JP3156725B2 - 心臓容積及び大動脈パルスの変化の非侵襲的検出システム - Google Patents
心臓容積及び大動脈パルスの変化の非侵襲的検出システムInfo
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Description
【発明の詳細な説明】 発明の背景 発明の分野 この発明は非侵襲性モニターに関し、特に心臓機能の
非侵襲性モニター法に関する。
非侵襲性モニター法に関する。
先行技術 電気心電図（EKG）は病院治療において心臓活動の連
続的モニターリングのため、初期非侵襲性機器である
が、それは単に心筋肉の電気的活動を反映するのみで、
心臓ポンプの機械的な性能の情報を与えていない。結果
として、EKGは心臓の大きな損傷した血液ポンピング能
力下でも正常または正常に近い波形を示す。反対にEKG
波形は正常または正常に近いポンピング作動下にかかわ
らず異常になるかもしれない。生命維持の期間中、心臓
の血液ポンピング能力に応じて、心臓から組織への血液
の適当な循環は最高に重要である。
続的モニターリングのため、初期非侵襲性機器である
が、それは単に心筋肉の電気的活動を反映するのみで、
心臓ポンプの機械的な性能の情報を与えていない。結果
として、EKGは心臓の大きな損傷した血液ポンピング能
力下でも正常または正常に近い波形を示す。反対にEKG
波形は正常または正常に近いポンピング作動下にかかわ
らず異常になるかもしれない。生命維持の期間中、心臓
の血液ポンピング能力に応じて、心臓から組織への血液
の適当な循環は最高に重要である。
明らかに、心臓の血液ポンピング能力のモニターリン
グの非侵襲性技術は侵襲性技術より優れている。それに
もかかわらず、侵襲性心臓モニターリング技術は、良好
な精度が認識され、連続的モニターリング能力ゆえ、例
えば臨界的病状患者には採用されている。一般に、非侵
襲性技術はその基本を、その尖端を肺動脈に置いている
スワン−ガンツ（Swan−Ganz）カテーテルのようなカテ
ーテルにおいている。それは肺動脈の圧、ある例では右
心室、右心房そして間接的に左心房圧（肺動脈細管尖端
圧）の連続的記録に供している。カテーテルから不活性
染料や冷食塩の注入は各々染料希釈法や熱希釈によっ
て、侵襲性出力のそれぞれの測定法に対応している。反
対に、酸素消費の測定と関連として肺動脈の全身動脈の
酸素成分のサンプリング血液はフィックの法則による心
臓出力を計算できる。
グの非侵襲性技術は侵襲性技術より優れている。それに
もかかわらず、侵襲性心臓モニターリング技術は、良好
な精度が認識され、連続的モニターリング能力ゆえ、例
えば臨界的病状患者には採用されている。一般に、非侵
襲性技術はその基本を、その尖端を肺動脈に置いている
スワン−ガンツ（Swan−Ganz）カテーテルのようなカテ
ーテルにおいている。それは肺動脈の圧、ある例では右
心室、右心房そして間接的に左心房圧（肺動脈細管尖端
圧）の連続的記録に供している。カテーテルから不活性
染料や冷食塩の注入は各々染料希釈法や熱希釈によっ
て、侵襲性出力のそれぞれの測定法に対応している。反
対に、酸素消費の測定と関連として肺動脈の全身動脈の
酸素成分のサンプリング血液はフィックの法則による心
臓出力を計算できる。
しかしながら、心臓カテーテルの体内侵入は危険であ
る。それは感染、心臓ヴァルブの損傷、心不整脈や肺動
脈血栓塞栓症の結果、１％のケースであるが、死に繋が
り、33％のケースであるが、罹病につながる。技術、測
定、判断や解釈の間違いは常である。1986年に米国で使
用された50万個のスワン−ガンツカテーテルが、1000ま
たはそれ以上の患者が死ぬ結果になったと推定される。
そればかりか、心臓カテーテルは挿入による危険性から
数日以上放置できない。カテーテル患者は通常の半個室
ベッドの２ないし５倍の費用の非常治療ユニットを必要
とするので、それはまた高価、高労働である。加えて、
ヘルスケアーワーカーはカテーテルの導入とそれに付随
するメインテナンスにおいて感染患者の血液に触れる結
果、エイズ ヴィールスや肝炎ヴィールスの危険に直面
する。
る。それは感染、心臓ヴァルブの損傷、心不整脈や肺動
脈血栓塞栓症の結果、１％のケースであるが、死に繋が
り、33％のケースであるが、罹病につながる。技術、測
定、判断や解釈の間違いは常である。1986年に米国で使
用された50万個のスワン−ガンツカテーテルが、1000ま
たはそれ以上の患者が死ぬ結果になったと推定される。
そればかりか、心臓カテーテルは挿入による危険性から
数日以上放置できない。カテーテル患者は通常の半個室
ベッドの２ないし５倍の費用の非常治療ユニットを必要
とするので、それはまた高価、高労働である。加えて、
ヘルスケアーワーカーはカテーテルの導入とそれに付随
するメインテナンスにおいて感染患者の血液に触れる結
果、エイズ ヴィールスや肝炎ヴィールスの危険に直面
する。
さらに、心臓カテーテルは直接心室容積の変化測定を
供しない。この測定は放射性染料の注入とレントゲング
ラフ像の結合より間接的に得られるので、この技術は時
間と費用を要し、危険な低血圧や徐脈が染料で引き起こ
される。加えて、所与患者の多種検査はＸ線暴露や放射
染料注入の危険から制限される。
供しない。この測定は放射性染料の注入とレントゲング
ラフ像の結合より間接的に得られるので、この技術は時
間と費用を要し、危険な低血圧や徐脈が染料で引き起こ
される。加えて、所与患者の多種検査はＸ線暴露や放射
染料注入の危険から制限される。
血管造影技術が心室容積測定するのに、最も広く受入
れられている手段として認められている。それは拡張、
壁収縮速度および壁運動の部分的異常の計算である。そ
れが圧の測定と組み合わされて、心室のコンプライアン
スと残応力（即ち、収縮に反して壁中に発生する力）が
決定できる。結果は心室の筋長さまたは周長に補正され
た単位として表現され、比較は広く異なっている心臓の
大きさと個別品とでなされる。
れられている手段として認められている。それは拡張、
壁収縮速度および壁運動の部分的異常の計算である。そ
れが圧の測定と組み合わされて、心室のコンプライアン
スと残応力（即ち、収縮に反して壁中に発生する力）が
決定できる。結果は心室の筋長さまたは周長に補正され
た単位として表現され、比較は広く異なっている心臓の
大きさと個別品とでなされる。
血管映画撮影法が多数の単位時間毎の、典型的には毎
秒30ないし60フレームの順次観察に供される。造影物質
が肺動脈や左心房に注入されても、染料が心室空洞に直
接注入さたとき、左心室は明確に描きだされる。それゆ
え、後者のアプローチが、大動脈に造影物質を注入した
とき、左心室空洞の外周を示す造影物質により生じた流
れによって、重大な大動脈弁逆流をおこす患者以外は、
多くの患者に利用されている。
秒30ないし60フレームの順次観察に供される。造影物質
が肺動脈や左心房に注入されても、染料が心室空洞に直
接注入さたとき、左心室は明確に描きだされる。それゆ
え、後者のアプローチが、大動脈に造影物質を注入した
とき、左心室空洞の外周を示す造影物質により生じた流
れによって、重大な大動脈弁逆流をおこす患者以外は、
多くの患者に利用されている。
造影剤（contrast agent）の注入は、注入後６番目の
拍動までは（早期収縮を除いて）、血行力学的変化をな
さない。造影剤による高振動圧症は、注入後30秒以内に
心筋収縮前負荷と心速度を上げ始めることによる血液容
積を増加させ、効果は２時間持続する。それゆえ、この
技術は短時間のうちに、くりかえし測定には利用できな
い。さらに、造影剤は、新しい非イオン剤は排除効果
（adverse effects）を少なくするのに有効ではある
が、収縮性を直接低下させる。
拍動までは（早期収縮を除いて）、血行力学的変化をな
さない。造影剤による高振動圧症は、注入後30秒以内に
心筋収縮前負荷と心速度を上げ始めることによる血液容
積を増加させ、効果は２時間持続する。それゆえ、この
技術は短時間のうちに、くりかえし測定には利用できな
い。さらに、造影剤は、新しい非イオン剤は排除効果
（adverse effects）を少なくするのに有効ではある
が、収縮性を直接低下させる。
血管写像から心室容積や大きさを計算するさい、非平
行Ｘ線による変形や拡大に対し、適当な修正ファクター
を当然、考慮、適応する。修正ファクターを適用すると
き、管と患者および管とフィルムの距離を正確に決定す
るよう注意をはらわねばならない。修正は心室の位置で
補正されたグリッドを撮影することで、よく達成され
る。
行Ｘ線による変形や拡大に対し、適当な修正ファクター
を当然、考慮、適応する。修正ファクターを適用すると
き、管と患者および管とフィルムの距離を正確に決定す
るよう注意をはらわねばならない。修正は心室の位置で
補正されたグリッドを撮影することで、よく達成され
る。
心室容積の変化を測定する重要さは、左心室容積の測
定のシンポジウムでデェヴィラ（Davila）によって述べ
られている。彼は左心室の作動機能の記載は応力、歪み
および速度（歪みの速さ）の測定が必要であると指摘し
ている。圧力、心臓カテーテル実験室での標準測定、臨
界治療ユニットおよび手術室は、心室の形（位置）やサ
イズ（容積）に依存する必要はない。しかしながら、応
力と歪みは流体容器の位置およびサイズと関連して表現
されるべきである。
定のシンポジウムでデェヴィラ（Davila）によって述べ
られている。彼は左心室の作動機能の記載は応力、歪み
および速度（歪みの速さ）の測定が必要であると指摘し
ている。圧力、心臓カテーテル実験室での標準測定、臨
界治療ユニットおよび手術室は、心室の形（位置）やサ
イズ（容積）に依存する必要はない。しかしながら、応
力と歪みは流体容器の位置およびサイズと関連して表現
されるべきである。
同じシンポジウムで、チャップマン達は心室容積の測
定のため血管映画撮影法を記載している。これら研究者
達はこの方法の欠陥を考慮して、つぎの観察をした：
“心室容積の変化を追跡する理想的システムは明らか
に、自由に生きている生体に完全に適用でき、あらゆる
種類の注入を必要とせず、被検者に危険や不快がなく長
時間くりかえし使用できるものである。もし利用できる
ようになったとしたら、そのシステムはＸ線学原理には
ほとんど基づいてないだろう。しかし、なにか全く異な
る原理が導入され適用されるまで、Ｘ線学原理は必須で
あろう。”理想システムのさらなる要求は、技術を利用
し結果を解釈するのに医者や技術者の時間を最小化する
ことである。
定のため血管映画撮影法を記載している。これら研究者
達はこの方法の欠陥を考慮して、つぎの観察をした：
“心室容積の変化を追跡する理想的システムは明らか
に、自由に生きている生体に完全に適用でき、あらゆる
種類の注入を必要とせず、被検者に危険や不快がなく長
時間くりかえし使用できるものである。もし利用できる
ようになったとしたら、そのシステムはＸ線学原理には
ほとんど基づいてないだろう。しかし、なにか全く異な
る原理が導入され適用されるまで、Ｘ線学原理は必須で
あろう。”理想システムのさらなる要求は、技術を利用
し結果を解釈するのに医者や技術者の時間を最小化する
ことである。
侵襲性技術に対する非侵襲性技術の明白な利点がゆえ
に、連続的な診断が、心機能を検査する信頼ある非侵襲
性方法としてなされている。このような方法は特に、心
機能の連続的変化を検出すことや、薬事療法や心臓手術
のような正確で長期の介入効果を評価するのに必要であ
る。心機能を検査する５つの原理的非侵襲性方法は：心
収縮時間間隔、Ｍモードおよび２次元超音波心臓検査
法、Ｘ線学血管造影、ゲート式コンピュータトモグラフ
ィー（CTスキャン）、およびゲート式磁気共鳴イメージ
（MRI）である。これらの最初の物以外は心室容積かつ
／または大きさ測定には血管造影とは代替物であり、そ
れゆえ、ejection phase indicesを評価できる。患者の
左心房流出障害の他に、壁応力（残存荷重）は全心房
圧、心室半径、と壁厚さの組合せで評価できる。全４非
侵襲性イメージ方法は心室の収縮および拡張容積を評価
できる。しかし、全方法が臨界的病疾患者の連続的もし
くは準連続的モニターリングには十分でない。
に、連続的な診断が、心機能を検査する信頼ある非侵襲
性方法としてなされている。このような方法は特に、心
機能の連続的変化を検出すことや、薬事療法や心臓手術
のような正確で長期の介入効果を評価するのに必要であ
る。心機能を検査する５つの原理的非侵襲性方法は：心
収縮時間間隔、Ｍモードおよび２次元超音波心臓検査
法、Ｘ線学血管造影、ゲート式コンピュータトモグラフ
ィー（CTスキャン）、およびゲート式磁気共鳴イメージ
（MRI）である。これらの最初の物以外は心室容積かつ
／または大きさ測定には血管造影とは代替物であり、そ
れゆえ、ejection phase indicesを評価できる。患者の
左心房流出障害の他に、壁応力（残存荷重）は全心房
圧、心室半径、と壁厚さの組合せで評価できる。全４非
侵襲性イメージ方法は心室の収縮および拡張容積を評価
できる。しかし、全方法が臨界的病疾患者の連続的もし
くは準連続的モニターリングには十分でない。
収縮時間間隔は定法では、首の脈拍を示す頸動脈上の
外部トラスンジュサーと心臓上で心音を記録するマイク
ロフォンと心電図の組合せで得られる。この技術は技術
的および医学的理由で一般的とはいえない。（１）信頼
でき、再現できる結果を得ることが難しい、（２）体の
水平姿勢で際立った内部頸静脈の拍動が頸動脈の拍動と
重なり、頸動脈波形の解釈を困難にする、（３）心音の
正確な記憶が、特に肥満や気腫の患者から得るのが難し
い、（４）収縮時間間隔は、誤解をまねく値を導く、左
心室前負荷（preload）後負荷（afterload）の変化を含
む各種薬学的および血行力学的影響に過敏である、
（５）収縮時間間隔における変化は患者の姿勢と記録さ
れた日の時刻に影響される、（６）収縮時間間隔を計算
する頸動脈拍動等高図は大動脈弁疾患の患者では解釈が
難しい、かつ（７）鬱血心臓欠陥の存在が異常値を正常
化したり、正常値を異常化したりする。
外部トラスンジュサーと心臓上で心音を記録するマイク
ロフォンと心電図の組合せで得られる。この技術は技術
的および医学的理由で一般的とはいえない。（１）信頼
でき、再現できる結果を得ることが難しい、（２）体の
水平姿勢で際立った内部頸静脈の拍動が頸動脈の拍動と
重なり、頸動脈波形の解釈を困難にする、（３）心音の
正確な記憶が、特に肥満や気腫の患者から得るのが難し
い、（４）収縮時間間隔は、誤解をまねく値を導く、左
心室前負荷（preload）後負荷（afterload）の変化を含
む各種薬学的および血行力学的影響に過敏である、
（５）収縮時間間隔における変化は患者の姿勢と記録さ
れた日の時刻に影響される、（６）収縮時間間隔を計算
する頸動脈拍動等高図は大動脈弁疾患の患者では解釈が
難しい、かつ（７）鬱血心臓欠陥の存在が異常値を正常
化したり、正常値を異常化したりする。
超音波心臓検査法は心機能をモニターする心室壁作動
の超音波映像を含む。この方法では、心室壁収縮の力学
と心臓室の内部大きさが記録される。超音波心臓検査法
に使用される機器は多方面の洗練されたコンピュータ補
助の映像、分析システムからなる。胸部のトランスジュ
ーサーの設置は熟練した技術者のサーヴィスを必要と
し、不正確な設置は誤解をまねく情報を導く。さらに、
このシステムは非常に高価で、容易にポータブル化でき
ず、患者は左下臥位で検査される必要があり、一日中ま
たは検査中、臨界疾患患者の連続的モニターリングを意
図していない。
の超音波映像を含む。この方法では、心室壁収縮の力学
と心臓室の内部大きさが記録される。超音波心臓検査法
に使用される機器は多方面の洗練されたコンピュータ補
助の映像、分析システムからなる。胸部のトランスジュ
ーサーの設置は熟練した技術者のサーヴィスを必要と
し、不正確な設置は誤解をまねく情報を導く。さらに、
このシステムは非常に高価で、容易にポータブル化でき
ず、患者は左下臥位で検査される必要があり、一日中ま
たは検査中、臨界疾患患者の連続的モニターリングを意
図していない。
前述の欠陥に加え、超音波心臓検査法は種々の本質的
な限界がある。例えば、全ての超音波ビームは結晶トラ
ンスジューサー面のサイズに比例した決まった幅と高さ
がある。焦点を過ぎると、ビームの断面積はトランスジ
ューサー面からの距離に正比例して拡大する。それゆ
え、Ｍモード（単トランスジューサー）超音波心臓検査
法では、２つの横に分かれた像が丁度腹背関係で現れ
る。
な限界がある。例えば、全ての超音波ビームは結晶トラ
ンスジューサー面のサイズに比例した決まった幅と高さ
がある。焦点を過ぎると、ビームの断面積はトランスジ
ューサー面からの距離に正比例して拡大する。それゆ
え、Ｍモード（単トランスジューサー）超音波心臓検査
法では、２つの横に分かれた像が丁度腹背関係で現れ
る。
２次元超音波心臓検査法技術もまた歪みを生じ、それ
はターゲットと中心ビーム軸間距離の増加にしがって増
加する。この装置では、軸方向分解能（１−2mm）は横
方向分解能（４−5mm）より優れている。２次元超音波
心臓検査画像が生ずる複雑な性質によって、人工産物
（artifacts）が通常観察者には心臓内塊として見え
る。さらに、全体として左心室の心内膜の外素描はたっ
た70−80％得られるのみである。また、呼吸による妨害
が、特に検査中では、連続的拍動記録を得るのを限定す
る。
はターゲットと中心ビーム軸間距離の増加にしがって増
加する。この装置では、軸方向分解能（１−2mm）は横
方向分解能（４−5mm）より優れている。２次元超音波
心臓検査画像が生ずる複雑な性質によって、人工産物
（artifacts）が通常観察者には心臓内塊として見え
る。さらに、全体として左心室の心内膜の外素描はたっ
た70−80％得られるのみである。また、呼吸による妨害
が、特に検査中では、連続的拍動記録を得るのを限定す
る。
超音波心臓検査法から導いた大きさから、左心室の拡
張終期と収縮終期容積を決定する試みがなされた。この
方法は、検査された患者と数とＭ−モードか２次元超音
