、動脈の適応性を変更すること及び末梢循環からの圧力波の反射を変
更する因子のみならず、年齢、身長及び重量のような補正係数も同様に加えられ
た。
【０００５】 補正因子が導入された後でさえ、結果はまだ信頼できるものではなかった。現
在、脈拍輪郭分析は、心臓拍出量の重要性にもかかわらず、臨床医によってルー
チンとして使用されていない。これらの方法の主要な欠点のうちの１つは、血圧
波形の形態上の特徴を測定することの信頼性である。特に、大動脈弁の閉鎖を示
す重拍ノッチの位置は、心収縮期の領域を測定するために見つけなければならな
い。外科及び集中治療の間、重拍ノッチは検出されないかもしれず、あるいは圧
力波形に重ね合わされた他のマイナーな波に間違えられるかもしれない。
【０００６】 米国特許５４００７９３号は、被検者の大動脈の血圧から一回心拍出量を決定
する他の方法を記述する。この方法は、伝送線として大動脈のシミュレーション
モデルを使用しており、Ｗｉｎｄｋｅｓｓｅｌコンプライアンスで補足される、
当業界で知られている大動脈のための圧力体積関係を含む。
【０００７】 本質的に、大動脈で記録される圧力は、伝送線モデルの特性インピーダンスを
決定するために使用される。次いでシミュレーションが実行され、モデルで計算
される流量が大動脈の圧力と一致するまで、Ｗｉｎｄｋｅｓｓｅｌのパラメータ
が採用される。次に、流量は、心収縮期の時間にわたって積分される。理想的に
は、この方法は、大動脈に配置される高忠実度な変換器を必要とする。末梢動脈
での圧力測定を補正する方法が言及されるが、この方法は現在臨床用の最も多い
圧力変換器によって与えられる乏しい周波数応答では、使用することができない
。すなわち、ノイズの存在下で、「反共振フィルター」はこのような圧力変換器
の乏しい品質によって消失する情報を回復することができない。
【０００８】 心臓拍出量を測定する上述の方法のいずれも、現在臨床用途に使用されている
変換器の周波数応答を明確に説明しない。Ｌａｍｂｅｒｔ他（診断及び治療の心
臓カテーテル法における圧力測定（著者：Ｐｅｐｉｎｅ他、Ｗｉｌｌｉａｍｓ及
びＷｉｌｋｉｎｓ、ボルチモア、２８３−９７））は、付加された拡張管で、若
干の測定システムの反応が２Ｈｚ未満の周波数だけ正確である（５’’の範囲内
で）ことを見出した。 最後に、Ｈａｍｉｌｔｏｎ（心臓拍出量の生理学（循環
８）：５２７、１９５３）は、その心臓拍出量が患者の血圧波高及び引き続く他
の装置による較正によって導かれることを示唆した。
【０００９】 全ての既存の脈拍輪郭法が、精度を改善するために較正を必要とすることは、
現在当業界で受け入れられている。本発明はまた、較正装置、例えば熱希釈法又
は標識希釈法と共に使用されるものである。例えば、標識希釈法はＷ０９３／０
９４２７において記述されている。Ｗ０９３／０９４２７において記述される方
法は、非常に繰り返しが可能であり、心臓拍出量を与えるために唯一の点のみに
おける較正が要求される。しかし、本発明方法は、患者の心臓拍出量の変化の傾
向及び方向を示すために、較正なしで使用されてもよいことを理解されるであろ
う。
【００１０】 本発明者らの同時係属中の出願Ｗ０９７／２４９８２において、本発明者らは
、脈拍輪郭分析を使用する心臓拍出量を測定する改善された方法を記述した。非
線形変換は、圧力で動脈系の特性が変化するのを修正するために使用され、次い
で、自己相関が心臓拍出量を導くために使用される。この技術は、上述で議論さ
れる先行技術の方法に対する改良であるが、更に改善された方法が必要とされる
。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】
Ｗ０９７／２４９８２において記述される方法は、経験的な発見であって、心
臓外科を経ている患者に良好な結果を与えた。本発明は、標準状態下で数値的に
類似する結果を与える。しかし、圧力測定システムの周波数応答は、明確に説明
