JP2012504036A - 肺動脈圧力測定値を使用して心拍出量を確定するシステムおよび方法 - Google Patents

Abstract

心拍出量を確定するシステムおよび方法が開示される。心拍出量を確定する例証的な方法は、肺動脈内に配置された圧力センサを使用して動脈圧力波形を検知すること、検知された動脈圧力波形を使用して肺動脈弁に関連する弁閉鎖時間を識別すること、動脈圧力波形の収縮期部分を使用して一回拍出量を推定すること、および、推定された一回拍出量に基づいて心拍出量の値を取得することを含む。

Description

本発明は、一般に、患者内の血行動態パラメータを測定するシステムおよび方法に関する。より具体的には、本発明は、肺動脈圧力測定値を使用して心拍出量を確定するシステムおよび方法に関する。

心拍出量(cardiac output：ＣＯ）は、単位時間について心臓を通して圧送される血液の容積として一般に定義され、心不全患者の血液の出力を監視するときの重要な因子である。集中治療室および手術サイトにおいて、たとえば、心拍出量は、手術中と手術後の両方において、患者の心臓および循環系の状態を監視するために、他の血行動態パラメータと共に使用されることがある。冠状動脈バイパスグラフト(coronary artery bypass grafting)または心臓弁置換(heart valve replacement)が実施される手術プロシジャにおいて、たとえば、一回拍出量、心拍数、および心拍出量などの血行動態パラメータは、手技中と手技後の両方において、心臓性能を評価するために使用されることがある。血行動態パラメータの監視はまた、ペースメーカまたは心臓除細動器を介して患者に提供される治療を最適化するために、また、危険な状態にある個人において長期心臓疾患を検出し評価するときに使用されうる。ある場合には、心拍出量などの血行動態パラメータはまた、あまりに多くの利尿薬の結果として患者が脱水状態にあるかどうかを判定するために使用されうる。

患者内の心拍出量を測定するための種々の異なる技法が開発されてきた。フィック法(Fick method)として知られている一技法において、肺動脈内の酸素、末梢動脈内の酸素、ならびに呼吸酸素の濃度の測定値は、心臓の心拍出量を推定するために使用される。別の技法では、心拍出量は、大動脈弁輪および／または肺動脈弁輪の前後の、あるいは別法として、大動脈の前後の流速および寸法を測定することによるドップラーまたは二重超音波技法を使用して評価される。これらの測定値からの流れプロファイルは、一回拍出量を提供し、一回拍出量は、その後、心拍出量を確定するために心拍数で乗算される。なお別の技法では、カテーテル法中に実施される測定プロシジャは、冷生理食塩水のボーラスを右心室に注入し、その後、溶液が主肺動脈を通って流れるときの結果得られる温度曲線を測定することによって心拍出量を推定する温度希釈を使用する。

身体内の所与の場所における血圧波形の形状を解析することによって心拍出量を推定するために、いくつかの異なる脈圧(pulsed pressure：ＰＰ）アルゴリズムもまた使用されてきた。一部のシステムでは、たとえば、カテーテルまたは他のデバイスは、血圧などの生理的パラメータを検知するために、大動脈または左橈骨動脈などの身体内の場所に配置されてもよい。

米国特許第６，７６４，４４６号 米国特許第７，０２４，２４８号

しかし、これらのシステムは、通常一時的または短期的アプリケーションの場合に、よりアクセス可能である、左側血圧または全身血圧だけを通常解析する。心拍出量を推定するために使用される左側脈圧アルゴリズムは、右側圧力波形に直接適用可能でなく、したがって、多くの血行動態パラメータを抽出するときに効果的でないことが多い。たとえば、右側圧力測定値を使用して導出される拡張期波形は、指数的減衰として振舞わず、代わりに、波反射およびアーチファクトによって左右される。結果として、右側圧力波から心拍出量などの血行動態パラメータを計算する脈圧アルゴリズムにおいて使用される血管パラメータを抽出することは、難しいことが多い。

本発明は、肺動脈圧力測定値を使用して心拍出量を確定するシステムおよび方法に関する。心拍出量を確定する例証的なシステムは、患者の肺動脈内に配置された圧力センサを含む。圧力センサは、肺動脈内の動脈血圧を検知し、圧力波形信号を、患者の身体の内部または外部に配置された別のデバイスに送信するようになっている。通信デバイスは、圧力センサによって送信される圧力波形信号に少なくとも部分的に基づいて心拍出量の値を確定するアルゴリズムまたはルーチンを実行するようになっているプロセッサを含みうる。一部の実施形態では、プロセッサは、肺動脈弁に関連する弁閉鎖時間および検知された動脈圧力波形の収縮期部分に基づいて心拍出量を確定するようになっている。