波心臓検査画法が採られるかによって、種々の成功があ
った。Ｍ−モード次元は左心室の血管透影概念を楕円と
して適合させ左心室容積を計算した。しかしながら、Ｍ
−モード超音波心臓検査画法は左心室の大きさ、隔壁後
外側の大きさを測定するのみであり、それは腱策（chor
dae tendineae）のレベルより見たものである。結果と
して、単次元から容積を計算するには、次の仮定があ
る、（１）検査されている心室は収縮、拡張の双方で、
実際上楕円体と推定できる、（２）測定された隔壁後外
側の大きさは楕円体の短軸と一致する、（３）直交する
短軸は測定した短軸と同じである、かつ（４）長軸は短
軸の長さの２倍である。血管造影とエコーの左心室容積
に良い相互関係が得られたとしても、共同運動不能な心
室壁運動の患者では、相互関係は悪く、その運動は左心
室壁の疾患部が正常部と協調して作動しない冠動脈疾患
の患者に発生する。さらに、時間の関数として心室容積
曲線は種々の仮定と推定の適用なしには引き出せないの
で、通常は報告されてない。
張終期と収縮終期容積を決定する試みがなされた。この
方法は、検査された患者と数とＭ−モードか２次元超音
波心臓検査画法が採られるかによって、種々の成功があ
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して適合させ左心室容積を計算した。しかしながら、Ｍ
−モード超音波心臓検査画法は左心室の大きさ、隔壁後
外側の大きさを測定するのみであり、それは腱策（chor
dae tendineae）のレベルより見たものである。結果と
して、単次元から容積を計算するには、次の仮定があ
る、（１）検査されている心室は収縮、拡張の双方で、
実際上楕円体と推定できる、（２）測定された隔壁後外
側の大きさは楕円体の短軸と一致する、（３）直交する
短軸は測定した短軸と同じである、かつ（４）長軸は短
軸の長さの２倍である。血管造影とエコーの左心室容積
に良い相互関係が得られたとしても、共同運動不能な心
室壁運動の患者では、相互関係は悪く、その運動は左心
室壁の疾患部が正常部と協調して作動しない冠動脈疾患
の患者に発生する。さらに、時間の関数として心室容積
曲線は種々の仮定と推定の適用なしには引き出せないの
で、通常は報告されてない。
楕円体モデルの３軸方向の直接の測定を可能とし、さ
らに、シンプソンルールのような、他の容積作成式の応
用を許すので、２次元超音波心臓検査は左心室容積の測
定のためにかなりの利点をあたえる。試験は超音波心臓
検査値及び血管造影値の相関関係が、２次元法を用いた
場合に、十分改善され、心室の共同運動不能症の存在下
でも、良好な相関関係が得られることを示している。定
量的な２次元超音波心臓検査値に対する最も大きな不利
である点は、全患者及び試験の分析を含む作業における
技術的に満足な像を得ることができないことである。Ｍ
−モードのように、このテクニックは心室容積の動的変
化を容易に示さない。
らに、シンプソンルールのような、他の容積作成式の応
用を許すので、２次元超音波心臓検査は左心室容積の測
定のためにかなりの利点をあたえる。試験は超音波心臓
検査値及び血管造影値の相関関係が、２次元法を用いた
場合に、十分改善され、心室の共同運動不能症の存在下
でも、良好な相関関係が得られることを示している。定
量的な２次元超音波心臓検査値に対する最も大きな不利
である点は、全患者及び試験の分析を含む作業における
技術的に満足な像を得ることができないことである。Ｍ
−モードのように、このテクニックは心室容積の動的変
化を容易に示さない。
超音波心臓検査はまた心室周長腺維収縮速度（Vcf）
の測定に用いられている。このエコー測定は収縮期心室
容積の変化の派生と類似しており、心室収縮性の指標と
して役立つ。Ｍ−モード超音波心臓検査におけるその応
用は、左心室内容積が中央心室レベルで測定されるもの
と仮定している。収縮の平均速度は、計算された周長式
を、付随頸動脈パルストレースから、あるいは超音波心
臓検査の大動脈開弁の時間的間隔から測定されうる追跡
左心室駆出時間（ET）で割ることによって求められる。
ピークVcfは後部及び中隔壁の最大収縮期スロープから
外挿法によって同様に得ることができる。Vcfは、虚血
性心疾患の患者のように、左心室の共同運動不能症の患
者において不正確である。
の測定に用いられている。このエコー測定は収縮期心室
容積の変化の派生と類似しており、心室収縮性の指標と
して役立つ。Ｍ−モード超音波心臓検査におけるその応
用は、左心室内容積が中央心室レベルで測定されるもの
と仮定している。収縮の平均速度は、計算された周長式
を、付随頸動脈パルストレースから、あるいは超音波心
臓検査の大動脈開弁の時間的間隔から測定されうる追跡
左心室駆出時間（ET）で割ることによって求められる。
ピークVcfは後部及び中隔壁の最大収縮期スロープから
外挿法によって同様に得ることができる。Vcfは、虚血
性心疾患の患者のように、左心室の共同運動不能症の患
者において不正確である。
周長腺維収縮の平均速度（Vcf）は超音波心臓検査、C
Tスキャン、あるいはMRIによって拡張終期及び収縮終期
容積の測定から簡単に決定される。心室はその小軸にお
いてほぼ環状であるので、周長は直径（Ｄ）と等しい。
従って、平均Vcf（周長／秒）は拡張終期及び収縮終期
周長（cm）の差を、駆出時間（秒）の間隔と拡張終期周
長との積で割ったものである。超音波心臓検査によって
得られたVcfの値は血管造影から測定されたものにほぼ
匹敵する。
Tスキャン、あるいはMRIによって拡張終期及び収縮終期
容積の測定から簡単に決定される。心室はその小軸にお
いてほぼ環状であるので、周長は直径（Ｄ）と等しい。
従って、平均Vcf（周長／秒）は拡張終期及び収縮終期
周長（cm）の差を、駆出時間（秒）の間隔と拡張終期周
長との積で割ったものである。超音波心臓検査によって
得られたVcfの値は血管造影から測定されたものにほぼ
匹敵する。
超音波心臓検査はまた、拡張終期容積と収縮終期容積
との差である一回拍出量（SV）を測定するために用いら
れる。このテクニックは容積評価において本質的に正確
さを欠いており、臨床的に、拍出容積は、体格、心拍
数、姿勢及び運動のような生理学的な環境の違いによっ
て大きく変化する。従って、それは収縮性ほど有効な測
定法ではない。それにもかかわらず、左心室共同運動不
能症の被験者を分析から除去すれば、公正な相互作用
が、一方ではＭ−モード超音波心臓検査から得られた拍
出容積と２次元エコーテクニックの間に、他方では両熱
希釈と血管造影の拍出容積測定との間に、報告されてい
る。
との差である一回拍出量（SV）を測定するために用いら
れる。このテクニックは容積評価において本質的に正確
さを欠いており、臨床的に、拍出容積は、体格、心拍
数、姿勢及び運動のような生理学的な環境の違いによっ
て大きく変化する。従って、それは収縮性ほど有効な測
定法ではない。それにもかかわらず、左心室共同運動不
能症の被験者を分析から除去すれば、公正な相互作用
が、一方ではＭ−モード超音波心臓検査から得られた拍
出容積と２次元エコーテクニックの間に、他方では両熱
希釈と血管造影の拍出容積測定との間に、報告されてい
る。
他の非侵襲性のテクニックは、心電図との組み合わせ
における左半胸部の前部表面における最大心臓性インパ
ルスに関してトランスデューサを用いることによって得
られる心尖拍動図である。このテクニックは幾つかの理
由で有用性に限界がある。特に、心尖拍動図の記録は、
記録トランスデューサの特性、及び皮膚表面へのトラン
スデューサの連結によってかなり影響される。気腫の患
者に起こりうる胸部における明瞭な心臓性インパルスが
無い場合、心尖拍動図は得られない。さらに、血流力学
の測定のための心尖拍動図波形の解釈は、収縮の時間的
な間隔よりも一層問題となる。
における左半胸部の前部表面における最大心臓性インパ
ルスに関してトランスデューサを用いることによって得
られる心尖拍動図である。このテクニックは幾つかの理
由で有用性に限界がある。特に、心尖拍動図の記録は、
記録トランスデューサの特性、及び皮膚表面へのトラン
スデューサの連結によってかなり影響される。気腫の患
者に起こりうる胸部における明瞭な心臓性インパルスが
無い場合、心尖拍動図は得られない。さらに、血流力学
の測定のための心尖拍動図波形の解釈は、収縮の時間的
な間隔よりも一層問題となる。
心機能モニタリングのための他の非侵襲性の装置はキ
ネトカルジオグラフである。この装置は、直接胸部壁に
接触した平面末端部にはりつけられた小金属アームから
なるトランスデューサで、胸部壁の運動を記録する。金
属アームの動作は圧電気トランスデューサ、あるいはス
トレインゲージトランスデューサに接続された肺に伝え
られる。
ネトカルジオグラフである。この装置は、直接胸部壁に
接触した平面末端部にはりつけられた小金属アームから
なるトランスデューサで、胸部壁の運動を記録する。金
属アームの動作は圧電気トランスデューサ、あるいはス
トレインゲージトランスデューサに接続された肺に伝え
られる。
肺及びピックアップは床をこえてクロスバーから備え
つけられ、末端部は胸部におけるある位置にたいして直
角をなして配置される。キネトカルジオグラム（KCG）
が示した増幅された信号は呼気終期のおいて息をこらえ
てる間、得られる。KCGは左腋窩５ミクロンから胸部に
わたってまっすぐに200ミクロンの範囲で内部および外
部胸部動作の低周波を測定する。
つけられ、末端部は胸部におけるある位置にたいして直
角をなして配置される。キネトカルジオグラム（KCG）
が示した増幅された信号は呼気終期のおいて息をこらえ
てる間、得られる。KCGは左腋窩５ミクロンから胸部に
わたってまっすぐに200ミクロンの範囲で内部および外
部胸部動作の低周波を測定する。
キネトキルジオグラフィは、外部動作が心臓の軸上
（試験官によって脈拍が感じうる位置）に位置した空気
変位通風筒（displacement funnel）トランスデューサ
によって強調される心尖拍動図と異なる。たとえば、KC
Gは、referenceの外部クロスバー構造のため、前胸部の
実際の変位（displacement）を感受し、ところが心尖拍
動図は相対的な胸郭間の動作を感受する。また、KCGは
記録が心尖拍動図を用いた場合にように心尖でのみでな
く、前胸部にわたる多くの位置から得られるように十分
敏感である。
（試験官によって脈拍が感じうる位置）に位置した空気
変位通風筒（displacement funnel）トランスデューサ
によって強調される心尖拍動図と異なる。たとえば、KC
Gは、referenceの外部クロスバー構造のため、前胸部の
実際の変位（displacement）を感受し、ところが心尖拍
動図は相対的な胸郭間の動作を感受する。また、KCGは
記録が心尖拍動図を用いた場合にように心尖でのみでな
く、前胸部にわたる多くの位置から得られるように十分
敏感である。
人間でのKCG記録は当初、前胸部超音波心臓検査の電
極導線が因習的に定められた位置に描かれた。これらの
位置において、KCGはいっぱんに、外部動作、内部動作
に重ねた多くの低周波振動によって伴われた超音波心臓
検査図のQRS波のように胸部壁の内部動作を描く。KCGを
最初に描いた研究者は胸部動作は以下の因子の組み合わ
せによるものとした（１）胸部壁に対する心臓性インパ
クトのための動作、（２）心臓の駆出あるいは充填の結
果である胸内血液量の変化、（３）胸部壁に対する大血
管内の血液のインパクト、（４）収縮した、あるいは拡
張した心臓の位置的な、あるいは形状の変化。胸郭前後
にわたるKCGのトレーシングは（１）鎖骨下の領域にお
けるパルストレーシングのカロトジャグラー（carotoju
gular）タイプ（研究者によって鎖骨下、あるいは腋窩
の血管から伝達された静脈動脈混合パルスと考えられ
た）、（２）腹臥位の被験者で、V4超音波心臓検査の電
極配置位置の後部と同様の波形形状、（３）直立姿勢
で、より小さい振動、先のKCG信号に対応する後部位置
でのふれ信号に対する雑音、を表す。研究者は、これら
の所見が上記した因子の組み合わせに起因すると考え
た。
極導線が因習的に定められた位置に描かれた。これらの
位置において、KCGはいっぱんに、外部動作、内部動作
に重ねた多くの低周波振動によって伴われた超音波心臓
検査図のQRS波のように胸部壁の内部動作を描く。KCGを
最初に描いた研究者は胸部動作は以下の因子の組み合わ
せによるものとした（１）胸部壁に対する心臓性インパ
クトのための動作、（２）心臓の駆出あるいは充填の結
果である胸内血液量の変化、（３）胸部壁に対する大血
管内の血液のインパクト、（４）収縮した、あるいは拡
張した心臓の位置的な、あるいは形状の変化。胸郭前後
にわたるKCGのトレーシングは（１）鎖骨下の領域にお
けるパルストレーシングのカロトジャグラー（carotoju
gular）タイプ（研究者によって鎖骨下、あるいは腋窩
の血管から伝達された静脈動脈混合パルスと考えられ
た）、（２）腹臥位の被験者で、V4超音波心臓検査の電
極配置位置の後部と同様の波形形状、（３）直立姿勢
で、より小さい振動、先のKCG信号に対応する後部位置
でのふれ信号に対する雑音、を表す。研究者は、これら
の所見が上記した因子の組み合わせに起因すると考え
た。
KCGは、心筋梗塞として知られている患者のおよそ66
％において前胸外部の収縮膨張を示した。もっとも大き
い外部動作はV3超音波心臓検査電極配置位置に頻繁に見
られた。外部の前胸部膨張は狭心症の痛みを発生した患
者の約30％において、運動中に発生した。
％において前胸外部の収縮膨張を示した。もっとも大き
い外部動作はV3超音波心臓検査電極配置位置に頻繁に見
られた。外部の前胸部膨張は狭心症の痛みを発生した患
者の約30％において、運動中に発生した。
KCGは心筋の機械的特性における有用な情報を与える
が、まだ幅広く臨床的に受け入れられていない。これは
おそらく（１）患者接点に対して扱いにくいトランスデ
ューサである、（２）患者動作の制限及び記録中に息こ
らえの必要がある、（３）雑音、しばしば説明できない
信号を発する、（４）胸郭における異なった位置からの
記録を解釈するために相当の熟練を必要とする、（５）
記録の分析から得られた心室容積の結果の変化に関する
KCG波形量の不足、のためである。
が、まだ幅広く臨床的に受け入れられていない。これは
おそらく（１）患者接点に対して扱いにくいトランスデ
ューサである、（２）患者動作の制限及び記録中に息こ
らえの必要がある、（３）雑音、しばしば説明できない
信号を発する、（４）胸郭における異なった位置からの
記録を解釈するために相当の熟練を必要とする、（５）
記録の分析から得られた心室容積の結果の変化に関する
KCG波形量の不足、のためである。
心機能モニタリングのための他の非侵襲性の装置は、
カルジオキモグラフ（心臓運動態記録法）（CKG）であ
る。心臓力学、シアトル、ワシントンから有効であるこ
の装置は、胸部に固定されたプラスチック環に装備され
た環状の平らな容量性のプレートからなっている。トラ
ンスデューサ真下の組織動作は振動子プレートの周波数
を順次変化させる誘起された電磁気領域を歪める。この
周波数の変化はトランスデューサ部位で胸部壁動作に釣
り合った電圧の変化に変換され、その後、類似波形とし
て示される。CKGは息こらえの間、キネトカルジオグラ
ムに対する見かけと全く同様に波形を与える。それはKC
Gと全く同様に左心室壁動作異常を描いており、従っ
て、心筋虚血の付加的指標として運動試験の診断の正確
さを改善するために利用することができる。
カルジオキモグラフ（心臓運動態記録法）（CKG）であ
る。心臓力学、シアトル、ワシントンから有効であるこ
の装置は、胸部に固定されたプラスチック環に装備され
た環状の平らな容量性のプレートからなっている。トラ
ンスデューサ真下の組織動作は振動子プレートの周波数
を順次変化させる誘起された電磁気領域を歪める。この
周波数の変化はトランスデューサ部位で胸部壁動作に釣
り合った電圧の変化に変換され、その後、類似波形とし
て示される。CKGは息こらえの間、キネトカルジオグラ
ムに対する見かけと全く同様に波形を与える。それはKC
Gと全く同様に左心室壁動作異常を描いており、従っ
て、心筋虚血の付加的指標として運動試験の診断の正確
さを改善するために利用することができる。
カルジオキモグラフはキネトカルジオグラムのように
同様の制限がある。つまり、（１）患者接点に対して扱
いにくいトランスデューサである、（２）患者動作の制
限及び記録中に息こらえの必要がある、（３）雑音、し
ばしば説明できない信号を発する、（４）胸郭における
異なった位置からの記録を解釈するために相当の熟練を
必要とする、（５）記録の分析から得られた心室容積の
結果の変化に関してKCG波形量の不足、である。
同様の制限がある。つまり、（１）患者接点に対して扱
いにくいトランスデューサである、（２）患者動作の制
限及び記録中に息こらえの必要がある、（３）雑音、し
ばしば説明できない信号を発する、（４）胸郭における
異なった位置からの記録を解釈するために相当の熟練を
必要とする、（５）記録の分析から得られた心室容積の
結果の変化に関してKCG波形量の不足、である。
電気キモグラフィ及びレーダキモグラフィは非侵襲性
の心機能モニタリングの他のテクニックである。レント
ゲンで得られた心血管の影の縁の動作は、根底にある心
臓縁の動作によって僅かに引き起こされた周期的な変化
（電気キモグラフィ）からの、あるいは蛍光透視像のビ
デオモニターからの、あるいは同様のトレーシングテク
ノロジー（レーダキモグラフィ）からの、相的な類似信
号を与えるために光倍率器チューブを用いることによっ
て蛍光透視鏡で直接目視できるようになり得る、左心臓
縁における部分的な動作の図解記録は、左心室容積にお
ける変化の輪郭曲線とかなり類似した記録を示す。
の心機能モニタリングの他のテクニックである。レント
ゲンで得られた心血管の影の縁の動作は、根底にある心
臓縁の動作によって僅かに引き起こされた周期的な変化
（電気キモグラフィ）からの、あるいは蛍光透視像のビ
デオモニターからの、あるいは同様のトレーシングテク