される。それはまた、より簡単に判断される方法に変更できる、強力な理論的構
成に基づく。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
従って、第１の局面において、本発明は、患者の心臓拍出量を測定する方法を
提供するものであり、次の工程を含む： （ｉ）所定時間における血圧モニタリング機器からの患者の動脈血圧波形を記録
して保存する工程と； （ii）工程（ｉ）で得られたデータを、基本振動のモジュラスを得るためにフー
リエ解析する工程と； （iii）工程（ii）で得られた基本振動のモジュラス並びに動脈血圧及び心拍数 に関するデータから、名目上の一回心拍出量を決定する工程と；及び （iv）工程（iii）で得られたデータから、名目上の心臓拍出量及び／又は体血 管抵抗を得る工程とを含む。
【００１３】 上述の工程（ii）は、少なくとも１つの拍動を含む工程（ｉ）で得られる波形
の期間を識別することによって、好適に達成される。動脈は、一般に非線形的性
質を有する。
【００１４】 上述の方法は、単一の拍動の間、血圧の範囲内で、コンプライアンスが非常に
重大には変化しないと仮定する。対応する平均動脈圧でのコンプライアンスは、
好適に使用される。あるいは、動脈のコンプライアンスに関して血圧を線形にす
る初期のステップの間、血圧は変換されてもよい。
【００１５】 第２の局面において、本発明は、患者の心臓拍出量を測定する方法を提供する
ものであり、次の工程を含む： （ａ）所定時間における血圧モニタリング機器からの患者の動脈血圧波形を記録
して保存する工程と； （ｂ）工程（ａ）で得られた波形を、動脈系の特性の変動を圧力で修正する非線
形変換を行う工程と； （ｃ）工程（ｂ）で得られたデータを、基本振動のモジュラスを得るためにフー
リエ解析する工程と； （ｄ）工程（ｃ）で得られた基本振動のモジュラス並びに心拍数及び任意な動脈
血圧に関するデータから、名目上の一回心拍出量を決定する工程と；及び （ｅ）工程（ｄ）で得られたデータから、名目上の心臓拍出量及び／又は体血管
抵抗を得る工程とを含む。
【００１６】 工程（ｂ）において、非線形変換は動脈のコンプライアンスに関して好適に圧
力を線形にする。
【００１７】 工程（ｃ）は、少なくとも１つの拍動を含む工程（ｂ）で得られる波形の各拍
動を識別することによって好適に達成される。
【００１８】 本発明の２つの局面において、心拍数は、例えば、Ｗ０９７／２４９８２に記
述されるような自己相関方法、フーリエ解析、圧力波形のフィルタリング技術及
び／又は端部検出又は他の好適な技術を使用して決定してもよい。同じデータは
、名目上の一回心拍出量及び心拍数を決定するために好適に使用される。
【００１９】 本発明の２つの局面において、名目上の心臓拍出量は、名目上の一回心拍出量
に心拍数を掛けることによって好適に得られる。もしこれが拍動毎に行われる場
合、一回心拍出量及び心拍数データは、拍動の数だけ得られる。このデータが、
名目上の心臓拍出量及び体血管抵抗を導く多数の方法に使用されてもよいと認め
られる。
【００２０】 本発明方法のいずれかを実施する場合、患者の動脈血圧は、従来の手段によっ
て、例えば大動脈、上腕動脈または橈骨動脈から連続的にモニターされる。従っ
て、患者の動脈血圧は、トランスデューサシステムまたは非観血的な方法で、動
脈のカテーテル性を使用してモニターされてもよい。圧力測定装置からの出力は
、少なくとも１つの拍動についての血圧を提供する。出力は、好適には正確に波
形の基本振動を再現するのに十分大きなサンプルレートを有するアナログ信号又
はデジタル信号であることが望ましく、好適には４秒までの時間である。血液圧
力データは一般に、拍動毎を基礎として分析される。
【００２１】 フーリエ解析は、複合波の調和的な成分を決定するために使用されてもよく、