心拍出量を確定する例証的な方法は、患者の肺動脈内に配置された圧力センサを使用して動脈圧力波形を検知すること、心周期の開始を識別し、動脈圧力波形を心周期の開始に関係付けること、検知された動脈圧力波形に基づいて肺動脈弁に関連する弁閉鎖時間の値を識別すること、検知された動脈圧力波形および弁閉鎖時間に基づいて一回拍出量を推定すること、および、推定された一回拍出量から心拍出量の値を取得することを含む。

複数の実施形態が開示されるが、本発明のなお他の実施形態が、本発明の例証的な実施形態を示し述べる以下の詳細な説明から当業者に明らかになるであろう。したがって、図面および詳細な説明は、制限的ではなく、本質的に例証的であると考えられる。

肺動脈圧力測定値を使用して患者の心臓内の心拍出量を確定する例証的なシステムを示す略図である。 患者の血管系をモデル化する等価電気回路を示すブロック図である。 肺動脈圧力測定値を使用して心拍出量を確定する例証的な方法を示すフローチャートである。 （a）（ｂ）は、単一心拍動にわたる動脈圧力波形からの弁閉鎖時間の確定を示すグラフである。

本発明は、種々の変更形態および代替形態を受けるが、特定の実施形態は、図面において例として示されており、以下で詳細に述べられる。しかし、その意図は、述べられる特定の実施形態に本発明を制限しない。逆に、本発明は、添付特許請求の範囲によって規定される本発明の範囲内に入る全ての変更物、均等物、および代替物を包含することが意図される。

図１は、肺動脈圧力測定値を使用して心拍出量を確定する例証的なシステム１０を示す略図である。図１の実施形態では、システム１０は、身体内で患者の皮膚の下の場所に埋め込まれたパルス発生器１２、患者の心臓１６から通じる肺動脈の１つなどの中で、患者の身体内の深いところに埋め込まれた遠隔圧力センサ１４、および患者の身体の外部の場所に配置された外部モニタ１８を含む。

心臓１６は、右心房２０、右心室２２、左心房２４、および左心室２６を含む。右心室２２は、肺動脈弁３０に通じる流出路２８を含み、流出路２８は、主肺動脈３２を通して血液を送出するために、心室収縮期中に開放する。これが起こると、心臓１６内の心筋の収縮が、右肺動脈３４および左肺動脈３６内に血液を放出し、血液は、次に、肺４０、４２の毛細管３８に流入し、肺静脈４４、４６、４８、５０を介して元の心臓１６に戻る。心室収縮末期において、右心室２２内の圧力が急速に落ちると、肺動脈３２内の圧力は、肺動脈弁３０を閉鎖させる。肺動脈弁３０の前後で血流が停止し、弁３０が閉鎖し始める点は、重複切痕と呼ばれることが多く、弁３０の前後で圧力降下が全く起こらない期間を表す。

遠隔圧力センサ１４は、主肺動脈３２などの場所あるいは右または左肺動脈３４、３６などの主肺動脈の分枝に埋め込まれうる。身体内の動脈圧力を検知するときに使用するのに適した例証的な圧力センサは、たとえば、その内容が、参照によりその全体を本明細書に組み込まれる「埋め込み型圧力センサ、埋め込み型圧力センサの製造及び使用方法（Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ Ｐｒｅｓｓｕｒｅ Ｓｅｎｓｏｒｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｆｏｒ Ｍａｋｉｎｇ ａｎｄ Ｕｓｉｎｇ Ｔｈｅｍ）」という名称の米国特許第６，７６４，４４６号に記載される。

図１の実施形態は、身体内に埋め込まれうる遠隔圧力センサを示すが、他の実施形態では、圧力センサは、動脈圧力を検知するための、患者の身体内に一時的に挿入されうる一時的または短期的検知デバイスを備えてもよい。１つの代替の実施形態では、たとえば、圧力センサ１４は、肺動脈内の血圧を検知するために、身体内に一時的に挿入されうるカテーテルに結合されうる、または、カテーテルと一体に形成されうる。一時的にまたは永久的に身体内に挿入可能である他のデバイスはまた、肺動脈内の血圧測定値を取得するために使用されうる。

圧力センサ１４は、心臓１６の右心室２６などの他の場所に埋め込まれ、身体内の他の生理的パラメータの検知を含む、１つまたは複数の他の指定された機能を実施するように構成されうる。圧力センサ１４を使用して同様に検知されうる例示的な生理的パラメータは、血流、温度、緊張、加速度、ならびに、身体内の種々の電気的、化学的、および磁気的特性の少なくとも一方を含みうるが、それに限定されない。

圧力センサ１４は、パルス発生器１２および外部モニタ１８の少なくとも一方と共に使用されて、ペーシングおよび除細動治療の少なくとも一方を最適化しうる、心不全患者の代償不全を予測しうる、あるいは、他の監視および治療機能の少なくとも一方を提供しうる。いくつかの実施形態では、たとえば、圧力センサ１４は、心臓１６からの心拍出量の値に少なくとも部分的に基づいて患者に心臓除細動またはペーシングを提供するパルス発生器１２と共に利用されうる。肺音センサ、衛星ペーシングデバイス（satellite pacing device）、あるいは、他の検知および治療送出デバイスの少なくとも一方はまた、パルス発生器１２および圧力センサ１４と共に使用されてもよい。