ノロジー（レーダキモグラフィ）からの、相的な類似信
号を与えるために光倍率器チューブを用いることによっ
て蛍光透視鏡で直接目視できるようになり得る、左心臓
縁における部分的な動作の図解記録は、左心室容積にお
ける変化の輪郭曲線とかなり類似した記録を示す。
このようなテクノロジーは心室壁の部分的に位置した
機能不全の診断に有用である。たとえば、レーダーキモ
グラフィは、共同運動不能及び無動症の動作を含む、急
性心筋梗塞を伴う心室壁異常の診断に利用されている。
レーダキモグラフィは共同運動不能性心筋萎縮の診察に
おいて、左心室血管心臓映画撮影法に匹敵する。
機能不全の診断に有用である。たとえば、レーダーキモ
グラフィは、共同運動不能及び無動症の動作を含む、急
性心筋梗塞を伴う心室壁異常の診断に利用されている。
レーダキモグラフィは共同運動不能性心筋萎縮の診察に
おいて、左心室血管心臓映画撮影法に匹敵する。
しかし、レーダキモグラフィ及び電気キモグラフィ
は、接点が心臓シルエットと隣接した構造とのあいだの
目視できる位置でのみ使用することができる。肺腺維
症、肺水腫、胸膜腺維症及び肋骨歪曲の場合に目視でき
なくなる。呼吸困難の患者は、呼吸によって引き起こさ
れる外来の心臓の動作が人工産物（アーチファクト）を
引き起こすので、試験することが困難である。結局、こ
れらの方法はいずれも患者をレントゲン線にさらすこと
となり、この危険は長期のモニタリングを必要とする状
況において、これらの使用を妨げる。
は、接点が心臓シルエットと隣接した構造とのあいだの
目視できる位置でのみ使用することができる。肺腺維
症、肺水腫、胸膜腺維症及び肋骨歪曲の場合に目視でき
なくなる。呼吸困難の患者は、呼吸によって引き起こさ
れる外来の心臓の動作が人工産物（アーチファクト）を
引き起こすので、試験することが困難である。結局、こ
れらの方法はいずれも患者をレントゲン線にさらすこと
となり、この危険は長期のモニタリングを必要とする状
況において、これらの使用を妨げる。
さらに、心機能モニタリングのための他の非侵襲性の
テクニックはインピーダンスカルジオグラフィ（心拍記
録法）である。高周波の通過、心臓に固定された、ある
いは無傷の胸郭を横切った心臓をとおして接続された電
極間の低電流信号は、長さによって全く異なり、逆に導
線の断面積によって異なる電気的インピーダンスの変化
を引き起こすことが長期に渡って認められている。
テクニックはインピーダンスカルジオグラフィ（心拍記
録法）である。高周波の通過、心臓に固定された、ある
いは無傷の胸郭を横切った心臓をとおして接続された電
極間の低電流信号は、長さによって全く異なり、逆に導
線の断面積によって異なる電気的インピーダンスの変化
を引き起こすことが長期に渡って認められている。
インピーダンスカルジオグラフィにおいて、心臓の運
動の検波は、高く電極位置に依存する。電極位置の問題
を避けるために、全胸郭は、胸郭の上部及び下部の縁で
誘起及び受信電極を固定することによって導体として取
り扱われている。これは収縮期及び拡張期の間のインピ
ーダンスにおける差として心拍動容積の程度を算定する
ことを可能にする。心拍動容積（１拍で心臓から駆出さ
れた血液の量）の絶対値はインピーダンス（パルスボリ
ュームにおける速度差の係数）の変化率を経験的に誘導
された方程式に組み入れることによって得られる。それ
は、市販の装置、つまり心拍出を計算するためのミネソ
タインピーダンスカルジオグラフ、によるその測定のた
めの根拠を形成するトルソインピーダンスから派生した
波形である。
動の検波は、高く電極位置に依存する。電極位置の問題
を避けるために、全胸郭は、胸郭の上部及び下部の縁で
誘起及び受信電極を固定することによって導体として取
り扱われている。これは収縮期及び拡張期の間のインピ
ーダンスにおける差として心拍動容積の程度を算定する
ことを可能にする。心拍動容積（１拍で心臓から駆出さ
れた血液の量）の絶対値はインピーダンス（パルスボリ
ュームにおける速度差の係数）の変化率を経験的に誘導
された方程式に組み入れることによって得られる。それ
は、市販の装置、つまり心拍出を計算するためのミネソ
タインピーダンスカルジオグラフ、によるその測定のた
めの根拠を形成するトルソインピーダンスから派生した
波形である。
インピーダンスカルジオグラムは当初、呼吸によって
重ねられたインピーダンス変化を消失させるために息こ
らえの間に記録されるが、トリガーパルスとしてエレク
トロカルジオグラムのＲ−波を用いたトルソインピーダ
ンス波形のアンサンブル−平均化が、安静時及び運動時
の健康な被験者及び臨床的に病気である患者における正
常な呼吸の間の波形を比較するものであることが認めら
れている。
重ねられたインピーダンス変化を消失させるために息こ
らえの間に記録されるが、トリガーパルスとしてエレク
トロカルジオグラムのＲ−波を用いたトルソインピーダ
ンス波形のアンサンブル−平均化が、安静時及び運動時
の健康な被験者及び臨床的に病気である患者における正
常な呼吸の間の波形を比較するものであることが認めら
れている。
心臓容積の変化を検波するための胸郭を経由した電気
的インピーダンスの変化は高く電極位置に依存している
ので、心臓容積の部分的な変化及び容積輪郭の正確な再
生作用を容易にそのようなテクノロジーでは記録するこ
とはできない。一方、シングル導体のような全胸郭の血
液動態のすべての変化を取り扱うことは、心臓の拍出容
積を合理的に評価するものである。
的インピーダンスの変化は高く電極位置に依存している
ので、心臓容積の部分的な変化及び容積輪郭の正確な再
生作用を容易にそのようなテクノロジーでは記録するこ
とはできない。一方、シングル導体のような全胸郭の血
液動態のすべての変化を取り扱うことは、心臓の拍出容
積を合理的に評価するものである。
心臓動作は肺におけるガス流動を引き起こすこメカニ
ズムは長年研究者を当惑させているが、その現象はま
た、長期に渡って認められている。初期の研究者の一人
は、各心臓収縮は胸郭からの血液量を送り出し、感情性
の固定された容器内部に結果として起こった負の圧力が
口部での流入を引き起こすることを示唆している。この
心臓の“吸引”効果は後に十分実証されたが、流動パル
スは開胸動物においても存在するという観察は他のメカ
ニズムを指摘した。
ズムは長年研究者を当惑させているが、その現象はま
た、長期に渡って認められている。初期の研究者の一人
は、各心臓収縮は胸郭からの血液量を送り出し、感情性
の固定された容器内部に結果として起こった負の圧力が
口部での流入を引き起こすることを示唆している。この
心臓の“吸引”効果は後に十分実証されたが、流動パル
スは開胸動物においても存在するという観察は他のメカ
ニズムを指摘した。
心臓性流動パルスは肺実質に対する心臓の拍動を指示
すると考えられている。人工的に引き起こされた血管圧
力パルスは気道における流動振動を引き起こすが、これ
らの振動は肺動脈の葉枝が完全に遮断されている葉の気
道においてもなお見られる。さらに、25−50mlの生食を
犬の心膜嚢に注入すると、正常な肺動脈の脈拍にもかか
わらず、いちじるしく肺内の気道内のすべての心臓性振
動が減少する。これらの観察は、小心膜しん出によって
影響を受けない肺血管の脈拍も心臓の容積変化も心臓性
流動振動に応答しないことを示唆している。
すると考えられている。人工的に引き起こされた血管圧
力パルスは気道における流動振動を引き起こすが、これ
らの振動は肺動脈の葉枝が完全に遮断されている葉の気
道においてもなお見られる。さらに、25−50mlの生食を
犬の心膜嚢に注入すると、正常な肺動脈の脈拍にもかか
わらず、いちじるしく肺内の気道内のすべての心臓性振
動が減少する。これらの観察は、小心膜しん出によって
影響を受けない肺血管の脈拍も心臓の容積変化も心臓性
流動振動に応答しないことを示唆している。
心臓は形状がふぞろいで、ねじれ作用で収縮する。こ
れは隣接した肺のある部分に対する力強い押力の結果で
あり、一方他の部分は心筋層の内部動作に引き続いて起
こる。それは、肺内部を行きかう流動振動を引き起こす
ような一時的な膨張及び収縮である。心臓液は、心臓の
ローテーションあるいはゆがみがもはや肺に対する攻撃
を引き起こさないように、心膜嚢の外部表面をより球状
にする傾向がある。従って、空気カラムの心臓性振動を
減少させることができる。
れは隣接した肺のある部分に対する力強い押力の結果で
あり、一方他の部分は心筋層の内部動作に引き続いて起
こる。それは、肺内部を行きかう流動振動を引き起こす
ような一時的な膨張及び収縮である。心臓液は、心臓の
ローテーションあるいはゆがみがもはや肺に対する攻撃
を引き起こさないように、心膜嚢の外部表面をより球状
にする傾向がある。従って、空気カラムの心臓性振動を
減少させることができる。
心臓に由来する肺内部の気道の中の流動パルスの現実
の再分配な相対的な気道インピーダンスに依存してい
る。その程度は心臓動作の力及び加速に依存している。
しかし、心臓動作は別として、内内部因子はまた、パタ
ーン及び圧力インパルスの伝達の広がりに影響を及ぼ
し、領域に分割された容積はそれが起こるように変化す
る。このように、心臓に近接したゾーンが収縮するかど
うかは、それに対する気道における流動パルスを上昇さ
せて、その時間定数に依存する。その遵守及び抵抗を小
さくすればするほど、収縮による心臓性の圧力インパル
スに応答するようである。これに反して、時間定数が高
ければ（例えば、気道抵抗の増加のため）、最小の収縮
が、気道における流動パルスがごくわずかか、あるいは
全く存在しない結果、圧力サイクルの間起こる。
の再分配な相対的な気道インピーダンスに依存してい
る。その程度は心臓動作の力及び加速に依存している。
しかし、心臓動作は別として、内内部因子はまた、パタ
ーン及び圧力インパルスの伝達の広がりに影響を及ぼ
し、領域に分割された容積はそれが起こるように変化す
る。このように、心臓に近接したゾーンが収縮するかど
うかは、それに対する気道における流動パルスを上昇さ
せて、その時間定数に依存する。その遵守及び抵抗を小
さくすればするほど、収縮による心臓性の圧力インパル
スに応答するようである。これに反して、時間定数が高
ければ（例えば、気道抵抗の増加のため）、最小の収縮
が、気道における流動パルスがごくわずかか、あるいは
全く存在しない結果、圧力サイクルの間起こる。
上記の考察は、呼気流量の記録に関する多数の試験の
観察結果を説明している。従って、心臓の振動はほとん
どの正常の被験者の連続的呼気の濃度の記録に現れる
が、気腫をもっている患者はこの現象を示さない。心臓
の振動の欠除が気管支喘息の患者に観察されており、気
管支閉塞が部分的に軽減した後、振動が再び現れる。肺
疾患の患者の振動は、肺葉気道内で存在しないならば、
気管には認められない。
観察結果を説明している。従って、心臓の振動はほとん
どの正常の被験者の連続的呼気の濃度の記録に現れる
が、気腫をもっている患者はこの現象を示さない。心臓
の振動の欠除が気管支喘息の患者に観察されており、気
管支閉塞が部分的に軽減した後、振動が再び現れる。肺
疾患の患者の振動は、肺葉気道内で存在しないならば、
気管には認められない。
1942年ルイサダ（Luisada）は、心肺電図という用語
についての歴史的背景を再調査して、これを心臓の拍動
の結果として、肺の気道に起こる圧力変化の記録である
と定義した。彼は、この現象のグラフ記録が動物につい
ては1861年には早くも刊行され、ヒトについては1876年
に刊行されていると述べている。彼は、被験者が正常に
呼吸しているときに一方の鼻孔からの圧力感知変換器を
利用し、かつおそい呼吸波を除くために電子ろ波法を利
用した。彼は、得られた複雑な波形の正の４つの偏位と
５つの負の偏位を次の事象が原因であるとした。すなわ
ち、（１）耳介の収縮、（２）乳頭筋の収縮、（３）第
１心室波、（４）末梢脈拍、（５）第２心室波、（６）
半月弁の閉鎖、（７）第１心臓拡張波、（８）三尖弁の
開放及び、（９）第２心臓拡張波である。彼は心肺電図
に現れる多重波形は、胸郭への静脈血の流入量と、胸郭
からの動脈血の流出量の差によると信じたのである。
についての歴史的背景を再調査して、これを心臓の拍動
の結果として、肺の気道に起こる圧力変化の記録である
と定義した。彼は、この現象のグラフ記録が動物につい
ては1861年には早くも刊行され、ヒトについては1876年
に刊行されていると述べている。彼は、被験者が正常に
呼吸しているときに一方の鼻孔からの圧力感知変換器を
利用し、かつおそい呼吸波を除くために電子ろ波法を利
用した。彼は、得られた複雑な波形の正の４つの偏位と
５つの負の偏位を次の事象が原因であるとした。すなわ
ち、（１）耳介の収縮、（２）乳頭筋の収縮、（３）第
１心室波、（４）末梢脈拍、（５）第２心室波、（６）
半月弁の閉鎖、（７）第１心臓拡張波、（８）三尖弁の
開放及び、（９）第２心臓拡張波である。彼は心肺電図
に現れる多重波形は、胸郭への静脈血の流入量と、胸郭
からの動脈血の流出量の差によると信じたのである。
ブレア（Blair）とウェッド（Wedd）は1939年に、Har
verd Apparatus Companyが製造した呼吸曲線記録器を
用いて、肺内の圧力変化を記録することによって胸郭の
下方部位からの胸郭の運動を測定した。著者は、息こら
え中に記録される心臓性振動は、胸郭からの血液の流出
量が胸郭への流入量より多いことに起因しているとし
た。彼らは胸骨の下方の記録が全胸郭を代表していると
推定して、その容積が30mlであると計算した。
verd Apparatus Companyが製造した呼吸曲線記録器を
用いて、肺内の圧力変化を記録することによって胸郭の
下方部位からの胸郭の運動を測定した。著者は、息こら
え中に記録される心臓性振動は、胸郭からの血液の流出
量が胸郭への流入量より多いことに起因しているとし
た。彼らは胸骨の下方の記録が全胸郭を代表していると
推定して、その容積が30mlであると計算した。
息こらえ中の心臓性振動が、呼吸系の全外部運動を表
示する装置からの類似のシグナルにも観察された。この
ような振動は、リー（Lee）とデュボイス（Dlbois）が1
955年に、被験者を気密室すなわち、身体プレチモグラ
フに入れて記録した。空気を吸って最初に息ごらえをし
た被験者は、小さな圧力振動（容積として校正された）
が、身体プレスチモグラフから鋭敏な圧力計で感知され
た。これらの振動は、心臓の拍動に起因するとされた
が、リーとデュボイスまたは本願の発明者は得られた複
雑な波形に何の意味付けもしなかった。空気中で息ごら
えしながら記録が得られた後、被験者は一酸化二窒素
（N2O）、すなわち可溶性気体を吸ったが、この気体は
肺の毛細血管の血液流によって吸収された。
示する装置からの類似のシグナルにも観察された。この
ような振動は、リー（Lee）とデュボイス（Dlbois）が1
955年に、被験者を気密室すなわち、身体プレチモグラ
フに入れて記録した。空気を吸って最初に息ごらえをし
た被験者は、小さな圧力振動（容積として校正された）
が、身体プレスチモグラフから鋭敏な圧力計で感知され
た。これらの振動は、心臓の拍動に起因するとされた
が、リーとデュボイスまたは本願の発明者は得られた複
雑な波形に何の意味付けもしなかった。空気中で息ごら
えしながら記録が得られた後、被験者は一酸化二窒素
（N2O）、すなわち可溶性気体を吸ったが、この気体は
肺の毛細血管の血液流によって吸収された。
1961年にワッサーマン（Wasserman）とカムロー（Com
roe）が、硬質の身体プレスチモグラフの代わりに被験
者自身の胸郭をもちいることによってリーとデュボイス
の身体プレスチモグラフの技術を改変した。この場合、
肺活量の変化は胸郭の容積が一定のままである限り、肺
胞と血液間の気体分子の変換を表した。後者の必要条件
は、この方法の重要な条件である。従って、この必要条
件を無効にする胸郭または腹部のあらゆる運動を連続的
に監視するためにゴム歪計中の２つの水銀を、胸郭と上
腹部のまわりにのせて連結して、連結した胸郭室と腹部
室の周方向運動のアナログ記録をできるようにした。
roe）が、硬質の身体プレスチモグラフの代わりに被験
者自身の胸郭をもちいることによってリーとデュボイス
の身体プレスチモグラフの技術を改変した。この場合、
肺活量の変化は胸郭の容積が一定のままである限り、肺
胞と血液間の気体分子の変換を表した。後者の必要条件
は、この方法の重要な条件である。従って、この必要条
件を無効にする胸郭または腹部のあらゆる運動を連続的
に監視するためにゴム歪計中の２つの水銀を、胸郭と上
腹部のまわりにのせて連結して、連結した胸郭室と腹部
室の周方向運動のアナログ記録をできるようにした。
ワッサーマンとカムローは、彼らの方法で観察した心
臓性振動が、胸郭の血液の容積を示していると信じた。
彼らは、その振動が心室の容積の変化に関連していると
は考えなかった。この発明の発明者らは、ワッサーマン
とカムローが彼らの方法によって観察された心臓性振動
に対して与えた説明を容認し、肺胞の気体交換による心
拍出量の測定に関する総説論文にワッサーマンとカムロ
ーの結果を使用した。
臓性振動が、胸郭の血液の容積を示していると信じた。
彼らは、その振動が心室の容積の変化に関連していると
は考えなかった。この発明の発明者らは、ワッサーマン
とカムローが彼らの方法によって観察された心臓性振動
に対して与えた説明を容認し、肺胞の気体交換による心
拍出量の測定に関する総説論文にワッサーマンとカムロ
ーの結果を使用した。
1965年に、ボスマン（Bosman）とリー（Lee）は、身
体プレスチモグラフの流量計法を用いて“息ごらえ中に
声門を開閉した場合の肺気体の容積の変化に対する心臓
の収縮の作用を研究した。”彼らは、身体プレスチモグ
ラフと呼吸タコメータから、多重の上昇、降下を示す曲
線を報告して示した。彼らは、これらの複雑な波形が、
収縮中は、胸郭からの動脈血の流出量が胸郭への静脈血
の流入量より多く、拡張中は、その逆であることを示す
と説明した。より巧妙な方法を用い、彼らの研究によっ
て、ブレアーとウェッドの知見が確認された。
体プレスチモグラフの流量計法を用いて“息ごらえ中に