多くの数学又は物理学の教科書で詳述されている。フーリエ解析は、周期関数を
三角関数のフーリエ級数によって表されるのを可能にする： ｆ（ｔ）＝ａ0／２＋ａ1ｃｏｓ（２πｔ／Ｔ）＋ａ2ｃｏｓ（４πｔ／Ｔ）＋． ．．＋ｂ1ｓｉｎ（２πｔ／Ｔ）＋ｂ2ｓｉｎ（４πｔ／Ｔ）＋．．． ここで、ａ0、ａ1、ｂ1及びｂ2は定数、ｔは時間、Ｔは周期である。
【００２２】 本発明におけるフーリエ解析の使用では、信号が周期的であり、動脈系が線形
であると仮定する。実際には、心臓は不規則に拍動し非直線性があり、例えば動
脈圧が増大するにつれて動脈はより固くなる。しかし、導入される誤差は、他の
研究者により試験され、小さいことが見い出された（Ｅ．Ｏ．Ａｔｔｉｎｇｅｒ
，Ａ．Ａｎｎｅ及びＤ．Ａ．ＭａｃＤｏｎａｌｄ「生体系の分析のためのフーリ
エ級数の使用」、Biophysical Journal，第６巻，１９６６）。
【００２３】 動脈圧での増加で動脈のコンプライアンスが減少することによって導入される
誤差は、減少させることが可能である。従って、本発明の第２の局面において、
工程（ａ）において得られた血圧波形の非線形変換が実施され、圧力による動脈
系の特性の変動が補正される。次いで、補正された波形はフーリエ解析される。
【００２４】 上述のように、第１の方法の工程（ｉ）で得られる圧力波形は、好適には、動
脈系の圧力−体積関係を表す「照合」表により変換される。照合表の基本的な近
似は、当業界において既知である。一連の圧力−体積曲線は、Ｒｅｍｉｎｇｔｏ
ｎ他「人間の大動脈の体積弾性特性及び圧脈拍からの一回心拍出量の予測」（Am
．J．Physiol 153：298−308，1948年）に記述されている。
【００２５】 名目上の心臓拍出量は、名目上の一回心拍出量及び心拍数を使用して得られて
もよい。例えば、名目上の心臓拍出量は、名目上の一回心拍出量に心拍数を掛け
ることによって見出される。１以上の拍動が名目上の心臓拍出量を計算するため
に使用される場合、心臓拍出量は、各拍動の時間の合計によって割り算された一
回心拍出量の和として計算してもよい。
【００２６】 名目上の一回心拍出量及び名目上の心臓拍出量は、較正されておらず、所望に
より較正されたデータに変換されてもよいことを理解されたい。これは、他の方
法に見い出されるように、名目上の一回心拍出量に補正係数を掛けることにより
実行され、真の一回心拍出量を与える。
【００２７】 次に、心臓拍出量は、真の一回心拍出量及び心拍数から計算してもよい。名目
上の体血管抵抗（ＳＶＲ）は、平均動脈圧を名目上の心臓拍出量で割り算して計
算してもよい。真値はまた、真の心臓拍出量から得られてもよい。
【００２８】 本発明は、急速に変化する事象のリアルタイムに近い分析を与える。例えば、
本発明方法は、流体の管理に続く心臓拍出量における変化をモニターするために
使用され、あるいは、血管に作用する薬の管理がいつ必要とされるかを決定する
ために使用される。
【００２９】 本発明の第２の方法における工程（ａ）、（ｄ）及び（ｅ）の実施は、ここで
議論するように、第１の方法の工程（ｉ）、（iii）及び（iv）にほぼ対応する 。 本発明の方法は、１つの心拍動より大きい血液圧力データの時間に適用されても
よい。あるいは、もし拍動が別々に識別できる場合、すなわち、拍動毎の分析で
は、単一の拍動に適用されてもよい。単一の心拍動を識別する方法は、当業界に
おいて既知である。
【００３０】 本発明を実行するための装置は、適切にプログラムされたコンピュータ例えば
、血圧測定装置又はモニターからデータを得ることができるＩＢＭ互換機コンピ
ュータまたはマッキントッシュコンピュータを含んでもよい。また、他の作業を
実行するためにソフトウェア及びハードウェアと一体化されていてもよい。例え
ば装置は、較正または他のモニタリング作業のために使用される方法と同様に、
本発明を実行することができる。コンピュータ上で動くコンピュータプログラム