圧力センサ１４は、無線または有線遠隔測定リンクを介してパルス発生器１２および外部モニタ１８の少なくとも一方と通信するように構成されうる。一部の実施形態では、たとえば、音響遠隔測定リンクが、圧力センサ１４とパルス発生器１２との間、および圧力センサ１４と外部モニタ１８との間の少なくとも一方で双方向無線通信を確立するために使用されてもよい。音響変換器を使用する例示的な無線遠隔測定システムは、たとえば、その内容が、参照によりその全体を本明細書に組み込まれる「埋め込み型デバイスとの通信システム及び通信方法（Ｓｙｓｔｅｍｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ Ｆｏｒ Ｃｏｍｍｕｎｉｃａｔｉｎｇ Ｗｉｔｈ Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ Ｄｅｖｉｃｅｓ）」という名称の米国特許第７，０２４，２４８号に記載される。ＲＦ式、誘導式、電磁式、および光学式などの他のタイプの遠隔測定モードはまた、圧力センサ１４と、パルス発生器１２および外部モニタ１８の少なくとも一方との間で無線遠隔測定リンクを確立するために利用されてもよい。一部の実施形態では、圧力センサ１４は、無線または有線の遠隔測定リンクを介して、身体内に埋め込まれた他のデバイスと通信しうる。

外部モニタ１８は、圧力センサ１４によって送信される動脈圧力波形信号を監視するように構成される。この信号に基づいて、外部モニタ１８内のプロセッサ５２は、限定はしないが、一回拍出量、心拍数、肺時定数τ、および心拍出量を含む、心臓１６に関連する種々の血行動態パラメータを確定するように構成される。一部の実施形態では、肺血管抵抗(pulmonary vascular resistance：ＰＶＲ）などの他の血行動態パラメータはまた、圧力センサ１４によって検知される動脈圧力波形から確定されうる。本明細書でさらに論じるように、これらのパラメータは、右側圧力の解析から、特に、圧力センサ１４によって検知される動脈圧力波形の収縮期部分の解析に基づいて確定されうる。

外部モニタ１８は、心拍出量などの血行動態パラメータを確定するために、図１の例証的なシステム１０内で使用されるが、他の実施形態では、他のデバイスは、圧力センサ１４によって検知される動脈圧力波形に基づいて１つまたは複数の血行動態パラメータを計算するように構成されうる。１つの代替の実施形態では、たとえば、パルス発生器１２は、圧力センサ１４からの動脈圧力波形信号に少なくとも部分的に基づいて血行動態パラメータを計算するようになっているプロセッサを含む。別の代替の実施形態では、圧力センサ１４は、検知された動脈圧力波形信号に少なくとも部分的に基づいて血行動態パラメータを計算するようになっているプロセッサを含む。

血管系は、等価電気回路としてモデル化されることができ、等価電気回路は、本明細書でさらに論じるように、圧力センサ１４によって送信される右側動脈圧力波形信号の解析を実施するプロセッサ５２によって使用されうる。一部の実施形態では、動脈圧力波形信号の収縮期部分だけの解析は、心拍出量を確定するために使用される。圧力波形の収縮期部分を使用して心拍出量を直接確定する機能は、右側圧力波形に直接適用可能でない左側アルゴリズムを使用する連続心拍出量測定アルゴリズムに関連する問題の一部を克服する。これは、主に、心臓１６の左側の血管（たとえば、上行大動脈、下行大動脈、および胸部大動脈、腸骨動脈および大腿動脈、ならびに橈骨動脈など）に対して心臓１６の右側の大血管（たとえば、肺動脈）の範囲が小さい結果として、拡張期中に血管の血圧が下がる速度を記述する時定数τが、心臓１６の右側では、左側よりずっと小さいことによる。したがって、心拍出量を計算するいくつかの技法によって頼られる拡張期波形は、指数減衰として振舞うのではなく、代わりに、波反射およびアーチファクトによって左右され、心拍出量を計算するときに脈圧（ＰＰ）アルゴリズムによって使用されることが多い時定数τなどの血管パラメータを抽出することを難しくする。

図２は、患者の血管系をモデル化する例証的な等価電気回路５４を示すブロック図である。等価電気回路５４は、たとえば、右心室、肺動脈弁、肺血管(pulmonary vasculature)、および肺脈管構造(lung vasculature)を含む、心臓１６の機械的動作をモデル化するのに使用されうるいくつかの類似の電気要素を表してもよい。図２に示すように、圧力波形５６は、一般に、Ｐ_Ｒ（ｔ）として電気回路で表される。一部の実施形態では、たとえば、圧力波形５６の出力５８は、右肺動脈３４、左肺動脈３６、または主肺動脈３２内に埋め込まれた遠隔圧力センサ１４から取得される動脈圧力波形信号を含む可能性がある。電気回路５４内の基準圧力６０は、心臓１６の左心房充満圧を表してもよい。