声門を開閉した場合の肺気体の容積の変化に対する心臓
の収縮の作用を研究した。”彼らは、身体プレスチモグ
ラフと呼吸タコメータから、多重の上昇、降下を示す曲
線を報告して示した。彼らは、これらの複雑な波形が、
収縮中は、胸郭からの動脈血の流出量が胸郭への静脈血
の流入量より多く、拡張中は、その逆であることを示す
と説明した。より巧妙な方法を用い、彼らの研究によっ
て、ブレアーとウェッドの知見が確認された。
発明の要約 この発明は、本願では胸郭心電計（thoracocardiogra
ph）またはTCGと呼ばれるが、息ごらえ中に胸郭（RC）
と腹部（AB）の表面の上にのせたセンサで検知され、呼
吸パターンを監視するのに通常用いられる小さな振動が
これら表面上のそれぞれの配置によって決まる心室容積
曲線と動脈圧のパルスに非常に似ているという発見に基
づいたものである。これらのセンサには、胸郭と腹部の
寸法の変化を測定する呼吸誘導プレスチモグラフ、一部
の断面積を測定するインダクタンス周囲変換器、シラス
チック歪計中の水銀、肺の呼吸曲線記録器、周囲と周囲
の一部を測定する微分線形変換器、直径を測定する磁気
計、及び容積を測定する、分割された圧力、容積および
キャパシタンス測定用の身体プレスチモグラフがある。
ph）またはTCGと呼ばれるが、息ごらえ中に胸郭（RC）
と腹部（AB）の表面の上にのせたセンサで検知され、呼
吸パターンを監視するのに通常用いられる小さな振動が
これら表面上のそれぞれの配置によって決まる心室容積
曲線と動脈圧のパルスに非常に似ているという発見に基
づいたものである。これらのセンサには、胸郭と腹部の
寸法の変化を測定する呼吸誘導プレスチモグラフ、一部
の断面積を測定するインダクタンス周囲変換器、シラス
チック歪計中の水銀、肺の呼吸曲線記録器、周囲と周囲
の一部を測定する微分線形変換器、直径を測定する磁気
計、及び容積を測定する、分割された圧力、容積および
キャパシタンス測定用の身体プレスチモグラフがある。
図面の簡単な説明 図において、 第１図は人間の胴体（human torso）に関する広バン
ド（wide band）（左図）と細バンド（narrow hand）
（右図）変換器の配置を示す図である。
ド（wide band）（左図）と細バンド（narrow hand）
（右図）変換器の配置を示す図である。
第２図はあお向け（supine）（左図）と立った（stan
ding）（右図）姿勢におけるこの発明によって得られた
波形を示すグラフである。
ding）（右図）姿勢におけるこの発明によって得られた
波形を示すグラフである。
第３図は第２図の左図と同様のグラフである。
第４図はそれらの対応誘導物で平均脈拍と心室容量曲
線を表示するために、全体平均を用いて、ほぼ横臥した
通常の実験からの記録である。
線を表示するために、全体平均を用いて、ほぼ横臥した
通常の実験からの記録である。
第５図はこの発明によって得られた原始データから心
臓の波形を抽出するための曲線近似法の使用を示すグラ
フである。
臓の波形を抽出するための曲線近似法の使用を示すグラ
フである。
第６図は細バンドセンサと単一ベローズ呼吸記録器を
用いて得られた波形の比較である。
用いて得られた波形の比較である。
第７図は細バンドセンサと表面感応型体積記録器を用
いて得られた波形の比較である。
いて得られた波形の比較である。
第８図は胸郭下部の広バンドセンサと腹部中央レベル
の他の広バンドセンサとを用い、異なる水平姿勢で得ら
れた波形を示す。
の他の広バンドセンサとを用い、異なる水平姿勢で得ら
れた波形を示す。
第９図は胸郭の上方と下方位置で広バンドセンサを用
いて得られた波形を描いたものであり、心室容量曲線の
肺容量の結果を示す。
いて得られた波形を描いたものであり、心室容量曲線の
肺容量の結果を示す。
第10図はこの発明によって得られた心室容量曲線のヴ
ァルサルバ（Valsalva）操作の結果を示す。
ァルサルバ（Valsalva）操作の結果を示す。
第11図は行程容量の運動の結果を示す波形を描いたも
のである。
のである。
第12図はあお向け姿勢における実験で行程容量の運動
の結果を示す波形を描いたものである。
の結果を示す波形を描いたものである。
第13図はこの発明によって得られた心室容量曲線にお
ける亜硝酸アルミの効果を示す。
ける亜硝酸アルミの効果を示す。
第14図は虚血性心疾患での実験における頸動脈の波形
と左との記録である。
と左との記録である。
第15図はこの発明によって得られた波形であり、肺の
ヒペルテンション（hypertension）に起因する心室部分
の運動低下を示す。
ヒペルテンション（hypertension）に起因する心室部分
の運動低下を示す。
第16図はこの発明によって、また熱希釈法によって得
られた行程容量測定の比較のグラフである。
られた行程容量測定の比較のグラフである。
第17図はこの発明による細バンドセンサを用いて得ら
れた波形を描いたものであり、様々なバンド位置と体の
姿勢で犬から得られた心室容積曲線を示す。
れた波形を描いたものであり、様々なバンド位置と体の
姿勢で犬から得られた心室容積曲線を示す。
第18図はこの発明によって決定され、そしてインピー
ダンス拍動記録法を用いて得られた行程容量を比較する
グラフである。
ダンス拍動記録法を用いて得られた行程容量を比較する
グラフである。
第19図は硫酸テルブタリン（terbutaline）と塩類（s
aline）の注入により、インピーダンス拍動記憶法から
得られた心拍出量のグラフである。
aline）の注入により、インピーダンス拍動記憶法から
得られた心拍出量のグラフである。
第20図は第19図との比較のためのグラフであり、硫酸
テルブタリン（terbutaline）と塩類（saline）の注入
により、この発明によって得られた心拍出量を示してい
る。
テルブタリン（terbutaline）と塩類（saline）の注入
により、この発明によって得られた心拍出量を示してい
る。
第21図は麻酔をかけられて、機械的に呼吸させられた
犬の心室容量曲線において、右心室を外部から封入した
結果を示す一連の記録である。
犬の心室容量曲線において、右心室を外部から封入した
結果を示す一連の記録である。
第22図は室内空気（左図）と低酸素混合物（右図）の
呼吸時に計測された波形の比較である。
呼吸時に計測された波形の比較である。
私は以下のことを発見した。すなわち、その発見と
は、呼吸を止めている間、呼吸動作を表示するために胸
郭と腹部の表面に置かれたセンサから得られる心臓の鼓
動は、センサの垂直高さによって囲まれた位置に依存し
て、波形の形状が異なる、ということである。この発明
は、主として、呼吸器感応血量計（respiratory induct
ive plethysmograph）とそれに係わる装置に関して述べ
られるが、それにかかわらず、この発明は、胸郭と腹部
における寸法の変化を測定するために用いられる他の装
置で実施されてもよい。
は、呼吸を止めている間、呼吸動作を表示するために胸
郭と腹部の表面に置かれたセンサから得られる心臓の鼓
動は、センサの垂直高さによって囲まれた位置に依存し
て、波形の形状が異なる、ということである。この発明
は、主として、呼吸器感応血量計（respiratory induct
ive plethysmograph）とそれに係わる装置に関して述べ
られるが、それにかかわらず、この発明は、胸郭と腹部
における寸法の変化を測定するために用いられる他の装
置で実施されてもよい。
呼吸器感応血量計は、商標名Respigraph and Respitr
akによる非侵襲性監視システム会社（Non−Invasive Mo
nitoring Systems,Ins.（NIMS））から商業的に入手可
能であり、参照物によってここに引用された導入内容で
ある、US特許No.4,308,872に述べられている。基本的
に、この装置は、胸郭と腹部を囲む弾性布バンド上に縫
われたテフロン−絶縁ワイヤの２つのコイルから構成さ
れる。そのワイヤからのリード線は、ワイヤのインダク
タンスがオシレータのインダクタンス要素から構成され
るように、LCオシレータモジュール、あるいは好ましく
は分割モジュールに接続される。胸郭と腹部部分の断面
領域の変化は、結果的に、ワイヤのインダクタンスの変
化、つまりオシレータの振動周波数の変化となる。胸郭
と腹部部分から得られた信号は、アナログ電圧信号とし
て復調されて表示される。呼吸に適用した場合において
は、これらの信号は、絶対変動値を表すために修正され
て合計される。
akによる非侵襲性監視システム会社（Non−Invasive Mo
nitoring Systems,Ins.（NIMS））から商業的に入手可
能であり、参照物によってここに引用された導入内容で
ある、US特許No.4,308,872に述べられている。基本的
に、この装置は、胸郭と腹部を囲む弾性布バンド上に縫
われたテフロン−絶縁ワイヤの２つのコイルから構成さ
れる。そのワイヤからのリード線は、ワイヤのインダク
タンスがオシレータのインダクタンス要素から構成され
るように、LCオシレータモジュール、あるいは好ましく
は分割モジュールに接続される。胸郭と腹部部分の断面
領域の変化は、結果的に、ワイヤのインダクタンスの変
化、つまりオシレータの振動周波数の変化となる。胸郭
と腹部部分から得られた信号は、アナログ電圧信号とし
て復調されて表示される。呼吸に適用した場合において
は、これらの信号は、絶対変動値を表すために修正され
て合計される。
第１図は呼吸器感応血量計（respiratory inductive
plethysmograph）に使用されるセンサの配置を示す。第
１図の左図は、胸郭（RC）の上部及び下部と腹部（AB）
中央における、商業的に入手可能な、高さ10センチの広
バンド（WB）センサの配置を図解している。この装置
の、非侵襲性監視呼吸パターン（non−invasively moni
tor breathing patterns）への通常の適用においては、
胸郭上部に示されたセンサは、呼吸監視のための配置を
示している。
plethysmograph）に使用されるセンサの配置を示す。第
１図の左図は、胸郭（RC）の上部及び下部と腹部（AB）
中央における、商業的に入手可能な、高さ10センチの広
バンド（WB）センサの配置を図解している。この装置
の、非侵襲性監視呼吸パターン（non−invasively moni
tor breathing patterns）への通常の適用においては、
胸郭上部に示されたセンサは、呼吸監視のための配置を
示している。
この発明の目的のため、呼吸器感応血量計（respirat
ory inductive plethysmograph）には、修正されたセン
サが用いられる。特に、この発明に使用されるようなセ
ンサは、各センサが第１図の左図に示された市販の広バ
ンドセンサよりも胴体の狭い位置に対向するように、高
さはたったの2.5センチである。この発明に用いられる
細バンド（NB）センサは、第１図の右図に示される。
（sternum）の剣状突起（xphoid process）は、この発
明に使用されるNBセンサの配置の任意の参照ポイントと
して取られ、その位置は、腹部の柔らかい組織の上方限
界から正中線（midline）における骨質胸郭の下方限界
を区別する、解剖学上の位置として容易に認められる。
この発明は、ここにおいてはNBセンサに関して述べるけ
れども、捜されるべき情報に依存して、あらゆる高さの
センサが使用されるということは、この記述の展開によ
り明白である。
ory inductive plethysmograph）には、修正されたセン
サが用いられる。特に、この発明に使用されるようなセ
ンサは、各センサが第１図の左図に示された市販の広バ
ンドセンサよりも胴体の狭い位置に対向するように、高
さはたったの2.5センチである。この発明に用いられる
細バンド（NB）センサは、第１図の右図に示される。
（sternum）の剣状突起（xphoid process）は、この発
明に使用されるNBセンサの配置の任意の参照ポイントと
して取られ、その位置は、腹部の柔らかい組織の上方限
界から正中線（midline）における骨質胸郭の下方限界
を区別する、解剖学上の位置として容易に認められる。
この発明は、ここにおいてはNBセンサに関して述べるけ
れども、捜されるべき情報に依存して、あらゆる高さの
センサが使用されるということは、この記述の展開によ
り明白である。
第２図は、通常の大人における、電子心電図（electr
ocardiogram（EKG））のポリグラフ記録からトレースさ
れた波形と、順次息をこらえた期間に取られた、呼吸器
感応血量計で使用される細バンドセンサからのアナログ
電圧信号を示す。第２図のＲで示される、EKGのQRS複合
（complex）は、心室の筋肉収縮に先立って、心臓の心
室の電気的活動をマークする。よく知られるように、心
室の収縮は、血液が心室から胸部と肺の動脈に排出（sy
stole）されるように、心室の容積を減少させる。
ocardiogram（EKG））のポリグラフ記録からトレースさ
れた波形と、順次息をこらえた期間に取られた、呼吸器
感応血量計で使用される細バンドセンサからのアナログ
電圧信号を示す。第２図のＲで示される、EKGのQRS複合
（complex）は、心室の筋肉収縮に先立って、心臓の心
室の電気的活動をマークする。よく知られるように、心
室の収縮は、血液が心室から胸部と肺の動脈に排出（sy
stole）されるように、心室の容積を減少させる。
第２図に示されるように、単一の細バンドセンサが、
それぞれの息こらえの前に、2.5センチ間隔で剣状突起
の上と下のどちらかに移動される。また、第２図に示さ
れるように、試験は、第２図の左図と右図である、あお
向けと立った位置の両方において繰り返される。高さ18
7センチの通常の大人の胸郭の最上部境界は、その波形
は第２図に示されているが、剣状突起に関して＋25セン
チの状態に位置される。剣状突起における多数トレース
は、この用地におけるポリグラグの記録からの順次の息
こらえの反復トレースを示し、計測の良好な再現性を示
す。もちろん、剣状突起におけるトレースは、“−2.5
センチ”と“＋2.5センチ”との間の位置、すなわち剣
状突起の上に設けられた細バンドセンサによって得ら
れ、剣状突起は、都合よく単に、第２図においては“＋
22.5センチ”と“＋25センチ”との間に示されている。
それぞれの息こらえの前に、2.5センチ間隔で剣状突起
の上と下のどちらかに移動される。また、第２図に示さ
れるように、試験は、第２図の左図と右図である、あお
向けと立った位置の両方において繰り返される。高さ18
7センチの通常の大人の胸郭の最上部境界は、その波形
は第２図に示されているが、剣状突起に関して＋25セン
チの状態に位置される。剣状突起における多数トレース
は、この用地におけるポリグラグの記録からの順次の息
こらえの反復トレースを示し、計測の良好な再現性を示
す。もちろん、剣状突起におけるトレースは、“−2.5
センチ”と“＋2.5センチ”との間の位置、すなわち剣
状突起の上に設けられた細バンドセンサによって得ら
れ、剣状突起は、都合よく単に、第２図においては“＋
22.5センチ”と“＋25センチ”との間に示されている。
息こらえの間の記録を作成することによって、呼吸作
用による偏りが除去される。したがって、第２図に示さ
れた波形が呼吸に関係しない生理学上の変化によるもの
である、ということが知られる。第２図に示された信号
によって表された胸郭と腹部面積の変化は、呼吸作用か
ら得られたそれよりもかなり低い振幅であるので、波形
の発生に使用される呼吸器感応血量計の利得、つまりレ
スピグラフ（Respigraph）は、呼吸作用に適用するため
に設定した利得である。約10倍から20倍に調整される。
用による偏りが除去される。したがって、第２図に示さ
れた波形が呼吸に関係しない生理学上の変化によるもの
である、ということが知られる。第２図に示された信号
によって表された胸郭と腹部面積の変化は、呼吸作用か
ら得られたそれよりもかなり低い振幅であるので、波形
の発生に使用される呼吸器感応血量計の利得、つまりレ
スピグラフ（Respigraph）は、呼吸作用に適用するため
に設定した利得である。約10倍から20倍に調整される。
細バンドセンサは、あお向けと立った姿勢における胸
郭の表面のほとんど全ての水平断面領域から最終的に記
録が得られるように、位置された。第２図に示されるよ
うに、得られた波形の形状、この形状は特定の（cardio
vascular）構造に関係するということを私が発見したの
であるが、この形状は、バンドによって対向する断面位
置に明確に依存した。したがって、剣状突起のレベルに
設けられたバンドからの心臓の信号は、EKGの波に従う
値（systole）ｗを急速な減少を示し、それは、バンド
の正確な位置に依存して、EKGのＴ波の終端の直前又は
直後にその底に到達される。ここに示されるように、心
室の筋肉が休養する拡張期の時期は、剣状突起での、次
のＲ波と同時に発生するグラフの平坦域のピークに至る
前の、心室容積のよりゆるやかな増加に至る短時間の初
期急速増加によってマークされる。このグラフの平坦域
は、Ｒ波をわずかに過ぎて、それ自身の収縮反復の拡張
期（downstroke）の前まで続く。
郭の表面のほとんど全ての水平断面領域から最終的に記
録が得られるように、位置された。第２図に示されるよ
うに、得られた波形の形状、この形状は特定の（cardio
vascular）構造に関係するということを私が発見したの
であるが、この形状は、バンドによって対向する断面位
置に明確に依存した。したがって、剣状突起のレベルに
設けられたバンドからの心臓の信号は、EKGの波に従う
値（systole）ｗを急速な減少を示し、それは、バンド
の正確な位置に依存して、EKGのＴ波の終端の直前又は
直後にその底に到達される。ここに示されるように、心
室の筋肉が休養する拡張期の時期は、剣状突起での、次
のＲ波と同時に発生するグラフの平坦域のピークに至る
前の、心室容積のよりゆるやかな増加に至る短時間の初