は次に、視覚による表示装置に結果を表示するか、この情報が他の装置に出力す
ることができる。
【００３１】 従って、他の局面において、本発明は、患者の心臓拍出量を測定する装置を提
供するものであり、次の手段を含む： （１）所定時間における血圧モニタリング機器からの患者の動脈血圧波形を記録
して保存する手段と； （２）基本振動のモジュラスを得る、動脈血圧波形のフーリエ解析を行う手段と
； （３）基本振動のモジュラス並びに動脈血圧及び心拍数に関するデータから、名
目上の一回心拍出量を導く手段と；及び （４）名目上の心臓拍出量及び／又は体血管抵抗を計算する手段とを備える。
【００３２】 さらに他の局面において、本発明は、患者の心臓拍出量を測定する装置を提供
するものであり、次の手段を含む： （Ａ）所定時間における血圧モニタリング機器からの患者の動脈血圧波形を記録
して保存する手段と； （Ｂ）圧力で動脈系の特性の変動のために、補正する動脈血圧波形を変換するた
めの手段と； （Ｃ）波形の基本振動のモジュラスを得る、変換されたデータのフーリエ解析を
行う手段と； （Ｄ）基本振動のモジュラス並びに心拍数及び任意な動脈血圧に関するデータか
ら、名目上の一回心拍出量を決定する手段と；及び （Ｅ）名目上の心臓拍出量及び／又は体血管抵抗を計算する手段とを備える。
【００３３】
【発明の実施の形態】
添付の図面を参照して、本発明をさらに詳細に説明する。
【００３４】 本発明は、大動脈内での流量の基本振動に対する測定された血圧の基本振動に
関するモデルに基づく。大動脈での流量の基本振動と大動脈での平均流量との間
の関係が仮定される。次に、各拍動の一回心拍出量は、平均流量に各拍動の持続
時間を掛けることによって計算できる。心臓拍出量は、所定時間にわたる一回心
拍出量を合計し時間で割り算することにより、所定時間にわたって計算できる。
この目的のためには、１５秒の時間が代表的である。
【００３５】 図１は、左心室から放出される血液の測定装置における血圧の読みに関する物
理的なプロセスを記述する。これらは、４つのステージで記述される。ステージ
１：心室が大動脈に流れを生成し、心収縮期の間にピークを生じ、弛緩期の間（
応答能のある大動脈弁を仮定して）はほぼゼロである。ステージ２：心室からの
流れは上行大動脈で圧力を生成し、圧力−流量の関係は上行大動脈入力インピー
ダンスである。ステージ３：大動脈での圧力は末梢の動脈に伝達される。ステー
ジ４：末梢の動脈圧力（例えば橈骨動脈）は測定されるが、測定プロセスは歪を
導入する。本発明は、心臓によって放出される一回心拍出量に血圧の基本振動を
関連づけるために、各ステージに近似を使用する。これらの近似を以下に記述す
る。
【００３６】 ステージ１：図２は、１つの拍動について大動脈流の代表的な例を示す。心収
縮期の間、流量は左心室が収縮を始めた後に増大する。流量は、ピークに達し、
その後降下する。次いで、流れは非常に短い時間逆方向となり、大動脈弁を閉じ
る。これにより、弛緩する心室に血液が戻るのを防止する。流れ波形の基本的な
モホロジーは、これらの物理的なプロセスによって制限される。したがって、大
動脈の流れの基本振動と平均の大動脈の流れとには、予測できる関係がある。心
拍数が増大するにつれて、心収縮期の期間は心拍周期のより大きい比率を占める
。これにより、心拍数が上がるにつれて、流れの基本振動に対する平均流量の比
率は低下する。したがって、基本振動は平均流量に関連付けられる。
【００３７】 ステージ２：大動脈の入力インピーダンスは、周波数ドメインで流れを圧力と
関連づける。圧力／流れ波形すなわち心拍数の基本振動が生じる周波数領域で、
大動脈のインピーダンスのために近似を使用する。これは、１分間に３０−１５
０回の拍動又は０．５−２．５Ｈｚである。また、体血管抵抗（ＳＶＲ）及び動
脈の圧力変動として生じるインピーダンスの変化についても、近似が考慮される