動脈樹についての動脈伸展性６２は、一般に、キャパシタンスＣとして電気回路５４で表されてもよい。動脈伸展性６２は、たとえば、動脈血圧の変化に応答して肺動脈の容積または伸張の変化の量を表してもよい。肺動脈は、収縮期中に血圧が上昇すると径が増大し、拡張期中に血圧が下がるにつれて径が縮小する。

動脈樹内の血流に対する機械的抵抗６４は、一般にＲ_Ｌとして表されてもよく、回路５４の動脈伸展性６２（すなわち、キャパシタンスＣ）と並列の抵抗器として電気回路５４に示される。機械的抵抗６４は、たとえば、肺脈管構造内の肺血管抵抗(pulmonary vascular resistance：ＰＶＲ）を表してもよい。肺動脈弁３０の機械的抵抗は、電気回路５４において直列抵抗Ｒ_Ｖとしてモデル化されてもよい。

図２に示す電気回路５４は、心臓１６および動脈樹の機械と電気との関係(mechanical to electrical relationship)を簡略化するために使用されうるいくつかの仮定に基づいてもよい。たとえば、動脈伸展性Ｃおよび肺血管抵抗Ｒ_Ｌを含む種々の電気コンポーネントは、これらの要素の等価インピーダンスが血圧によって影響を受けないように線形要素としてモデル化されうる。この仮定は、心臓１６の右側の圧力が、通常、心臓１６の左側の圧力よりずっと低いために正当化される。さらに、等価電気回路５４は、肺動脈弁抵抗Ｒ_Ｖが比較的小さい（これは、肺動脈弁３０が閉塞されていないときに起きる）と仮定する。等価電気回路５４は、さらに、肺動脈弁３０を通した逆流が存在しないこと、および、僧帽弁逆流が無視できることを仮定する。

要素のそれぞれの前後の圧力と流量との間の関係は、オームの法則の方程式に類似の方程式のセットとして記述されうる。電荷に類似する体積流は、Ｑとして示されることができ、その時間微分は体積流速である。これから、以下の式のセットが得られうる。

（１）弁の前後の圧力降下：

（２）動脈内の過剰の容積：

（３）肺にわたる流れ：

（４）連続の方程式：

（５）血管圧力に対する接続：

ここで、Ｐ_Ａは、肺４０、４２にわたる圧力であり、Ｐ_Ｒは右心室圧力である。

上記式（１）〜（５）の圧力Ｐ_Ａは、種々の場所で測定された圧力（すなわち、電気回路５４の出力５８における圧力）から、肺４０、４２の他の側の圧力（すなわち、電気回路５４の左心房充満圧６０）を減算したものとして一般に定義されうる。上記式（１）〜（５）の全ては共に結合され、以下の微分方程式として表現されうる。

（６）

上記方程式（６）では、流れＱ_Ａは、Ｒ_Ｖの値が十分に低い場合、Ｒ_Ｖに無関係の主要次数になる。これは、他の値（たとえば、肺血管抵抗Ｒ_Ｌ）に対して肺動脈弁抵抗Ｒ_Ｖが十分に小さい場合、弁抵抗はＲ_Ｖ≪Ｒ_Ｌであり、したがって、結果に著しく影響を及ぼさないという仮定に基づく。Ｒ_Ｖの比較的小さな値に基づいて、上記方程式（６）は、次の通りに、式Ｒ_Ｖ／Ｒ_Ｌの累乗を用いて解を拡張することによって解かれうる。

（７）

置換し、上記累乗のそれぞれを個々に解くことは、１次になるように以下の式をもたらす。

（８）

先に論じたように、重複切痕は、肺動脈弁３０の前後の流れが停止し、弁３０が閉鎖し始める点を示す。一部の実施形態によれば、たとえば、重複切痕は、圧力センサ１４から取得される右側動脈圧力波形の収縮期部分から測定されうる。重複切痕において、Ｐ_Ｒ＝Ｐ_Ａであり、したがって、上記式（８）は、
（９）

をもたらす。ここで、ｔ_{ｎｏｔｃｈ}は、重複切痕が起こる時間であり、τは、肺動脈血圧が拡張期中に下がる速度を表す時定数である。

したがって、上記式（９）は、圧力センサ１４によって検知される動脈圧力波形の収縮期部分だけを使用して心臓１６の一回拍出量の推定を可能にする。これは、一部には、収縮期中に、肺動脈弁３０が開放すると、心室圧力Ｐ_Ｒが肺動脈圧力Ｐ_Ａと同様かまたは同じになるからである。したがって、これから、一回拍出量は、以下の方程式に基づいて取得されうる。