期急速増加によってマークされる。このグラフの平坦域
は、Ｒ波をわずかに過ぎて、それ自身の収縮反復の拡張
期（downstroke）の前まで続く。
第２図に示される心拍の構成は、図示されるとおり、
仰向け姿勢および起立姿勢とのセンサの位置に非常にか
かわっている。第２図に示されたように、剣状突起でと
られた波形は、犬の心臓に外科的に設けられた長さ、直
径あるいは容積のセンサによって、すなわち、隔離され
た心臓を含む心臓計から測定された肺活量波形と酷似し
ている。
仰向け姿勢および起立姿勢とのセンサの位置に非常にか
かわっている。第２図に示されたように、剣状突起でと
られた波形は、犬の心臓に外科的に設けられた長さ、直
径あるいは容積のセンサによって、すなわち、隔離され
た心臓を含む心臓計から測定された肺活量波形と酷似し
ている。
また、第２図に関し、剣状突起上側の＋25すなわち、
胸骨の最上部に位置するバンドは、剣状突起で検出され
たときの下方偏差よりもむしろＲ波に追従する上方偏差
を表している。これは他の手法を用いる従来技術におい
て検出された下向きの大動脈圧力パルスの波形と酷似し
ている。剣状突起の＋2.5から＋17.5まで、仰向け姿勢
における信号の増幅度は減少するが、なおも肺活量曲線
と似ている。起立姿勢における増幅度の著しい変化は小
さい。例えば、起立姿勢における剣状突起上の＋10に位
置するバンドによって記録された波形の増幅度は、剣状
突起の波形に対する増幅度とほぼ均等である。また、第
２図に示されるように、Ｒ波形に追従する心臓収縮の下
り作動のタイミングおよびその勾配は、上記した剣状突
起上の異なる位置にて取られた記録の間で変化する。
胸骨の最上部に位置するバンドは、剣状突起で検出され
たときの下方偏差よりもむしろＲ波に追従する上方偏差
を表している。これは他の手法を用いる従来技術におい
て検出された下向きの大動脈圧力パルスの波形と酷似し
ている。剣状突起の＋2.5から＋17.5まで、仰向け姿勢
における信号の増幅度は減少するが、なおも肺活量曲線
と似ている。起立姿勢における増幅度の著しい変化は小
さい。例えば、起立姿勢における剣状突起上の＋10に位
置するバンドによって記録された波形の増幅度は、剣状
突起の波形に対する増幅度とほぼ均等である。また、第
２図に示されるように、Ｒ波形に追従する心臓収縮の下
り作動のタイミングおよびその勾配は、上記した剣状突
起上の異なる位置にて取られた記録の間で変化する。
仰向け姿勢における心臓拍動の波形は、剣状突起位
置、より言明すれば剣状突起下方−2.5および−５での
初期上方心臓収縮偏差を示している。この上方偏差は、
十分に証明された現象であるisovolumetric contractio
n期間を示している。剣状突起下方の位置で、バンドの
中央前部は腹部表面に置かれているが、側部および後部
は胸骨上にある。したがって、左心室の容積変化は、左
心室の壁の心臓頂点が胸骨の最も低い部分に位置してい
るため、最初にこれらの位置について記録される。さら
に、心臓収縮放出の勾配は、その上方よりも剣状突起下
方でこれらの位置でのスティーパー（steeper）となっ
て現れる。このことは、頂点のセグメントが基部のセグ
メントよりも高い速度の収縮を見せる従来技術の観測と
一致する。
置、より言明すれば剣状突起下方−2.5および−５での
初期上方心臓収縮偏差を示している。この上方偏差は、
十分に証明された現象であるisovolumetric contractio
n期間を示している。剣状突起下方の位置で、バンドの
中央前部は腹部表面に置かれているが、側部および後部
は胸骨上にある。したがって、左心室の容積変化は、左
心室の壁の心臓頂点が胸骨の最も低い部分に位置してい
るため、最初にこれらの位置について記録される。さら
に、心臓収縮放出の勾配は、その上方よりも剣状突起下
方でこれらの位置でのスティーパー（steeper）となっ
て現れる。このことは、頂点のセグメントが基部のセグ
メントよりも高い速度の収縮を見せる従来技術の観測と
一致する。
周知のごとく、等容心室収縮期間、心筋の電気的作用
の後直ちに長軸の短縮は、心臓がより球形であり頂点に
向かう横方向に、直径が実際に増加するように支配す
る。この現象は短時間を占め、剣状突起における等容収
縮の上方の心臓収縮偏差、−2.5および−５バンド位
置、上記剣状突起上方の＋2.5から＋17.5までの位置に
おける波形の期間の同じ場所での上方偏差の減少または
欠乏においてしばしばきわめて顕著である。このことは
左心室の等容収縮が、寸法のゲージが外科的に挿入され
た位置によって顕著に変化するという犬の観察と一致し
ている。文献で報告された犬の左心室からの円周および
長さ波形は、剣状突起の下方−2.5から−10まで配置さ
れたバンド（第１図および第２図参照）から得られた人
間の等容収縮波形と驚くほど似ている顕著な等容収縮を
見せている。上方等容偏差は、仰向け姿勢よりも起立姿
勢の方がかなり小さく記録される。なぜなら、重力によ
り心臓の横方向オリエンテーションが大きくなればなる
ほど、仰向け姿勢における心臓収縮の徴候での球形の心
臓形状が小さくなるためである。
の後直ちに長軸の短縮は、心臓がより球形であり頂点に
向かう横方向に、直径が実際に増加するように支配す
る。この現象は短時間を占め、剣状突起における等容収
縮の上方の心臓収縮偏差、−2.5および−５バンド位
置、上記剣状突起上方の＋2.5から＋17.5までの位置に
おける波形の期間の同じ場所での上方偏差の減少または
欠乏においてしばしばきわめて顕著である。このことは
左心室の等容収縮が、寸法のゲージが外科的に挿入され
た位置によって顕著に変化するという犬の観察と一致し
ている。文献で報告された犬の左心室からの円周および
長さ波形は、剣状突起の下方−2.5から−10まで配置さ
れたバンド（第１図および第２図参照）から得られた人
間の等容収縮波形と驚くほど似ている顕著な等容収縮を
見せている。上方等容偏差は、仰向け姿勢よりも起立姿
勢の方がかなり小さく記録される。なぜなら、重力によ
り心臓の横方向オリエンテーションが大きくなればなる
ほど、仰向け姿勢における心臓収縮の徴候での球形の心
臓形状が小さくなるためである。
第２図におけるタイミングシーケンスは、観察者が心
臓の基部から頂点までの筋肉収縮の波形を知覚するとこ
ろの心臓の蛍光透視鏡の像と一致している。心臓収縮を
伴う肺活量における初期変化と同様のタイミングはま
た、バイプレーンコロナリーシネアンジオグラム（bipl
ane coronary cineangiograms）の期間中に記録された
寸法によって描かれる。第２図はまた、肺活量の変化の
増幅度が、胸骨の尾状部位置よりも頭蓋位置で小さいと
いうことを示している。心臓の基部は頂点よりもより頭
蓋に位置しているため、容積のより小さい変化を見つけ
ることは、バンドの高さに対する心臓容積変化の水平方
向の扇形（sector）を測定するという結論に一致する。
もし、心房および左心室が特定の胸骨位置について解剖
学的に同じ水平方向面で位置するならば、そのような信
号の合計が予期されるであろう。そして、事実、文献に
報告されたような左心室および心房容積を合計した曲線
は、第２図に示されたように、剣状突起の上方＋12.5か
ら＋17.5の位置で観察された波形と一致している。この
ように、これらの波形において、心臓の基部での心臓収
縮の下り作動はその頂点よりもゆるやかである。なぜな
ら、心房は拡張期にあり、容積上昇にあるため、それに
より部分的に左心室心臓収縮容積増幅度を取り消すから
である。さらに、左心室心臓収縮の天底で、上向きに丸
まった曲線は、心房拡張期での顕著なピークを表してい
る。
臓の基部から頂点までの筋肉収縮の波形を知覚するとこ
ろの心臓の蛍光透視鏡の像と一致している。心臓収縮を
伴う肺活量における初期変化と同様のタイミングはま
た、バイプレーンコロナリーシネアンジオグラム（bipl
ane coronary cineangiograms）の期間中に記録された
寸法によって描かれる。第２図はまた、肺活量の変化の
増幅度が、胸骨の尾状部位置よりも頭蓋位置で小さいと
いうことを示している。心臓の基部は頂点よりもより頭
蓋に位置しているため、容積のより小さい変化を見つけ
ることは、バンドの高さに対する心臓容積変化の水平方
向の扇形（sector）を測定するという結論に一致する。
もし、心房および左心室が特定の胸骨位置について解剖
学的に同じ水平方向面で位置するならば、そのような信
号の合計が予期されるであろう。そして、事実、文献に
報告されたような左心室および心房容積を合計した曲線
は、第２図に示されたように、剣状突起の上方＋12.5か
ら＋17.5の位置で観察された波形と一致している。この
ように、これらの波形において、心臓の基部での心臓収
縮の下り作動はその頂点よりもゆるやかである。なぜな
ら、心房は拡張期にあり、容積上昇にあるため、それに
より部分的に左心室心臓収縮容積増幅度を取り消すから
である。さらに、左心室心臓収縮の天底で、上向きに丸
まった曲線は、心房拡張期での顕著なピークを表してい
る。
第３図は、同一対象における2.5高さのバンドからの
透写を示している。それらの波形は第２図に示されてい
るが、剣状突起の上方15から10下までの範囲の位置で１
週間後に取られたものである。第２図と第３図との比較
から分かるように、波形の様子は、同一位置で取られた
記録と一致しているが、１週間違いで、結果の良い再現
性を証明している。第３図に関し、腹部表面の剣状突起
の下方−12.5および−15に配置されたバンドは、よりぴ
ったりと腹部の心房圧力パルスと似かよる偏差を示す。
−15位置とは、へその上方2.5であったことは注目すべ
きである。
透写を示している。それらの波形は第２図に示されてい
るが、剣状突起の上方15から10下までの範囲の位置で１
週間後に取られたものである。第２図と第３図との比較
から分かるように、波形の様子は、同一位置で取られた
記録と一致しているが、１週間違いで、結果の良い再現
性を証明している。第３図に関し、腹部表面の剣状突起
の下方−12.5および−15に配置されたバンドは、よりぴ
ったりと腹部の心房圧力パルスと似かよる偏差を示す。
−15位置とは、へその上方2.5であったことは注目すべ
きである。
ここまでの記載は呼吸保持期間に発生された波形に基
づいているが、どの位置における平均波形の表示も、EK
GのＲ波形あるいは、呼吸波形を除去しながら血流力学
の信号を単独に表わすトリガとして、非侵襲的または侵
襲的に得られる全身の動脈パルス昇り作動を用いた調和
平均（ensemble−averaging）の周知の技術によって呼
吸期間中に得ることができる。第４図はエレクトロカー
ディオグラフとともに左心室容積曲線を示している。そ
してまた、平均50脈拍数を用いたエレクトロカーディオ
グラムによる上部胸骨からの下向き動脈圧パルスを示し
ている。第４図において、初めに左側パネルの上から下
までについて、第１のパネルはけい動脈波形を示してお
り、第２のパネルは派生けい動脈波形を示しており、第
３のパネルは剣状突起の真下のTCGからの心室容積曲線
を示しており、そして第４のパネルは派生TCGを示して
いる。右側パネルの上から下までに関し、第１のパネル
はRCの乳首レベルの真上のTCGから得られる下向き胸部
大動脈パルスを示しており、第２パネルはそれに対応す
る派生波形を示しており、そして第３および第４のパネ
ルは、剣状突起の真下とTCGからの左心室容積曲線およ
び対応する派生波形をそれぞれ示している。同図の右側
に示される記録における大動脈圧パルスの発見は、異な
った胸部位置からの心拍の突然発生を証明している。点
線はEKGを示し、最下のパネルは第２のEKGの派生波形を
表示している。
づいているが、どの位置における平均波形の表示も、EK
GのＲ波形あるいは、呼吸波形を除去しながら血流力学
の信号を単独に表わすトリガとして、非侵襲的または侵
襲的に得られる全身の動脈パルス昇り作動を用いた調和
平均（ensemble−averaging）の周知の技術によって呼
吸期間中に得ることができる。第４図はエレクトロカー
ディオグラフとともに左心室容積曲線を示している。そ
してまた、平均50脈拍数を用いたエレクトロカーディオ
グラムによる上部胸骨からの下向き動脈圧パルスを示し
ている。第４図において、初めに左側パネルの上から下
までについて、第１のパネルはけい動脈波形を示してお
り、第２のパネルは派生けい動脈波形を示しており、第
３のパネルは剣状突起の真下のTCGからの心室容積曲線
を示しており、そして第４のパネルは派生TCGを示して
いる。右側パネルの上から下までに関し、第１のパネル
はRCの乳首レベルの真上のTCGから得られる下向き胸部
大動脈パルスを示しており、第２パネルはそれに対応す
る派生波形を示しており、そして第３および第４のパネ
ルは、剣状突起の真下とTCGからの左心室容積曲線およ
び対応する派生波形をそれぞれ示している。同図の右側
に示される記録における大動脈圧パルスの発見は、異な
った胸部位置からの心拍の突然発生を証明している。点
線はEKGを示し、最下のパネルは第２のEKGの派生波形を
表示している。
胸骨および腹部表面に配置された外部センサによって
得られる心拍の様々な波形構成に関する先の記述は、こ
れらの信号の先の記録に関し、不一致および誤った解釈
を考慮している。このように、全身プレスチモグラフか
らの信号は、胸骨からの正および負の偏差の両方の合計
を表しており、腹部仕切りからの正の偏差に加えられ
る。同様の信号のミキシングは、呼吸誘導プレスチモグ
ラフまたは変換器を胸骨および腹部表面それぞれに配置
するベローズニューモグラフを利用するところの胸骨お
よび腹部信号からの合成信号上に表示される。そして、
胸骨の真下に配置されたシングルベローズニューモグラ
フを使用する先の研究において、著者は波形を、この位
置が、それらの記録場所に制限された心臓血管の事象を
反映するよりも胸隔全体の心拍を表していたと解釈し
た。
得られる心拍の様々な波形構成に関する先の記述は、こ
れらの信号の先の記録に関し、不一致および誤った解釈
を考慮している。このように、全身プレスチモグラフか
らの信号は、胸骨からの正および負の偏差の両方の合計
を表しており、腹部仕切りからの正の偏差に加えられ
る。同様の信号のミキシングは、呼吸誘導プレスチモグ
ラフまたは変換器を胸骨および腹部表面それぞれに配置
するベローズニューモグラフを利用するところの胸骨お
よび腹部信号からの合成信号上に表示される。そして、
胸骨の真下に配置されたシングルベローズニューモグラ
フを使用する先の研究において、著者は波形を、この位
置が、それらの記録場所に制限された心臓血管の事象を
反映するよりも胸隔全体の心拍を表していたと解釈し
た。
第５図は、呼吸期間中におけるこの発明にしたがって
波形を得るためのさらに他の手法を示している。第５図
に関し、上側透写における不規則な波形は、呼吸期間中
に、呼吸誘導プレチスモグラフ、剣状突起に配置された
バンドに接続された単一の細いバンドセンサから検出さ
れた信号を表している。そのバンドは心室の上に配置さ
れたことを示している。この原信号は心臓作用によっ
て、大きな増幅度の呼吸要素と、小さな増幅度の心臓機
能によるものとを含んでおり、後者はここで重要なもの
である。呼吸に起因する信号要素を取り除くために、第
５図の上側透写における原信号は、３次曲線を持つ従来
の曲線当て嵌め式を用いて連続サイクルにわたって釣り
合わされ、各々は２つの心拍から構成される。もし、こ
の曲線当て嵌めが合致し、上側透写において不連続なス
ムース（smooth）波形として描かれ、原信号から引か
れ、下側パネル結果において示された透写、上記曲線当
て嵌め手法から由来する下側透写における不連続であっ
ても、これらの不連続は従来のスムーシング手法を隣接
する曲線に採用することにより減少できるが、当業者に
とって明白なことである。同様に、下側透写のノイズは
高周波濾波によって取り除くことができる。下側パネル
における透写上の不連続およびノイズでさえも、下側透
写は文献に発表された呼吸量曲線に対応することが分か
る。下側パネルの最下透写は事実上EKGである。心拍の
ビートツービート表示を提供するための呼吸波形の削除
は、他のディジタル式の適合性のある濾波技術によって
実現することができる。
波形を得るためのさらに他の手法を示している。第５図
に関し、上側透写における不規則な波形は、呼吸期間中
に、呼吸誘導プレチスモグラフ、剣状突起に配置された
バンドに接続された単一の細いバンドセンサから検出さ
れた信号を表している。そのバンドは心室の上に配置さ
れたことを示している。この原信号は心臓作用によっ
て、大きな増幅度の呼吸要素と、小さな増幅度の心臓機
能によるものとを含んでおり、後者はここで重要なもの
である。呼吸に起因する信号要素を取り除くために、第
５図の上側透写における原信号は、３次曲線を持つ従来
の曲線当て嵌め式を用いて連続サイクルにわたって釣り
合わされ、各々は２つの心拍から構成される。もし、こ
の曲線当て嵌めが合致し、上側透写において不連続なス
ムース（smooth）波形として描かれ、原信号から引か
れ、下側パネル結果において示された透写、上記曲線当
て嵌め手法から由来する下側透写における不連続であっ
ても、これらの不連続は従来のスムーシング手法を隣接
する曲線に採用することにより減少できるが、当業者に
とって明白なことである。同様に、下側透写のノイズは
高周波濾波によって取り除くことができる。下側パネル
における透写上の不連続およびノイズでさえも、下側透
写は文献に発表された呼吸量曲線に対応することが分か
る。下側パネルの最下透写は事実上EKGである。心拍の
ビートツービート表示を提供するための呼吸波形の削除
は、他のディジタル式の適合性のある濾波技術によって
実現することができる。
胸骨の追従性は短い記録期間中においては一定である
ため、呼吸量曲線の増幅度の変化は、心室収縮特性およ
び心室緩和特性と同様に、脈拍容積における相対的変化
の正確な傾向を提供するはずである。鼓動容積の産出高
および心臓速度は心臓の出力および後者の相対的傾向を
表しており、それぞれ利用できる。また、呼吸量曲線の