。
【００３８】 大動脈の入力インピーダンスと周波数との関係は、多くの他の研究者によって
生体内で研究された。特に、Ｏ'Ｒｏｕｒｋｅ及びＡｖｉｏｌｏは、人間及び１ ２８セグメント数値モデルにおいて成された測定で、良好な一致が見出された（
Ｍ．Ｆ．Ｏ'Ｒｏｕｒｋｅ及びＡ．Ｐ．Ａｖｉｏｌｏ著、「人間全身の拍動流及 び圧力：人間全身の動脈ツリーの枝分かれモデル及び人間における研究」、Circ
ulationResearch、４３巻、Ｎｏ．３、１９８０年３月）。このモデルは、範囲 ０．５−２．５Ｈｚにおいて、インピーダンス＝１／周波数によって、良好に近
似される。
【００３９】 Ａｖｉｏｌｏ及びＯ'Ｒｏｕｒｋｅ他の研究から、このモデルはＳＶＲの変化 を考慮するように発展された。ＳＶＲが基本振動（通常の心拍数において）の周
波数においてインピーダンスを増大するとき、ＳＶＲも増加する。これに加えて
、高血圧症で、動脈がより対応しない高血圧下で、血圧も大動脈の入力インピー
ダンスに影響を及ぼす。
【００４０】 上述した効果と同様に、動脈拡張症もまた、大動脈の入力インピーダンスに影
響を及ぼすことができる。これは、末梢循環からの波反射の減少のためである。
インピーダンスにおける得られた変化を考慮するために、への順序で、拡大イン
デックスが計算されてもよい。これにより、波反射の大きさの指標をを与え、こ
の方法は、Ｎｉｃｈｏｌｓ及びＯ'Ｒｏｕｒｋｅ著「McDonald's Blood Flow in
Arteries」（ロンドン、アーノルド、１９９８）を参照される。
【００４１】 大動脈のインピーダンスを概算するために（血圧波形の基本振動の周波数にお
いて）、周波数、ＳＶＲ及び平均血圧に依存する関係が使用される。近似は、拡
大インデックスの演算によってさらに改善されてもよい。
【００４２】 ステージ３：圧力波形が大動脈から末梢の動脈まで送られる時、それは歪みを
生ずる。この歪みは、動脈の分岐、動脈の特性インピーダンスの変化、及び動脈
及び細動脈間のインピーダンスの不整合に起因する末梢からの反射に起因する。
しかし、反射はより低い周波数において予測できる。
【００４３】 ステージ４：カテーテル−圧力計システム（臨床上血圧を測定するために使用
される）の性能は、Ｎｉｃｈｏｌｓ及びＯ'Ｒｏｕｒｋｅ著「McDonald's Blood
Flow in Arteries」（ロンドン、アーノルド、１９９８年）に記述されている。
本発明は、０．５−２．５Ｈｚの心拍数で使用することを目的とする。測定シス
テムが、血圧波形すなわち心拍数周波数の基本振動数を再現するのに十分な周波
数応答性を有することは、重要である。測定システムが２．５Ｈｚ未満までの周
波数を再現できるだけであるならば、測定システムは心拍数が再現できる最大周
波数以下に留まる場合に使用されてもよい。血圧データを一回心拍出量と関連付
けるために使用される式は、ステージ１及び２に記述される関係を考慮するため
に必要である。２．５Ｈｚ未満の周波数についての物理的な効果は無視できるの
で、明確な補正はステージ３及び４では通常必要でない。
【００４４】 使用される式の例は以下の通りである： 名目上の平均流量＝血圧波形の基本振動のモジュラス／ｅ+0.0092×MAP 名目上の一回心拍出量＝血圧波形の基本振動のモジュラス／ｅ+0.0092×MAP× HR ここで、ｅは自然対数の底、ＭＡＰは平均の動脈血圧、ＨＲは心拍数である。
【００４５】 従って、名目上の心臓拍出量は、血圧波形の基本振動のモジュラス及び血圧、
及び任意な心拍数から直接に計算できる。例えば： 名目上の心臓拍出量＝血圧波形の基本振動のモジュラス／ｅ+0.0092×MAPであ
る。
【００４６】 ここで図３を参照すると、心臓手術中の患者の心臓リズムの拍動毎の分析を痕
跡ラベル化ＨＲとして線図に示されている。平均の動脈血圧はまた、痕跡ＭＡＰ