（１０）

ここで、ｔ_０は、心周期の開始を意味する。その後、心拍出量は、一回拍出量（Ｖ_{ｓｔｒｏｋｅ}）についての上記計算値を患者の心拍数で乗算することによって得られうる。

図３は、肺動脈圧力測定値を使用して心拍出量を確定する例証的な方法６６を示すフローチャートである。方法６６は、たとえば、圧力センサ１４によって送信される動脈圧力波形信号に基づいて心拍出量の値を計算する図１の外部モニタプロセッサ５２によって使用されるアルゴリズムまたはルーチンを示してもよい。別法として、また、他の実施形態では、方法６６は、患者の身体の内部または外部に配置された別のデバイスによって実行されるアルゴリズムまたはルーチンを示してもよい。１つの代替の実施形態では、たとえば、方法６６は、パルス発生器１２、身体内に配置された別のインプラント、または圧力センサ１４によって実施されてもよい。

図３の実施形態では、方法６６は、一般に、肺動脈内に配置された圧力センサから肺動脈圧力波形を取得するステップを有するブロック６８で開始してもよい。いくつかの実施形態では、たとえば、肺動脈圧力波形は、図１に示すように、左肺動脈３６内に埋め込まれた圧力センサ１４を介して取得されてもよい。別法として、また、他の実施形態では、肺動脈圧力波形の値は、右肺動脈３４内または主肺動脈３２内などで動脈樹内の他の場所で圧力測定を行うことによって、あるいは、右心室２２内で圧力測定を行うことによって取得されうる。

圧力センサ１４によって検知される動脈圧力波形から、プロセッサ５２は、その後、心臓１６内の左心房充満圧（Ｐ_Ａ）を確定するように構成されうる（ブロック７０）。一部の実施形態では、左心房充満圧は、拡張期肺動脈圧力から推定されうる。左心房充満圧を推定する他の手段もまた使用されうる。推定された左心房充満圧は、その後、圧力センサ１４によって検知された肺動脈圧力波形から減算されて、動脈圧力波形の収縮期部分が取得されうる（ブロック７２）。

その後、心周期の開始が、識別され（ブロック７４）、動脈圧力波形の収縮期部分に関係付けられる。心周期の開始の識別は、たとえば、圧力センサ１４によって検出される肺動脈圧力の突然の急速な上昇を識別することによって達成されうる。あるいは、心周期の開始の識別は、他の外部因子から取得されうる。心周期の開始を識別するために使用されうる例示的な外部因子は、たとえば、心臓１６に結合された電極からの電気ＥＣＧ信号の検出および加速度計を介した心臓１６の加速度の検出の少なくとも一方を含みうる。心周期の開始を識別する他の技法もまた使用されうる。１つの代替の実施形態では、たとえば、心周期の開始は、音響センサを使用して心音を検知することによって確定されうる。

その後、心周期の開始に基づいて、重複切痕が起こる弁閉鎖時間（ｔ_{ｎｏｔｃｈ}）の評価が、圧力センサ１４によって検知された動脈圧力波形に基づいて行われうる（ブロック７６）。重複切痕が起こる弁閉鎖時間（ｔ_{ｎｏｔｃｈ}）は、弁３０が完全に閉鎖するために少なくとも一部の逆流を必要とするため、肺動脈弁３０の実際の閉鎖の直前である。一部の実施形態では、弁閉鎖時間（ｔ_{ｎｏｔｃｈ}）は、心周期に関係付けられた、動脈圧力波形上のいくつかの点に基づいて近似されうる。一部の実施形態では、たとえば、弁閉鎖時間（ｔ_{ｎｏｔｃｈ}）は、最大圧力速度、または等価的に、２次微分の正に向かうゼロの点（心室弛緩から生じる肺動脈圧力降下が、低下するかまたは減速し始める点を意味する）に相当する第１の点を見出すことによって確定されうる。この点で、弁は閉鎖し始める。弁閉鎖時間（ｔ_{ｎｏｔｃｈ}）は、さらに、弁が既に閉鎖していると、圧力波形の２次微分の最大正値に相当する第２の点から近似されうる。この第２の点は、肺動脈圧力の変曲点または最小であり、弁閉鎖による圧力降下の低下が、心室ではなく血管の弛緩による圧力降下の増加によってオフセットされる点を意味する。

図４（a）（ｂ）は、単一心拍動にわたる動脈圧力波形Ｐからの弁閉鎖時間（ｔ_{ｎｏｔｃｈ}）の確定を示すいくつかのグラフである。図４（a）に示す動脈圧力波形Ｐの２次微分（ｄ^２Ｐ／ｄｔ^２）を示す図４（ｂ）に示すように、肺動脈弁３０が閉鎖し始める点はＶＣ_１に見られ、一方、弁が閉鎖している点はＶＣ_２に見られうる。点ＶＣ_１は、たとえば、肺動脈弁の開始によって肺動脈圧力降下が減速し始める点を検知することによって確定されうる。点ＶＣ_２は、次に、圧力波形の２次微分の後続の最大（弁が完全に閉鎖した点を意味する）を検知することによって確定されうる。図４（a）に示すように、圧力波形Ｐの点ＶＣ_１とＶＣ_２との間の時間の中間点Ｍは、弁閉鎖の等化点を示し、弁閉鎖時間（ｔ_{ｎｏｔｃｈ}）の推定値を提供する。