各部の収縮および拡張スロープのタイミング、そして鼓
動容積の比率による各種容積は、異なった対象の比較を
もたらし、一人の対象において何度もプロットする傾向
がある。最後に、ダイ ディルーション（dye dilutio
n）、サーマルディルーション（thermal dilution）、
インピーダンス カーディオグラフィ（impedance card
iography）、心臓のラディオニュークレイド スキャン
（radionucleide scans）、２次元エコーカーディオグ
ラフィ（echocardiography）、アンジオグラフィ（angi
ography）等のような独自の方法による鼓動量の絶対値
は、この発明に使用される外部センサについて初期増幅
利得を設定することにより、先行する方法によって得ら
れる鼓動量の値と等しくなる。
ため、呼吸量曲線の増幅度の変化は、心室収縮特性およ
び心室緩和特性と同様に、脈拍容積における相対的変化
の正確な傾向を提供するはずである。鼓動容積の産出高
および心臓速度は心臓の出力および後者の相対的傾向を
表しており、それぞれ利用できる。また、呼吸量曲線の
各部の収縮および拡張スロープのタイミング、そして鼓
動容積の比率による各種容積は、異なった対象の比較を
もたらし、一人の対象において何度もプロットする傾向
がある。最後に、ダイ ディルーション（dye dilutio
n）、サーマルディルーション（thermal dilution）、
インピーダンス カーディオグラフィ（impedance card
iography）、心臓のラディオニュークレイド スキャン
（radionucleide scans）、２次元エコーカーディオグ
ラフィ（echocardiography）、アンジオグラフィ（angi
ography）等のような独自の方法による鼓動量の絶対値
は、この発明に使用される外部センサについて初期増幅
利得を設定することにより、先行する方法によって得ら
れる鼓動量の値と等しくなる。
拍出量の絶対値を得るための他の方法に依存しないで
絶対値に対する心室容積カーブを較正することは不可能
であった。しかしながら、心臓の振動の振幅を、胸郭上
のある位置と参照位置とにおいて比較することは可能で
ある。従って、６人の正常な被験者についての一連の実
験において、高さ2.5cmのバンドが剣状突起と特定の参
照部（REF）との真下に水平に設置された。なぜなら、
左心室だけがこの位置において解剖学的に切開されるか
らである。他のバンドは、REFの下3cmに設置されるとと
もに、REFの上３、６、９、及び12cmの所と臍の位置に
設置された、これらのバンドの呼吸運動の電気的なゲイ
ンは、REFにおけるバンドに等しくなるように調整さ
れ、それらの心拍波形の振幅はREFバンドの心拍波形と
比較された。仰向けに寝た姿勢、横たわった姿勢、そし
て座った姿勢について、REFおよびREFの上下3cmの所で
は、心拍波形は心室容積カーブの形状を有していた。波
形はその頭部に行くにしたがって複雑な振動を備える傾
向が見られる。最も高い胸郭の位置及び臍においては、
波形は降下する大動脈圧力パルスに類似していた。波形
の振幅は、すべての姿勢におけるREFバンドに比較し
て、＋６及び＋9cmの位置では一般的に小さく、REF（ｐ
＜.01）の41％乃至70％であった。心拍の振幅と対応す
る呼吸波形（Ｒ＝−.14）との間には相関関係はなかっ
た。従って、この振幅解析方法は、正常な容量を得るた
めの研究を許容し、貧血性心臓疾患を有する患者におい
て起こる減動心室部分（運動低下）を診断することを可
能にする。
絶対値に対する心室容積カーブを較正することは不可能
であった。しかしながら、心臓の振動の振幅を、胸郭上
のある位置と参照位置とにおいて比較することは可能で
ある。従って、６人の正常な被験者についての一連の実
験において、高さ2.5cmのバンドが剣状突起と特定の参
照部（REF）との真下に水平に設置された。なぜなら、
左心室だけがこの位置において解剖学的に切開されるか
らである。他のバンドは、REFの下3cmに設置されるとと
もに、REFの上３、６、９、及び12cmの所と臍の位置に
設置された、これらのバンドの呼吸運動の電気的なゲイ
ンは、REFにおけるバンドに等しくなるように調整さ
れ、それらの心拍波形の振幅はREFバンドの心拍波形と
比較された。仰向けに寝た姿勢、横たわった姿勢、そし
て座った姿勢について、REFおよびREFの上下3cmの所で
は、心拍波形は心室容積カーブの形状を有していた。波
形はその頭部に行くにしたがって複雑な振動を備える傾
向が見られる。最も高い胸郭の位置及び臍においては、
波形は降下する大動脈圧力パルスに類似していた。波形
の振幅は、すべての姿勢におけるREFバンドに比較し
て、＋６及び＋9cmの位置では一般的に小さく、REF（ｐ
＜.01）の41％乃至70％であった。心拍の振幅と対応す
る呼吸波形（Ｒ＝−.14）との間には相関関係はなかっ
た。従って、この振幅解析方法は、正常な容量を得るた
めの研究を許容し、貧血性心臓疾患を有する患者におい
て起こる減動心室部分（運動低下）を診断することを可
能にする。
既にのべた様に、PCGは変換器の下にある心臓血管構
造の断面領域における変化を反映するように思われる。
呼吸の気流と部分的な肺の膨張が、肺を満たすガスの密
度によって変化するかもしれないので、我々はPCG波形
がこのファクターによって影響されるか否かを研究し
た。拍出量（SV）の変化を測定するTCGに加えて、心臓
の収縮及び拡張のタイミングと容量の結果、すなわち、
PEP/LVETが頸動脈の短縮時間間隔（STI）として得られ
た。６人の正常な男性が、（１）空気、（２）20％O2と
80％He、及び（３）20％O2と80％SF6を５分間呼吸し、
そして、TCGとSTIについて３回の測定が、他の５分間に
わたって実行された。その密度が12倍に変化する３つの
混合ガスを使用したが、心拍数、SV、PEP/LVET、最大排
出速度/SV、及び最大排出速度に対するＲ波の時間にお
いて全く差が見られなかった。従って、これによって確
認されたことであるが、心室機能のTCG測定は、肺の内
部のガスの物理的構成における変化によって影響を受け
るものではない。これは、TCGが基本的な心臓血管構造
の量的な変化を表示するという付随的な証拠である、 この発明は、狭いバンドと広いバンドを使用する呼吸
誘導体積記録器を用いて得られた測定に基づいて記述さ
れてきたが、他の外部的に設置される呼吸モニター装置
を心拍容量と大動脈圧力パルスの変化を記録するために
使用できる。図６はこの点を示している。図６に示され
た波形は、剣状突起と剣状突起の＋25cm上のところで、
呼吸誘導体積記録器に、剣状突起の上＋7.5cmの所で、
単一ベローズ式呼吸記録器（BP）に接続された狭いバン
ドを設置することによって得られたものである。NIP
は、首部誘導体積記録器による記録を示すが、それは、
その全ての内容がここに結合されるところの米国特許第
4,452,252号及び4,456,015号に記述された頸動脈圧力パ
ルスの非侵略的波形を与えるものである。第６図は、ベ
ローズ式呼吸記録器（bellows pneumograph:BP）から得
られた波形が、呼吸誘導体積記録器を用いて得られた心
室容量カーブにきわめて類似していることを示すもので
ある。
造の断面領域における変化を反映するように思われる。
呼吸の気流と部分的な肺の膨張が、肺を満たすガスの密
度によって変化するかもしれないので、我々はPCG波形
がこのファクターによって影響されるか否かを研究し
た。拍出量（SV）の変化を測定するTCGに加えて、心臓
の収縮及び拡張のタイミングと容量の結果、すなわち、
PEP/LVETが頸動脈の短縮時間間隔（STI）として得られ
た。６人の正常な男性が、（１）空気、（２）20％O2と
80％He、及び（３）20％O2と80％SF6を５分間呼吸し、
そして、TCGとSTIについて３回の測定が、他の５分間に
わたって実行された。その密度が12倍に変化する３つの
混合ガスを使用したが、心拍数、SV、PEP/LVET、最大排
出速度/SV、及び最大排出速度に対するＲ波の時間にお
いて全く差が見られなかった。従って、これによって確
認されたことであるが、心室機能のTCG測定は、肺の内
部のガスの物理的構成における変化によって影響を受け
るものではない。これは、TCGが基本的な心臓血管構造
の量的な変化を表示するという付随的な証拠である、 この発明は、狭いバンドと広いバンドを使用する呼吸
誘導体積記録器を用いて得られた測定に基づいて記述さ
れてきたが、他の外部的に設置される呼吸モニター装置
を心拍容量と大動脈圧力パルスの変化を記録するために
使用できる。図６はこの点を示している。図６に示され
た波形は、剣状突起と剣状突起の＋25cm上のところで、
呼吸誘導体積記録器に、剣状突起の上＋7.5cmの所で、
単一ベローズ式呼吸記録器（BP）に接続された狭いバン
ドを設置することによって得られたものである。NIP
は、首部誘導体積記録器による記録を示すが、それは、
その全ての内容がここに結合されるところの米国特許第
4,452,252号及び4,456,015号に記述された頸動脈圧力パ
ルスの非侵略的波形を与えるものである。第６図は、ベ
ローズ式呼吸記録器（bellows pneumograph:BP）から得
られた波形が、呼吸誘導体積記録器を用いて得られた心
室容量カーブにきわめて類似していることを示すもので
ある。
第７図を参照すると、心臓の左領域にわたって胸郭上
に設置された表面誘導体積記録器（surface inductive
plethysmograph:SIP）（SIP）によって取られた記録
が、EKG及び剣状突起において呼吸誘導体積記録器によ
って取られた記録と共に示されている。その完全な内容
がここに引用されるところのカナダ特許第1,216,635号
に記述されているように、SIPは、変換器のワイヤール
ープの真下にある表面断面領域の変化を測定する。第７
図に見られる様に、SIPもまた、心室容量変化を表す記
録を提供する。但し、その波形は、剣状突起に設置され
たバンドを用いる呼吸誘導体積記録器によって記録され
る胸郭周辺の断面から得られる対応波形に比較して少し
乱れているように見える。
に設置された表面誘導体積記録器（surface inductive
plethysmograph:SIP）（SIP）によって取られた記録
が、EKG及び剣状突起において呼吸誘導体積記録器によ
って取られた記録と共に示されている。その完全な内容
がここに引用されるところのカナダ特許第1,216,635号
に記述されているように、SIPは、変換器のワイヤール
ープの真下にある表面断面領域の変化を測定する。第７
図に見られる様に、SIPもまた、心室容量変化を表す記
録を提供する。但し、その波形は、剣状突起に設置され
たバンドを用いる呼吸誘導体積記録器によって記録され
る胸郭周辺の断面から得られる対応波形に比較して少し
乱れているように見える。
第８図は、異なる水平姿勢に対して、第１図の左側の
図に見られる胸郭の低い位置に設置された広いバンドで
記録された心室容量波形と、第１図に示された中央腹部
に設置された広いバンドで記録される腹部大動脈パルス
とを示している。EKGもまた第８図に示されている。心
室容量カーブは、種々の姿勢について同じような形状を
示しているが、左側位姿勢とうつ伏せの姿勢における心
室容量カーブの心臓の収縮部分の等容性収縮期間にアク
セントがついている。姿勢の変化に伴う形状の若干の変
化は、心臓が重力の機能として胸郭の内で自由に回動し
たり伸延したりするので意外なことではない。外部に設
置されたバンドや類似の外部モニター装置によって囲ま
れた心臓の領域は、もし心臓が異なる平面内で方向付け
られた時には変化するであろう。腹部の大動脈圧力パル
スの記録は、仰向けに寝た姿勢において明確に認められ
るが、うつ伏せの姿勢においては全く認められない。こ
れは、多分、仰向けの姿勢が比較的従順な腹部の前壁を
介しての大動脈パルスの伝達を最大にするためであり、
一方、うつ伏せの姿勢においては、大動脈圧力パルスの
前壁への伝達が、血管の振動の伝達のために腹部の背面
と側面のみを残して非常に減衰し、腹部の背面と側面に
存在する多量の筋肉の塊が、大動脈圧力パルス波形を減
衰させるところのこれらの領域の従順性（固さの増加）
を引き起こす。全胸郭の従順性は、非常に筋肉の引き締
まった底背部よりもはるかに高いので、心室容量カーブ
の満足しうる記録が全ての水平姿勢において得られる。
図に見られる胸郭の低い位置に設置された広いバンドで
記録された心室容量波形と、第１図に示された中央腹部
に設置された広いバンドで記録される腹部大動脈パルス
とを示している。EKGもまた第８図に示されている。心
室容量カーブは、種々の姿勢について同じような形状を
示しているが、左側位姿勢とうつ伏せの姿勢における心
室容量カーブの心臓の収縮部分の等容性収縮期間にアク
セントがついている。姿勢の変化に伴う形状の若干の変
化は、心臓が重力の機能として胸郭の内で自由に回動し
たり伸延したりするので意外なことではない。外部に設
置されたバンドや類似の外部モニター装置によって囲ま
れた心臓の領域は、もし心臓が異なる平面内で方向付け
られた時には変化するであろう。腹部の大動脈圧力パル
スの記録は、仰向けに寝た姿勢において明確に認められ
るが、うつ伏せの姿勢においては全く認められない。こ
れは、多分、仰向けの姿勢が比較的従順な腹部の前壁を
介しての大動脈パルスの伝達を最大にするためであり、
一方、うつ伏せの姿勢においては、大動脈圧力パルスの
前壁への伝達が、血管の振動の伝達のために腹部の背面
と側面のみを残して非常に減衰し、腹部の背面と側面に
存在する多量の筋肉の塊が、大動脈圧力パルス波形を減
衰させるところのこれらの領域の従順性（固さの増加）
を引き起こす。全胸郭の従順性は、非常に筋肉の引き締
まった底背部よりもはるかに高いので、心室容量カーブ
の満足しうる記録が全ての水平姿勢において得られる。
環境の部分的な変化による呼吸パターンを計測するた
めに使用される呼吸誘導体積記憶器以外の装置は、従来
胸郭と腹部隔室の前面に設置されている。これらはベロ
ーズ式呼吸記録器やシラスティック歪計中の水銀（merc
ury in silastic strain gauge）、及び差動線形変圧器
（differential linear transformer）を備えている。
それらはうつ伏せの姿勢における呼吸動作のモニター動
作に行うことができる。なぜなら、胸郭上のトランスジ
ューサの前面の動作が、胸郭の組織とベッドの水平表面
との間にトランスジューサが介在することによって制限
されるからである。これらの装置は、側面や背面の動作
の正確な測定を一般的に提供するものではないので、被
験者がうつ伏せの姿勢にある時には心室容量カーブを表
示することができない。マグネトロメータは、従来の胸
郭と腹部隔室の呼吸に伴う前後の径の変化を測定するた
めに設置されるが、変換器によって測定されない側面胸
郭の動作を除外するために被験者が側面位姿勢である時
には呼吸の変化や心室容量の変化を正確に表現しない。
めに使用される呼吸誘導体積記憶器以外の装置は、従来
胸郭と腹部隔室の前面に設置されている。これらはベロ
ーズ式呼吸記録器やシラスティック歪計中の水銀（merc
ury in silastic strain gauge）、及び差動線形変圧器
（differential linear transformer）を備えている。
それらはうつ伏せの姿勢における呼吸動作のモニター動
作に行うことができる。なぜなら、胸郭上のトランスジ
ューサの前面の動作が、胸郭の組織とベッドの水平表面
との間にトランスジューサが介在することによって制限
されるからである。これらの装置は、側面や背面の動作
の正確な測定を一般的に提供するものではないので、被
験者がうつ伏せの姿勢にある時には心室容量カーブを表
示することができない。マグネトロメータは、従来の胸
郭と腹部隔室の呼吸に伴う前後の径の変化を測定するた
めに設置されるが、変換器によって測定されない側面胸
郭の動作を除外するために被験者が側面位姿勢である時
には呼吸の変化や心室容量の変化を正確に表現しない。
第９図はこの発明によって得られた心室容量カーブに
おける肺容量の結果を表している。４つの図のおのおの
において、第１図の左手の図に上部及び下部胸郭位置の
広いバンドを使用する呼吸誘導体積記録器によって取ら
れた記録がEKGと共に示されている。第９図において、N
EAR TLCは、被験者がこの肺容量レベルにおいてほとん
ど生命容量の限界に達する深呼吸と閉塞された気道に伴
う呼吸停止を引き起こした事を示す近似的な全肺能力を
表わしている。FRCは機能的な残余能力、つまり、正常
な呼気作用の最後における肺容積を意味するものであ
り、第９図における“BETWEEN FRC ＆ TLC"はこのレ
ベルにおける呼吸停止によって伴われるほどよい深さの
刺激を意味している。RVは残余容量、即ち、十分な呼気
作用の後の肺容量を意味し、第９図における“NEAR R
V"は生命容量の比較的低い限界に近い肺容量における呼
吸停止を示している。“BETWEEN FRC ＆ RV"は程よ
い深さの呼気作用の後の呼吸停止を意味するものであ
る。
おける肺容量の結果を表している。４つの図のおのおの
において、第１図の左手の図に上部及び下部胸郭位置の
広いバンドを使用する呼吸誘導体積記録器によって取ら
れた記録がEKGと共に示されている。第９図において、N
EAR TLCは、被験者がこの肺容量レベルにおいてほとん
ど生命容量の限界に達する深呼吸と閉塞された気道に伴
う呼吸停止を引き起こした事を示す近似的な全肺能力を
表わしている。FRCは機能的な残余能力、つまり、正常
な呼気作用の最後における肺容積を意味するものであ
り、第９図における“BETWEEN FRC ＆ TLC"はこのレ
ベルにおける呼吸停止によって伴われるほどよい深さの
刺激を意味している。RVは残余容量、即ち、十分な呼気
作用の後の肺容量を意味し、第９図における“NEAR R
V"は生命容量の比較的低い限界に近い肺容量における呼