として示されている。心臓は、房室結節性リズムすなわち、異常な電気的活性に
よって心臓が非効率的に機能するようになる状態であった。痕跡に変化して約２
７秒で、心臓は洞律動（正常）に変化した。心臓の性能での即時の増加は、次の
４つの拍動の平均動脈圧の変化によって示される。導かれた心臓拍出量もまた、
即座の増加を示しており、これにより、圧力の増加の原因は、より良好な心臓の
性能（末梢耐性の増加よりむしろ）に起因することが確認される。
【図面の簡単な説明】
【図１】 左心室から放出される血液の測定装置における血圧の読みに関する物理的なプ
ロセスの概略図である。
【図２】 １つの拍動について大動脈流の代表的な例を示す線図である。
【図３】 心臓手術を経ている患者の心臓拍出量を決定する際に本発明方法を使用する場
合を示す線図である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ， ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，ＫＥ，Ｌ Ｓ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＬ ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ， ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，Ｅ Ｅ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＧＷ，ＨＵ ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ， ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，Ｍ Ｄ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ， ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＳ，Ｕ Ｚ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＷ (72)発明者 リントン， ニコラス， ウィリアム， フォックス イギリス， ロンドン エスダブリュー15 ２エヌユー， パットニー， デオダー ロード 83 (72)発明者 リントン， ロバート， アンソニー， フォックス イギリス， ロンドン エスダブリュー15 ２エヌユー， パットニー， デオダー ロード 83 (72)発明者 オブライアン， テランス， ケヴィン イギリス， ケンブリッジ シービー２ ５ジェイズィー， グレート シェルフォ ード， ヘッドリー ガーデンズ ５ Ｆターム(参考） 4C017 AA02 AA03 AA08 AA09 BC14 BC16 FF05

Claims (16)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 患者の心臓拍出量を測定する方法であって： （ｉ）所定時間における血圧モニタリング機器からの患者の動脈血圧波形を記
    録して保存する工程と； （ii）工程（ｉ）で得られたデータを、基本振動のモジュラスを得るためにフ
    ーリエ解析する工程と； （iii）工程（ii）で得られた基本振動のモジュラス並びに動脈血圧及び心拍 数に関するデータから、名目上の一回心拍出量を決定する工程と；及び、 （iv）工程（iii）で得られたデータから、名目上の心臓拍出量及び／又は体 血管抵抗を得る工程とを含む方法。
  2. 【請求項２】 動脈血圧は、工程（ｉ）において１０秒までの時間プロット
    される請求項１に記載の方法。
  3. 【請求項３】 動脈血圧は、工程（ｉ）において４秒までの時間プロットさ
    れる請求項２に記載の方法。