弁閉鎖時間（ｔ_{ｎｏｔｃｈ}）の確定（ブロック７６）から、また、図３にさらに示すように、一回拍出量（Ｖ_{ｓｔｒｏｋｅ}）が、その後計算される（ブロック７８）。一部の実施形態では、たとえば、一回拍出量（Ｖ_{ｓｔｒｏｋｅ}）は、圧力センサ１４から取得される動脈圧力波形値Ｐ_Ａ（ｔ）および動脈伸展性Ｃの値だけを使用して、先に論じた方程式（１０）から確定されうる。動脈伸展性Ｃは、急速に変化すると予想されるのではなく、代わりに、患者の一生にわたって徐々に変化するため、伸展性Ｃの値は、以前の較正ステップから取得されうる。別法として、また、他の実施形態では、動脈伸展性Ｃは、動脈樹のモデルを使用して推定されうる、または、たとえばルックアップテーブルに含まれる値としてプロセッサ５２に提供されうる。

一実施形態では、動脈伸展性Ｃは、侵襲的プロシジャ中に温度希釈カテーテルを使用して、または別法として、フィック法を使用して、別個のステップで心拍出量を直接測定することによって較正されうる。同時に、肺動脈または右心室圧力の値は、圧力センサ１４を介して、または、身体内に配置された別のデバイスから取得されうる。この別個の心拍出量測定および圧力測定（複数可）から、伸展性Ｃの較正値が、その後、本明細書で論じた肺動脈圧力方法６６を使用して取得された実際の伸展性値に対してこれらの値を比較することによって取得されうる。この較正プロセスは、その後、任意の雑音の存在を平滑化除去するために、１回または複数回、繰返されうる。

弁閉鎖時間ｔ_{ｎｏｔｃｈ}から得られる時定数（τ）は、単一心周期（すなわち、拍動−拍動）にわたって、または、いくつかの心周期にわたって収集されうる。不規則な拍動および圧力波形のために、方法６６が誤差を受ける可能性がある患者では、たとえば、システムは、いくつかのサイクルにわたってτを評価することによって平均時定数を評価してもよい。たとえば、また、一部の実施形態では、方法６６は、τの拍動−拍動値を、長い期間にわたって測定された平均値またはメジアン値によって置換えられてもよい。

弁閉鎖時間（ｔ_{ｎｏｔｃｈ}）が確定されると（ブロック７８）、心拍出量の値が、その後、一回拍出量に心拍数を乗算することによって取得されうる（ブロック８０）。心拍数は、たとえば、圧力センサ１４によって検知された動脈圧力波形の解析から、または別法として、（たとえば、外部モニタ１８を介して）外部心拍数モニタなどの別のソースから確定されうる。所望である場合、方法６６は、所定期間にわたって心拍出量の平均値またはメジアン値を取得するために、複数の心周期にわたって繰り返されてもよい。

本明細書で論じるシステムおよび方法は、心拍出量に加えてまたはその代わりに、他の血行動態パラメータを確定するために使用されうる。１つの代替の実施形態では、たとえば、方法は、肺血管抵抗（Ｒ_Ｌ）を評価するときに有用である可能性がある肺時定数τ＝Ｒ_ＬＣを評価するために使用されてもよい。たとえば、肺血管抵抗は、心不全の副作用としての、原発性または続発性の肺高血圧症の事例を診断するときに有用である可能性がある。

弁閉鎖時間ｔ_{ｎｏｔｃｈ}を使用して、肺血管抵抗Ｒ_Ｌは、以下の方程式に基づいて評価されうる。
（１１）

動脈伸展性Ｃがわかっている場合、上記方程式（１１）は、肺血管抵抗の絶対測定値を取得するために使用されうる。そうでなければ、動脈伸展性Ｃがわかっていない場合、方法は、所定期間にわたる肺血管抵抗（Ｒ_Ｌ）の変化、薬物治療に対する応答、治療に対する応答、または対象となる他の変数を追跡するために使用されてもよい。

種々の変更および追加が、本発明の範囲から逸脱することなく、論じられた例示的な実施形態に対して行われうる。たとえば、上述した実施形態は特定の特徴に言及するが、本発明の範囲はまた、特徴の異なる組合せを有する実施形態および述べた特徴の全てを含まない実施形態を含む。したがって、本発明の範囲は、特許請求項の全ての均等物と共に、特許請求項の範囲内に入る全てのこうした代替物、変更物、および変形物を包含することを意図される。