吸停止を示している。“BETWEEN FRC ＆ RV"は程よ
い深さの呼気作用の後の呼吸停止を意味するものであ
る。
第９図に見られるように、心室容量カーブの心臓拡張
スロープの形状は、肺容量レベルによって変化し、その
終端のスロープは高い肺容量においてフラットになり、
低い肺容量において上向きに傾斜している。さらに主な
心室の収縮の傾きは、低い肺容量（“NEAR RV"と“BET
WEEN FRC ＆ RV"）における険しい傾きよりも高い肺
容量（“NEAR TLC"と“BETWEEN FRC ＆ TLC"）にお
いて緩やかになっている。“BETWENN FRC ＆ RV"の
レベルにおけるわずかな増加を除いて各種の肺容量レベ
ルについての心室容量カーブの大きさにおいて最も小さ
な差が見られる。これらのデータは、心筋の収縮性が、
低い肺容量レベルでの心臓収縮の比較的速い傾きによっ
て表現される高い肺容量に比較される低い肺容量におけ
る呼吸停止中に増大することを暗示している。さらに、
終端の心臓拡張カーブのフラットの傾きは、高い肺容量
レベルにおいて心室の従順性が低い肺容量レベルにおけ
る心室の従順性に比較して減少することを暗示してい
る。後者の状況において、終端のカーブは上方に傾く。
これは、さらに、胸郭の低い部分に設置されたバンドに
よって測定される基本的な心室容量が左心室容量である
ことを暗示する。というのは、減少する心筋の伸縮性
と、低下する左心室の従順性が肺容量レベルの増加を促
すとうことが公知であるからである。
スロープの形状は、肺容量レベルによって変化し、その
終端のスロープは高い肺容量においてフラットになり、
低い肺容量において上向きに傾斜している。さらに主な
心室の収縮の傾きは、低い肺容量（“NEAR RV"と“BET
WEEN FRC ＆ RV"）における険しい傾きよりも高い肺
容量（“NEAR TLC"と“BETWEEN FRC ＆ TLC"）にお
いて緩やかになっている。“BETWENN FRC ＆ RV"の
レベルにおけるわずかな増加を除いて各種の肺容量レベ
ルについての心室容量カーブの大きさにおいて最も小さ
な差が見られる。これらのデータは、心筋の収縮性が、
低い肺容量レベルでの心臓収縮の比較的速い傾きによっ
て表現される高い肺容量に比較される低い肺容量におけ
る呼吸停止中に増大することを暗示している。さらに、
終端の心臓拡張カーブのフラットの傾きは、高い肺容量
レベルにおいて心室の従順性が低い肺容量レベルにおけ
る心室の従順性に比較して減少することを暗示してい
る。後者の状況において、終端のカーブは上方に傾く。
これは、さらに、胸郭の低い部分に設置されたバンドに
よって測定される基本的な心室容量が左心室容量である
ことを暗示する。というのは、減少する心筋の伸縮性
と、低下する左心室の従順性が肺容量レベルの増加を促
すとうことが公知であるからである。
第10図を参照するとこの発明によって得られた心室容
量カーブについてのバルサルバ操作の結果が示されてい
る。バルサルバ操作は閉じられた声門や閉塞した気道に
対する緊張から構成される。第10図は第１図の左手の図
に示された胸郭の上部及び下部の位置に設置された広い
バンドを備えたそのような操作を示している。頸動脈圧
力パルスを記録するための首部誘導体積記録器（NIP）
と、心室容量を記録するために検状突起の上7.5cmに設
置されたベローズ式呼吸記録器（BP）とから得られる波
形がEKGとして示されている。バルサルバ操作において
開口部における圧力は約水柱60cmに達した。胸郭の低い
位置における心室容量の波形及び胸郭の高い位置におけ
る胸部大動脈圧力パルスの大きさは、NIP及びBPの記録
に見られるように、バルサルバ操作中に大きさにおいて
著しい下降を示した。バルサルバ操作における心室容量
カーブの心臓収縮による排出のスロープは著しく小さく
なった。胸郭の低い位置におけるバンドに対するバルサ
ルバ操作における拍出量はベースラインの67％に降下
し、バルサルバ操作を除去する事によってベースライン
上29％まで上昇した。NIPによって記録される頸動脈圧
力パルスにおいて付随的な上昇が見られるが、BPの波形
はこの上昇を示さなかった。第10図に見られるものは、
左心室の血管像影によって得られるものと類似している
が、心室容量測定から得られる拍出量の降下は緊張期間
におけるベースラインの35乃至75％に下降した。拍出量
（53％）の同じような下り勾配もまた、右心室の心臓内
インピーダンスカテーテルを用いることによって得られ
た。健康な被験者とうっ血した心臓衰弱の患者の両方に
おける心室容量の超音波心臓検査法による測定はバルサ
ルバ操作中の拍出量と同様な減少を示した。
量カーブについてのバルサルバ操作の結果が示されてい
る。バルサルバ操作は閉じられた声門や閉塞した気道に
対する緊張から構成される。第10図は第１図の左手の図
に示された胸郭の上部及び下部の位置に設置された広い
バンドを備えたそのような操作を示している。頸動脈圧
力パルスを記録するための首部誘導体積記録器（NIP）
と、心室容量を記録するために検状突起の上7.5cmに設
置されたベローズ式呼吸記録器（BP）とから得られる波
形がEKGとして示されている。バルサルバ操作において
開口部における圧力は約水柱60cmに達した。胸郭の低い
位置における心室容量の波形及び胸郭の高い位置におけ
る胸部大動脈圧力パルスの大きさは、NIP及びBPの記録
に見られるように、バルサルバ操作中に大きさにおいて
著しい下降を示した。バルサルバ操作における心室容量
カーブの心臓収縮による排出のスロープは著しく小さく
なった。胸郭の低い位置におけるバンドに対するバルサ
ルバ操作における拍出量はベースラインの67％に降下
し、バルサルバ操作を除去する事によってベースライン
上29％まで上昇した。NIPによって記録される頸動脈圧
力パルスにおいて付随的な上昇が見られるが、BPの波形
はこの上昇を示さなかった。第10図に見られるものは、
左心室の血管像影によって得られるものと類似している
が、心室容量測定から得られる拍出量の降下は緊張期間
におけるベースラインの35乃至75％に下降した。拍出量
（53％）の同じような下り勾配もまた、右心室の心臓内
インピーダンスカテーテルを用いることによって得られ
た。健康な被験者とうっ血した心臓衰弱の患者の両方に
おける心室容量の超音波心臓検査法による測定はバルサ
ルバ操作中の拍出量と同様な減少を示した。
拍出量における運動の効果は、運動が実行される体の
姿勢に依存する。正常な成人において、心拍出量のため
の染料希釈技術の利用は心拍数による心拍出量を分割す
ることによる拍出量を較正する。足触み車の上で歩行す
る期間において、ある先行技術の研究は、拍出量が軽い
運動によって最初の大きな上昇を有すること、即ち、心
拍数が87b/mのベースラインから115b/mに上昇し、拍出
量が69％増加することを示した。拍出量はさらに激しい
運動によって少しずつ上昇を続け、171b/mの心拍数にお
いてベースライン上84％の最大値に達した。一方、仰向
けに寝た自転車の運動においては、拍出量は71b/mのベ
ースラインの心拍数から119b/mまでの軽度な運動期間中
においてわずか６％上昇した。適度な運動によって心拍
数が127bmMに上昇するが、拍出量はベースライン上わず
か13％しか増加しなかった。第11図を参照すると、呼吸
誘導体積記録器に接続された狭いバンドを付けて自転車
に座った正常な成人において、運動負荷を終了した直後
の呼吸停止では拍出量が剣状突起の上2.5cmに設置され
たバンドでベースライン上35乃至65％増大し、一方、心
拍数が54b/mから125b/mまで増大した。第12図を参照す
ると、仰向けに寝た姿勢において、バンドによって測定
される運動時の拍出量の上昇は、座った姿勢よりもはる
かに小さく、ベースライン上32％に相当し、一方心拍数
は67b/mから116b/mに上昇した。拍出量の増加は、心拍
出量のための染料希釈法を用いた仰向けに寝た自転車運
動のために報告されたこれらを越えるが、座ったり仰向
けに寝た位置における運動に対する拍出量の応答におけ
る差に一致している。図に示されるように、バンドによ
って測定される心室の収縮による排出と拡張による充満
の両方の速度は、運動によって著しく増大した。
姿勢に依存する。正常な成人において、心拍出量のため
の染料希釈技術の利用は心拍数による心拍出量を分割す
ることによる拍出量を較正する。足触み車の上で歩行す
る期間において、ある先行技術の研究は、拍出量が軽い
運動によって最初の大きな上昇を有すること、即ち、心
拍数が87b/mのベースラインから115b/mに上昇し、拍出
量が69％増加することを示した。拍出量はさらに激しい
運動によって少しずつ上昇を続け、171b/mの心拍数にお
いてベースライン上84％の最大値に達した。一方、仰向
けに寝た自転車の運動においては、拍出量は71b/mのベ
ースラインの心拍数から119b/mまでの軽度な運動期間中
においてわずか６％上昇した。適度な運動によって心拍
数が127bmMに上昇するが、拍出量はベースライン上わず
か13％しか増加しなかった。第11図を参照すると、呼吸
誘導体積記録器に接続された狭いバンドを付けて自転車
に座った正常な成人において、運動負荷を終了した直後
の呼吸停止では拍出量が剣状突起の上2.5cmに設置され
たバンドでベースライン上35乃至65％増大し、一方、心
拍数が54b/mから125b/mまで増大した。第12図を参照す
ると、仰向けに寝た姿勢において、バンドによって測定
される運動時の拍出量の上昇は、座った姿勢よりもはる
かに小さく、ベースライン上32％に相当し、一方心拍数
は67b/mから116b/mに上昇した。拍出量の増加は、心拍
出量のための染料希釈法を用いた仰向けに寝た自転車運
動のために報告されたこれらを越えるが、座ったり仰向
けに寝た位置における運動に対する拍出量の応答におけ
る差に一致している。図に示されるように、バンドによ
って測定される心室の収縮による排出と拡張による充満
の両方の速度は、運動によって著しく増大した。
鼻からの吸入によって投与される室温で気体の化合物
である亜硝酸アミルは、心臓の血液動力学の二次的変化
に関連して血管系の抵抗の急激な降下をを生じさせる。
第13図はこの薬剤の効果を、下方のリブゲージに呼吸誘
導プレチスモグラフィにより行われた測定によって表れ
たように、仰向けの通常の大人における心室容積カーブ
上と、中腹での幅広のバンドで行われた測定によって表
れたように腹部大動脈の圧力パルス上とで示す。亜硝酸
アミルの吸入後15秒に、一拍出量がベースライン上で39
％増加し、心率が54b/m〜84b/mのベースラインから上昇
した。心筋の収縮度が亜硝酸アミル投与後の収縮期の放
出のより早い傾斜によって示されるように顕著に増加し
た。心室容積カーブの拡張部分の充填（filling）にも
より速い上昇があった。更に心筋の収縮性の増加率は心
拍数が67b/mに低下したときの亜硝酸アミル投与後27秒
に現れた。亜硝酸アミルの投与後30秒では、心拍数が48
b/mでベースラインより遅く、心筋の収縮性がベースラ
インの値にもどった。このように、この発明による呼吸
誘導プレスモグラフィでの心室容積カーブの測定は心筋
の収縮性及び心拍出量を増加させる薬剤から期待され
た。もちろん、この情報はまた更に十分に上述したよう
に全体平均又は曲線適合技術の採用によって呼吸中に引
き出される。
である亜硝酸アミルは、心臓の血液動力学の二次的変化
に関連して血管系の抵抗の急激な降下をを生じさせる。
第13図はこの薬剤の効果を、下方のリブゲージに呼吸誘
導プレチスモグラフィにより行われた測定によって表れ
たように、仰向けの通常の大人における心室容積カーブ
上と、中腹での幅広のバンドで行われた測定によって表
れたように腹部大動脈の圧力パルス上とで示す。亜硝酸
アミルの吸入後15秒に、一拍出量がベースライン上で39
％増加し、心率が54b/m〜84b/mのベースラインから上昇
した。心筋の収縮度が亜硝酸アミル投与後の収縮期の放
出のより早い傾斜によって示されるように顕著に増加し
た。心室容積カーブの拡張部分の充填（filling）にも
より速い上昇があった。更に心筋の収縮性の増加率は心
拍数が67b/mに低下したときの亜硝酸アミル投与後27秒
に現れた。亜硝酸アミルの投与後30秒では、心拍数が48
b/mでベースラインより遅く、心筋の収縮性がベースラ
インの値にもどった。このように、この発明による呼吸
誘導プレスモグラフィでの心室容積カーブの測定は心筋
の収縮性及び心拍出量を増加させる薬剤から期待され
た。もちろん、この情報はまた更に十分に上述したよう
に全体平均又は曲線適合技術の採用によって呼吸中に引
き出される。
次に起こる痛みをいやす／いやさないで激しい心筋梗
塞が心室の傷ついた部分の逆説的な、運動障害の又は運
動不能症の動きを起こすことができる。加えて、無症状
の虚血がそのような変化を引き起こすかもしれない。第
14図は虚血性心疾患の患者の運動障害の心室容積曲線を
表す。殊に第14図に頸動脈の幹線の波形の記録及び虚血
性心疾患の患者の左心室容積曲線を示し、BPsは収縮期
の血圧、BPsは拡張期の血圧、PEPuは不整脈波形、LEVT
は左心室排出時間、dp/dtは頸動脈の幹線の波形の最大
上昇率である。心室壁の運動障害は上死点から第３番目
の記録に示される。EKGのＲ波から最大排出率（PER）ま
での時間は520msにまで顕著に長くなることに注意。同
一の所見が超音波新造検査で得られた。運動障害の運動
も右心室拡張がある肺のヒペルテンシン（pulmonary hy
pertension）の患者に見られる。この結果は、通常の左
心室容積曲線を示す基準バンド（胸骨の剣状突起の真下
に位置）の上方5cmに位置するバンドで検知された（第1
5図参照）。
塞が心室の傷ついた部分の逆説的な、運動障害の又は運
動不能症の動きを起こすことができる。加えて、無症状
の虚血がそのような変化を引き起こすかもしれない。第
14図は虚血性心疾患の患者の運動障害の心室容積曲線を
表す。殊に第14図に頸動脈の幹線の波形の記録及び虚血
性心疾患の患者の左心室容積曲線を示し、BPsは収縮期
の血圧、BPsは拡張期の血圧、PEPuは不整脈波形、LEVT
は左心室排出時間、dp/dtは頸動脈の幹線の波形の最大
上昇率である。心室壁の運動障害は上死点から第３番目
の記録に示される。EKGのＲ波から最大排出率（PER）ま
での時間は520msにまで顕著に長くなることに注意。同
一の所見が超音波新造検査で得られた。運動障害の運動
も右心室拡張がある肺のヒペルテンシン（pulmonary hy
pertension）の患者に見られる。この結果は、通常の左
心室容積曲線を示す基準バンド（胸骨の剣状突起の真下
に位置）の上方5cmに位置するバンドで検知された（第1
5図参照）。
心拍出量は、チップを肺動脈の中に位置させたスワン
−ガンツ式（swan−ganz）心臓カテーテルを用いる熱希
釈液法によって測定できる。一回拍出量を心拍数で割る
ことによって計算される。この値は基準時の絶対容積値
に対する心室容積曲線（狭いバンドセンサ又は類似の変
換器で得られた）の収縮期部分を計算するために用いら
れる。従ってこの値は両方の絶対容積変化を確かめ非侵
襲性の測定の妥当性を確立するために、心室容積曲線か
ら一回拍出量の全ての次の計算に用いることができる。
後者の正確度は、心室が１つの自由度で動くと考える仮
定に依存する。しかしその仮定は非侵襲性TCG技術でな
された測定に熱希釈法（又は他の一拍出量法）を比較す
ることによってのみ証明できる。この実験は６匹の麻酔
をかけた犬で行われた。ベースライン値は同時に狭いバ
ンドで引き出されたTCGの収集および一回拍出量及び心
拍出量の熱希釈液値によって得られた。動物はその後15
分ごとに、10％デキストラン40溶液の50mlを注入され、
熱希釈液法による心拍出量が、もはやデキストラン40の
注入を増加させなくなるまで各時間間隔で同時に繰り返
し測定された。熱希釈液法による一拍出量は、ベースラ
イン値の40％増の最大値にまで上昇した。46対の比較で
は、TCGに基づく一拍出量の87％が熱希釈値に基づく一
拍出量測定の20％以内に下がった（第16図）。従ってTC
Gは麻酔をかけられた犬の一拍出量及び心拍量の変化の
正確な測定をもたらすようだ。
−ガンツ式（swan−ganz）心臓カテーテルを用いる熱希
釈液法によって測定できる。一回拍出量を心拍数で割る
ことによって計算される。この値は基準時の絶対容積値
に対する心室容積曲線（狭いバンドセンサ又は類似の変
換器で得られた）の収縮期部分を計算するために用いら
れる。従ってこの値は両方の絶対容積変化を確かめ非侵
襲性の測定の妥当性を確立するために、心室容積曲線か
ら一回拍出量の全ての次の計算に用いることができる。
後者の正確度は、心室が１つの自由度で動くと考える仮
定に依存する。しかしその仮定は非侵襲性TCG技術でな
された測定に熱希釈法（又は他の一拍出量法）を比較す
ることによってのみ証明できる。この実験は６匹の麻酔
をかけた犬で行われた。ベースライン値は同時に狭いバ
ンドで引き出されたTCGの収集および一回拍出量及び心
拍出量の熱希釈液値によって得られた。動物はその後15
分ごとに、10％デキストラン40溶液の50mlを注入され、
熱希釈液法による心拍出量が、もはやデキストラン40の
注入を増加させなくなるまで各時間間隔で同時に繰り返
し測定された。熱希釈液法による一拍出量は、ベースラ
イン値の40％増の最大値にまで上昇した。46対の比較で
は、TCGに基づく一拍出量の87％が熱希釈値に基づく一
拍出量測定の20％以内に下がった（第16図）。従ってTC
Gは麻酔をかけられた犬の一拍出量及び心拍量の変化の
正確な測定をもたらすようだ。
犬の胸郭が人体の胸郭のように高度に許容性があるの
で、犬の胸郭及び腹にバンドを用いて心室容積曲線の満
足な記録を得ることが可能かどうかを決定する試みがな
された。第17図は犬の上胸部のまわりの腋窩の真下に約
１〜2cm上方又は下方に位置を変えて設置されたバンド
の記録を描く。左パネルは犬が平らなテーブル上で左側
臥位置にある時の記録の描く。上左パネルは心室収縮期