  4. 【請求項４】 動脈血圧は、拍動毎を基礎に分析される請求項１に記載の方
    法。
  5. 【請求項５】 名目上の一回心拍出量は、次の式： 名目上の一回心拍出量＝血圧波形の基本振動のモジュラス／ｅ+0.0092×MAP× HR （ここで、ｅは自然対数の底、ＭＡＰは平均の動脈血圧、ＨＲは心拍数である
    ） から得られる請求項１〜４のいずれか１項に記載の方法。
  6. 【請求項６】 拡大インデックスは、工程（iii）における名目上の一回心 拍出量の計算に含まれる請求項１〜５のいずれか１項に記載の方法。
  7. 【請求項７】 患者の心臓拍出量を測定する方法であって、 （ａ）所定時間における血圧モニタリング機器からの患者の動脈血圧波形を記
    録して保存する工程と； （ｂ）工程（ａ）で得られた波形を、動脈系の特性の変動を圧力で修正する非
    線形変換を行う工程と； （ｃ）工程（ｂ）で得られたデータを、基本振動のモジュラスを得るためにフ
    ーリエ解析する工程と； （ｄ）工程（ｃ）で得られた基本振動のモジュラス並びに心拍数及び任意な動
    脈血圧に関するデータから、名目上の一回心拍出量を決定する工程と；及び （ｅ）工程（ｄ）で得られたデータから、名目上の心臓拍出量及び／又は体血
    管抵抗を得る工程と を含む方法。
  8. 【請求項８】 動脈血圧は、工程（ａ）において１０秒までの時間プロット
    される請求項７に記載の方法。
  9. 【請求項９】 動脈血圧は、工程（ａ）において４秒までの時間プロットさ
    れる請求項８に記載の方法。
  10. 【請求項１０】 動脈血圧は、拍動毎を基礎として分析される請求項７に記
    載の方法。
  11. 【請求項１１】 工程（ｂ）における変換は、データを平均した照合表を使
    用し、次いで、表から見出して引き算する請求項７〜１０のいずれか１項に記載
    の方法。
  12. 【請求項１２】 名目上の一回心拍出量は、次の式： 名目上の一回心拍出量＝血圧波形の基本振動のモジュラス／ｅ+0.0092×MAP× HR （ここで、ｅは自然対数の底、ＭＡＰは平均の動脈血圧、ＨＲは心拍数である
    ） から得られる請求項７〜１１のいずれか１項に記載の方法。
  13. 【請求項１３】 名目上の心臓拍出量は、名目上の一回心拍出量に心拍数を
    掛けることによって得られる請求項７〜１２のいずれか１項に記載の方法。
  14. 【請求項１４】 拡大インデックスは、工程（ｄ）における名目上の一回心
    拍出量の計算に含まれる請求項７〜１３のいずれか１項に記載の方法。
  15. 【請求項１５】 患者の心臓拍出量を測定する装置であって： （１）所定時間における血圧モニタリング機器からの患者の動脈血圧波形を記
    録して保存する手段と； （２）基本振動のモジュラスを得る、動脈血圧波形のフーリエ解析を行う手段
    と； （３）基本振動のモジュラス並びに動脈血圧及び心拍数に関するデータから、
    名目上の一回心拍出量を導く手段と；及び （４）名目上の心臓拍出量及び／又は体血管抵抗を計算する手段と を備える装置。
  16. 【請求項１６】 患者の心臓拍出量を測定する装置であって： （Ａ）所定時間における血圧モニタリング機器からの患者の動脈血圧波形を記
    録して保存する手段と； （Ｂ）圧力で動脈系の特性の変動のために、補正する動脈血圧波形を変換する
    ための手段と； （Ｃ）波形の基本振動のモジュラスを得る、変換されたデータのフーリエ解析
    を行う手段と； （Ｄ）基本振動のモジュラス並びに心拍数及び任意な動脈血圧に関するデータ
    から、名目上の一回心拍出量を決定する手段と；及び （Ｅ）名目上の心臓拍出量及び／又は体血管抵抗を計算する手段と を備える装置。
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