種々の変更および追加が、本発明の範囲から逸脱することなく、論じられた例示的な実施形態に対して行われうる。たとえば、上述した実施形態は特定の特徴に言及するが、本発明の範囲はまた、特徴の異なる組合せを有する実施形態および述べた特徴の全てを含まない実施形態を含む。したがって、本発明の範囲は、特許請求項の全ての均等物と共に、特許請求項の範囲内に入る全てのこうした代替物、変更物、および変形物を包含することを意図される。
付記
［付記１］
患者の心臓内の心拍出量を確定する方法であって、
前記患者の肺動脈内に配置された圧力センサを使用して動脈圧力波形を検知すること、
前記動脈圧力波形の前記収縮期部分を識別すること、
心周期の開始を識別し、前記動脈圧力波形の前記収縮期部分を前記心周期の開始に関係付けること、
前記動脈圧力波形を使用して肺動脈弁の弁閉鎖時間を識別すること、
前記動脈圧力波形の前記収縮期部分および前記肺動脈の弁閉鎖時間を使用して一回拍出量を推定すること、および、
前記推定された一回拍出量に少なくとも部分的に基づいて心拍出量を取得することを含む、方法。
［付記２］
前記動脈圧力波形からの拡張期肺動脈圧力の推定値に基づいて前記心臓内の左心房充満圧を確定することをさらに含む、付記１に記載の方法。
［付記３］
前記動脈圧力波形の前記収縮期部分を識別することは、前記動脈圧力波形から前記左心房充満圧を減算することを含む、付記２に記載の方法。
［付記４］
前記心周期の開始を識別することは、前記動脈圧力波形から血圧の増加を識別することを含む、付記１に記載の方法。
［付記５］
前記心周期の開始を識別することは、前記心臓に関連するＥＣＧ信号を検知することを含む、付記１に記載の方法。
［付記６］
前記心周期の開始を識別することは、前記心臓に関連する加速度を検知することを含む、付記１に記載の方法。
［付記７］
前記動脈圧力波形を使用して前記肺動脈弁の前記弁閉鎖時間を識別することは、前記動脈圧力波形の前記収縮期部分の形状から時定数を抽出することを含む、付記１に記載の方法。
［付記８］
前記動脈圧力波形を使用して前記肺動脈弁の前記弁閉鎖時間を識別することは、
前記動脈圧力波形の１次微分の最大負値点を確定すること、および、
前記動脈圧力波形の２次微分の最大正値点を確定することを含む、付記１に記載の方法。
［付記９］
前記一回拍出量を推定することは、動脈伸展性値に少なくとも部分的に基づく、付記１に記載の方法。
［付記１０］
前記推定された一回拍出量に少なくとも部分的に基づいて前記心拍出量を取得することは、前記心臓に関連する心拍数を検知し、前記検知された心拍数を前記一回拍出量で乗算することを含む、付記１に記載の方法。
［付記１１］
前記圧力センサと通信する埋め込み型デバイスまたは外部デバイス上で動作するアルゴリズムまたはルーチンを含む、付記１に記載の方法。
［付記１２］
前記圧力センサのプロセッサ内で動作するアルゴリズムまたはルーチンを含む、付記１に記載の方法。
［付記１３］
１つまたは複数のさらなる血行動態パラメータを評価することをさらに含む、付記１に記載の方法。
［付記１４］
前記１つまたは複数のさらなる血行動態パラメータは、肺血管抵抗値を含む、付記１３に記載の方法。
［付記１５］
患者の心臓の動作に関連する１つまたは複数の血行動態パラメータを確定する方法であって、
前記患者の肺動脈内に配置された圧力センサを使用して動脈圧力波形を検知すること、
心周期の開始を識別し、前記動脈圧力波形を前記心周期の開始に関係付けること、
前記動脈圧力波形を使用して肺動脈弁の弁閉鎖時間を識別すること、
前記弁閉鎖時間に少なくとも部分的に基づいて前記患者の心臓に関連する少なくとも１つの血行動態パラメータを取得することを含む、方法。
［付記１６］
患者の心臓内の心拍出量を確定するシステムであって、
前記患者の肺動脈内に配置された圧力センサであって、前記動脈内の動脈血圧を検知し、動脈圧力波形信号を送信するようになっている、前記圧力センサと、
前記圧力センサと通信する監視デバイスであって、前記動脈圧力波形信号に少なくとも部分的に基づいて心拍出量を確定するようになっているプロセッサを含む、前記監視デバイスとを備え、
前記プロセッサは、肺動脈弁に関連する弁閉鎖時間に少なくとも部分的に基づいて心拍出量を確定するようになっている、システム。
［付記１７］
前記監視デバイスは外部モニタである、付記１６に記載のシステム。
［付記１８］
前記監視デバイスは埋め込み型医療デバイスである、付記１６に記載のシステム。
［付記１９］
前記埋め込み型医療デバイスはパルス発生器である、付記１８に記載のシステム。
［付記２０］
前記圧力センサは、前記動脈圧力波形信号を前記監視デバイスに無線送信するようになっている遠隔圧力センサである、付記１６に記載のシステム。

Claims (20)

1. 患者の心臓内の心拍出量を確定する方法であって、
   前記患者の肺動脈内に配置された圧力センサを使用して動脈圧力波形を検知すること、
   前記動脈圧力波形の前記収縮期部分を識別すること、
   心周期の開始を識別し、前記動脈圧力波形の前記収縮期部分を前記心周期の開始に関係付けること、
   前記動脈圧力波形を使用して肺動脈弁の弁閉鎖時間を識別すること、
   前記動脈圧力波形の前記収縮期部分および前記肺動脈の弁閉鎖時間を使用して一回拍出量を推定すること、および、
   前記推定された一回拍出量に少なくとも部分的に基づいて心拍出量の値を取得することを含む、方法。
2. 前記動脈圧力波形からの拡張期肺動脈圧力の推定値に基づいて前記心臓内の左心房充満圧を確定することをさらに含む、請求項１に記載の方法。
3. 前記動脈圧力波形の前記収縮期部分を識別することは、前記動脈圧力波形から前記左心房充満圧を減算することを含む、請求項２に記載の方法。
4. 前記心周期の開始を識別することは、前記動脈圧力波形から血圧の増加を識別することを含む、請求項１に記載の方法。
5. 前記心周期の開始を識別することは、前記心臓に関連するＥＣＧ信号を検知することを含む、請求項１に記載の方法。
6. 前記心周期の開始を識別することは、前記心臓に関連する加速度を検知することを含む、請求項１に記載の方法。
7. 前記動脈圧力波形を使用して前記肺動脈弁の前記弁閉鎖時間を識別することは、前記動脈圧力波形の前記収縮期部分の形状から時定数を抽出することを含む、請求項１に記載の方法。
8. 前記動脈圧力波形を使用して前記肺動脈弁の前記弁閉鎖時間を識別することは、
   前記動脈圧力波形の１次微分の最大負値点を確定すること、および、
   前記動脈圧力波形の２次微分の最大正値点を確定することを含む、請求項１に記載の方法。
9. 前記一回拍出量を推定することは、動脈伸展性値に少なくとも部分的に基づく、請求項１に記載の方法。
10. 前記推定された一回拍出量に少なくとも部分的に基づいて前記心拍出量の値を取得することは、前記心臓に関連する心拍数を検知し、前記検知された心拍数を前記一回拍出量で乗算することを含む、請求項１に記載の方法。
11. 前記圧力センサと通信する埋め込み型デバイスまたは外部デバイス上で動作するアルゴリズムまたはルーチンを含む、請求項１に記載の方法。
12. 前記圧力センサのプロセッサ内で動作するアルゴリズムまたはルーチンを含む、請求項１に記載の方法。
13. １つまたは複数のさらなる血行動態パラメータを評価することをさらに含む、請求項１に記載の方法。
14. 前記１つまたは複数のさらなる血行動態パラメータは、肺血管抵抗値を含む、請求項１３に記載の方法。
15. 患者の心臓の動作に関連する１つまたは複数の血行動態パラメータを確定する方法であって、
    前記患者の肺動脈内に配置された圧力センサを使用して動脈圧力波形を検知すること、
    心周期の開始を識別し、前記動脈圧力波形を前記心周期の開始に関係付けること、
    前記動脈圧力波形を使用して肺動脈弁の弁閉鎖時間を識別すること、前記弁閉鎖時間に少なくとも部分的に基づいて前記患者の心臓に関連する少なくとも１つの血行動態パラメータを取得することを含む、方法。
16. 患者の心臓内の心拍出量を確定するシステムであって、
    前記患者の肺動脈内に配置された圧力センサであって、前記動脈内の動脈血圧を検知し、動脈圧力波形信号を送信するようになっている、前記圧力センサと、
    前記圧力センサと通信する監視デバイスであって、前記動脈圧力波形信号に少なくとも部分的に基づいて心拍出量を確定するようになっているプロセッサを含む、前記監視デバイスとを備え、
    前記プロセッサは、肺動脈弁に関連する弁閉鎖時間に少なくとも部分的に基づいて心拍出量を確定するようになっている、システム。
17. 前記監視デバイスは外部モニタである、請求項１６に記載のシステム。
18. 前記監視デバイスは埋め込み型医療デバイスである、請求項１６に記載のシステム。
19. 前記埋め込み型医療デバイスはパルス発生器である、請求項１８に記載のシステム。
20. 前記圧力センサは、前記動脈圧力波形信号を前記監視デバイスに無線送信するようになっている遠隔圧力センサである、請求項１６に記載のシステム。

Images