の最下点で心房拡張期の付加された丸みのある上向きの
波に沿って典型的な心室容積曲線を示す。下方の左パネ
ルでは、バンドが下方へ約1cm移動しており、心房の拡
張期の波がそれから除去される。追跡ラベル付け“RIP
−上方RC（NB）”によって示されるごとく、上左パネル
における心室容積曲線の等容性収縮段階に欠乏がある。
これは上胸郭に設置され呼吸誘導プレチスモグラフに結
合された狭いバンドを意味するが右上パネルでは顕著な
上方へのそりを示す。腹部の中央−上方の各バンドはそ
れらの位置にかなり依存する。犬がＶ型テーブルに置か
れ、その体を異なる位置に支持するとき、上右パネル上
の中腹バンドは腹大動脈の圧力パルスの典型的な波形を
容易に確認できる重拍で示した。他のバンドの設置もま
た腹部の大動脈の圧力パルスを与えた。
で、犬の胸郭及び腹にバンドを用いて心室容積曲線の満
足な記録を得ることが可能かどうかを決定する試みがな
された。第17図は犬の上胸部のまわりの腋窩の真下に約
１〜2cm上方又は下方に位置を変えて設置されたバンド
の記録を描く。左パネルは犬が平らなテーブル上で左側
臥位置にある時の記録の描く。上左パネルは心室収縮期
の最下点で心房拡張期の付加された丸みのある上向きの
波に沿って典型的な心室容積曲線を示す。下方の左パネ
ルでは、バンドが下方へ約1cm移動しており、心房の拡
張期の波がそれから除去される。追跡ラベル付け“RIP
−上方RC（NB）”によって示されるごとく、上左パネル
における心室容積曲線の等容性収縮段階に欠乏がある。
これは上胸郭に設置され呼吸誘導プレチスモグラフに結
合された狭いバンドを意味するが右上パネルでは顕著な
上方へのそりを示す。腹部の中央−上方の各バンドはそ
れらの位置にかなり依存する。犬がＶ型テーブルに置か
れ、その体を異なる位置に支持するとき、上右パネル上
の中腹バンドは腹大動脈の圧力パルスの典型的な波形を
容易に確認できる重拍で示した。他のバンドの設置もま
た腹部の大動脈の圧力パルスを与えた。
これまでの記述から、胸郭と腹の動きを測定する非侵
襲センサーによる外部モニターが大人、乳児及び動物に
おける新造導管の成り行きを記録できることは明らかで
ある。適当なセンサーとデータで息を止めている間の鼓
動ごとに部分心室容積曲線及び大動脈圧力パルスを記録
することは可能である。平均波形は呼吸中に調和平均の
手法で、トリガーとして心電図のQRSコンプレックス（c
omplex）、又は非侵襲性的／侵襲性的に記録された動脈
系のパルスの上向き行程を用いて得られる。あるいは、
曲線適合技術及び適当なデジタルフイルター技術が呼吸
波形から心室波形を抜き出すべく用いることができる。
更に心室容積及び大動脈のパルスの波形が異なる心臓の
波長で、及び肺容積の基準及び空気流れの種々の点でも
また得られる。ここで記述された技術は生理学、薬学及
び臨床上の心臓機能に関する知識及び大人、乳児及び動
物の心臓疾患の診断な主要な示唆をもたらす。
襲センサーによる外部モニターが大人、乳児及び動物に
おける新造導管の成り行きを記録できることは明らかで
ある。適当なセンサーとデータで息を止めている間の鼓
動ごとに部分心室容積曲線及び大動脈圧力パルスを記録
することは可能である。平均波形は呼吸中に調和平均の
手法で、トリガーとして心電図のQRSコンプレックス（c
omplex）、又は非侵襲性的／侵襲性的に記録された動脈
系のパルスの上向き行程を用いて得られる。あるいは、
曲線適合技術及び適当なデジタルフイルター技術が呼吸
波形から心室波形を抜き出すべく用いることができる。
更に心室容積及び大動脈のパルスの波形が異なる心臓の
波長で、及び肺容積の基準及び空気流れの種々の点でも
また得られる。ここで記述された技術は生理学、薬学及
び臨床上の心臓機能に関する知識及び大人、乳児及び動
物の心臓疾患の診断な主要な示唆をもたらす。
一拍出量及び心拍出量をその一拍出量（SV）及び心拍
出量（CO）の変化を測定すべく胸部心電図（TCG）の有
効性を確立するために通常の人間の被実験者に侵襲性の
熱希釈液技術で測定することは実用的でない。もし体の
姿勢が固定されればインピーダンス心拍記録法で一拍出
量及び心拍次量の変化を測定できるという記述に十分な
証拠がある。この装置は経験的な式と、胸部が一拍出量
の値を引き出すための単一の導体として見なす過程とを
用いる。この装置からの波形は大動脈パルスと類似し、
胸部心拍記憶法で得られた心室容積波形に対し極性で対
向している胸部心電図［SV（TCG）］によって測定され
た一拍出量の値は、インピーダンス心拍記録法（IC）に
よって６人の通常の半横臥した人で、SVを増加させるべ
く0.25mgテルブタリンの皮下注射後測定されたSVに比較
された。他の日には、1mlの塩分が、制御手段として利
用するため皮下注射された。TCG及びICからのデータは3
0分のベースライン中５分ごとに及び注射後90分に集め
られた。テルブタリン投与後SV及びCOの最大増加はそれ
ぞれ27％と50％であった。SVとCOは塩分注射によって変
わらなかった。288対の比較ではSV（TCG）値の91％がSV
（IC）の20％以内に降下した（第18図）。更に、先の研
究ではいつの時点でも心拍出量から引き出されたICとTC
Gとの間には統計的に意味のある相違はなかった（第19
図及び第20図と比較せよ）。これらのデータは、心室容
積曲線から引き出されたTCGは一拍出量及び心拍出量の
変化を精確に予測していることを示している。
出量（CO）の変化を測定すべく胸部心電図（TCG）の有
効性を確立するために通常の人間の被実験者に侵襲性の
熱希釈液技術で測定することは実用的でない。もし体の
姿勢が固定されればインピーダンス心拍記録法で一拍出
量及び心拍次量の変化を測定できるという記述に十分な
証拠がある。この装置は経験的な式と、胸部が一拍出量
の値を引き出すための単一の導体として見なす過程とを
用いる。この装置からの波形は大動脈パルスと類似し、
胸部心拍記憶法で得られた心室容積波形に対し極性で対
向している胸部心電図［SV（TCG）］によって測定され
た一拍出量の値は、インピーダンス心拍記録法（IC）に
よって６人の通常の半横臥した人で、SVを増加させるべ
く0.25mgテルブタリンの皮下注射後測定されたSVに比較
された。他の日には、1mlの塩分が、制御手段として利
用するため皮下注射された。TCG及びICからのデータは3
0分のベースライン中５分ごとに及び注射後90分に集め
られた。テルブタリン投与後SV及びCOの最大増加はそれ
ぞれ27％と50％であった。SVとCOは塩分注射によって変
わらなかった。288対の比較ではSV（TCG）値の91％がSV
（IC）の20％以内に降下した（第18図）。更に、先の研
究ではいつの時点でも心拍出量から引き出されたICとTC
Gとの間には統計的に意味のある相違はなかった（第19
図及び第20図と比較せよ）。これらのデータは、心室容
積曲線から引き出されたTCGは一拍出量及び心拍出量の
変化を精確に予測していることを示している。
心室容積曲線の外形から心臓の収縮期及び拡張期の機
能の指数が分かる。収縮期の機能については、これらの
間隔と容積の比は頸動脈拍のタイミング量としてよく知
られている収縮期時間間隔と比較されて、心臓の収縮性
についてのこれらの２つの異なる量の間における収縮期
の機能に関する関係が確立される。一連の実験では、テ
メブタリンの効果が研究されている。
能の指数が分かる。収縮期の機能については、これらの
間隔と容積の比は頸動脈拍のタイミング量としてよく知
られている収縮期時間間隔と比較されて、心臓の収縮性
についてのこれらの２つの異なる量の間における収縮期
の機能に関する関係が確立される。一連の実験では、テ
メブタリンの効果が研究されている。
テルブタリンはベータ２のアドレイリン作用性のある
作用薬であると思われているが、それを配列すると心拍
出量の増加が著しく増加する。その結果、組織的な欠陥
拡張や出来る限り強い心室の収縮性が得られる（1975年
発行のChest、68巻、616と617ページ参考）。その作用
をより詳しく特徴づけるためにいくつかの非侵襲性の心
臓血管のモニター法が利用されている。左心室容積曲線
（LVVC）はトラヒカルジオグラフ（TCG）に平均した心
臓性振動として示される。呼吸性信号は全平均法によっ
て消去されている。LVVC（TCG）による収縮期及び拡張
期の容積に加えて、他のパラメータが測定されている：
（１）EKGによる心拍数（HR）；（２）カフ聴診法によ
る血圧（BP）；（３）ネック部の誘導的なプレスチモグ
ラフ帯の到来やEKGによって得られる心脈拍からの収縮
期の時間間隔；（４）BPによる修正後の心脈拍のdp/dt;
及び（５）式PEP/LVETの利用による収縮期の心拍出数
（EF）（PEP＝前駆出期,LVET＝左心室拍出時間）。２日
間にわたる研究で、５規定は皮下にテルブタリン0.25mg
又は塩類を受けたことまたデータは注射後10から20分た
った広管の底線部や頂部を解析して得られることがわか
った。食塩水に比較して、テルブタリンはHR（20％）,L
VETI（８％）［LVETI＝左心室拍出時間指数］,EF（16
％），一回拍出量（28％），心拍出量（54％），最高拍
出率（PER）（61％）,dp/dt′70％）及び左心室一回拍
出量（27％）の底線部からの意義のある起ち上がりを生
じる。テルブタリンは拡張期のBP（９％）,PEPI（20
％）,PEP/LVET（31％）,PERに対するＲの時間（13％）I
R＝Ｒ波、PER＝頂部拍出波］、及び抹消血管抵抗（43
％）を有意義に減少する初期拡張期の充填流量、容積、
及びタイミングは変わらなかった。LVVCの収縮期部分に
関して一番簡単で最も多い一貫性のあるパラメータはＲ
−PER時間を短縮化し、EKGやTCG波形上の点を個々に容
易に認識させる。
作用薬であると思われているが、それを配列すると心拍
出量の増加が著しく増加する。その結果、組織的な欠陥
拡張や出来る限り強い心室の収縮性が得られる（1975年
発行のChest、68巻、616と617ページ参考）。その作用
をより詳しく特徴づけるためにいくつかの非侵襲性の心
臓血管のモニター法が利用されている。左心室容積曲線
（LVVC）はトラヒカルジオグラフ（TCG）に平均した心
臓性振動として示される。呼吸性信号は全平均法によっ
て消去されている。LVVC（TCG）による収縮期及び拡張
期の容積に加えて、他のパラメータが測定されている：
（１）EKGによる心拍数（HR）；（２）カフ聴診法によ
る血圧（BP）；（３）ネック部の誘導的なプレスチモグ
ラフ帯の到来やEKGによって得られる心脈拍からの収縮
期の時間間隔；（４）BPによる修正後の心脈拍のdp/dt;
及び（５）式PEP/LVETの利用による収縮期の心拍出数
（EF）（PEP＝前駆出期,LVET＝左心室拍出時間）。２日
間にわたる研究で、５規定は皮下にテルブタリン0.25mg
又は塩類を受けたことまたデータは注射後10から20分た
った広管の底線部や頂部を解析して得られることがわか
った。食塩水に比較して、テルブタリンはHR（20％）,L
VETI（８％）［LVETI＝左心室拍出時間指数］,EF（16
％），一回拍出量（28％），心拍出量（54％），最高拍
出率（PER）（61％）,dp/dt′70％）及び左心室一回拍
出量（27％）の底線部からの意義のある起ち上がりを生
じる。テルブタリンは拡張期のBP（９％）,PEPI（20
％）,PEP/LVET（31％）,PERに対するＲの時間（13％）I
R＝Ｒ波、PER＝頂部拍出波］、及び抹消血管抵抗（43
％）を有意義に減少する初期拡張期の充填流量、容積、
及びタイミングは変わらなかった。LVVCの収縮期部分に
関して一番簡単で最も多い一貫性のあるパラメータはＲ
−PER時間を短縮化し、EKGやTCG波形上の点を個々に容
易に認識させる。
心室容積曲線の収縮期の振幅は、熱性の希釈溶液や色
素希釈溶液のような侵襲性の手法、又はインピーダンス
心臓検査や超音波心臓検査のような非侵襲性の手法とと
もに、一回拍出量における傾向を評価するのに利用する
ことができる。心室容積の波形は絶対容積に修正するこ
とが出来る。測定量は呼吸性の誘導的なプレチスモグラ
フの標準の（広い）あるいは狭いバンド変換器によって
得ることができる。しかし、代わりに、呼吸動作の測定
に用いられてきた非侵襲性の感覚装置でも前記変換器に
対する高度の機能として、心臓血管の出来事を補足する
ことができる。呼吸性の誘導的なプレスチスモグラフは
水平面での体位の変化による心室容積曲線の表示が正確
に得ることができるので、前記のような装置に好まし
い。また、他の呼吸モニター装置は腹臥や側面位の体位
における心室容積曲線を正確に記録することは一般にで
きない。心拍数と一回拍出量の積は心拍出量に等しい。
この発明により、心拍出量の測定量は正常な被検者及び
病気の被検者の両方において休息時でも運動時でも得る
ことができる。これらの測定量は、心電図のQRC波を使
用する若しくは引き金のような組織の動脈拍の上向き行
程を使用する全体平均による、又は曲線適合の使用若し
くは呼吸波形から心臓波形を引き出すために前述したよ
うな適応デジタルろ過手段の使用による、平均心室容積
曲線の表示とともに一拍動ごとの基底上の息こらえ中若
しくは呼吸中に記録することができる。さらに、心室容
積曲線は睡眠中の人間又は動物の自然的な中枢の無呼吸
の間、閉塞的な無呼吸の間でも記録することができる。
これにより心臓特性上の閉塞睡眠無呼吸症候群のような
存在の効果を解析でき治療上の関与に役立つ。
素希釈溶液のような侵襲性の手法、又はインピーダンス
心臓検査や超音波心臓検査のような非侵襲性の手法とと
もに、一回拍出量における傾向を評価するのに利用する
ことができる。心室容積の波形は絶対容積に修正するこ
とが出来る。測定量は呼吸性の誘導的なプレチスモグラ
フの標準の（広い）あるいは狭いバンド変換器によって
得ることができる。しかし、代わりに、呼吸動作の測定
に用いられてきた非侵襲性の感覚装置でも前記変換器に
対する高度の機能として、心臓血管の出来事を補足する
ことができる。呼吸性の誘導的なプレスチスモグラフは
水平面での体位の変化による心室容積曲線の表示が正確
に得ることができるので、前記のような装置に好まし
い。また、他の呼吸モニター装置は腹臥や側面位の体位
における心室容積曲線を正確に記録することは一般にで
きない。心拍数と一回拍出量の積は心拍出量に等しい。
この発明により、心拍出量の測定量は正常な被検者及び
病気の被検者の両方において休息時でも運動時でも得る
ことができる。これらの測定量は、心電図のQRC波を使
用する若しくは引き金のような組織の動脈拍の上向き行
程を使用する全体平均による、又は曲線適合の使用若し
くは呼吸波形から心臓波形を引き出すために前述したよ
うな適応デジタルろ過手段の使用による、平均心室容積
曲線の表示とともに一拍動ごとの基底上の息こらえ中若
しくは呼吸中に記録することができる。さらに、心室容
積曲線は睡眠中の人間又は動物の自然的な中枢の無呼吸
の間、閉塞的な無呼吸の間でも記録することができる。
これにより心臓特性上の閉塞睡眠無呼吸症候群のような
存在の効果を解析でき治療上の関与に役立つ。
上記のいずれのセンサーのエレクトロニクスも、テー
プレコーダー、コンパクトディスク等−ホルダーモニタ
ー−装具に挿入して、心室性体積波形及び大動脈圧脈拍
を非侵襲的に記録するためにこの発明により見いだされ
たように心電図による心臓の電気的興奮及びその機械的
応答の両方を着装携行式にモニターすることができる。
このことは心臓機能における心臓虚血作用及び心不整脈
を特性化するのに有用である。
プレコーダー、コンパクトディスク等−ホルダーモニタ
ー−装具に挿入して、心室性体積波形及び大動脈圧脈拍
を非侵襲的に記録するためにこの発明により見いだされ
たように心電図による心臓の電気的興奮及びその機械的
応答の両方を着装携行式にモニターすることができる。
このことは心臓機能における心臓虚血作用及び心不整脈
を特性化するのに有用である。
図21A−21Gは、機械式呼吸の麻酔犬で心室性体積曲線
における右心室の外部ペース効果を示す。このデータ
は、引き金のシグナルとして心電図のQRS波を用いた集
合平均によって得られた。最高のトレーシングは無ペー
ス（“UP"）の心電図及び心室の体積曲線を描く；ここ
で心拍数は112拍動であった。無ペース心拍数（75b/m拍
動／分）,92b/m及び107b/m）以下の心室性ペース（“V
P"）心拍数において、心室性体積波形は、無ペース記録
としてQRSと同様な発現とタイミング関係を有する。し
かしより大きなペース性心室性拍数（123b/m,132b/m及
び184b/m）では、導入プレチモグラフのトランスデュー
サー体積変動記録計変換器に対する心室部分の異常運動
（ジスキネジー）によりQRSに比して著しく停滞があ
る。図21の心室性体積曲線は犬の剣状突起上に置いた帯
状センサーにより得られた。
における右心室の外部ペース効果を示す。このデータ
は、引き金のシグナルとして心電図のQRS波を用いた集
合平均によって得られた。最高のトレーシングは無ペー
ス（“UP"）の心電図及び心室の体積曲線を描く；ここ
で心拍数は112拍動であった。無ペース心拍数（75b/m拍
動／分）,92b/m及び107b/m）以下の心室性ペース（“V
P"）心拍数において、心室性体積波形は、無ペース記録
としてQRSと同様な発現とタイミング関係を有する。し
かしより大きなペース性心室性拍数（123b/m,132b/m及
び184b/m）では、導入プレチモグラフのトランスデュー
サー体積変動記録計変換器に対する心室部分の異常運動
（ジスキネジー）によりQRSに比して著しく停滞があ
る。図21の心室性体積曲線は犬の剣状突起上に置いた帯
状センサーにより得られた。
心電図と心室性体積波形の記録は複合QRS波が区別で
きまい心室頻脈から異常電気電動により上室性頻脈を区
別するのに有用である。心室性頻脈が直接生命切迫性心
不整脈であり、一方異常電動による上室性頻脈はない
時、これら２つの不整脈は異なる処置様式を必要とす
る。３つの方法により区別が可能である:1）上室性頻脈
中の規則的な心房収縮の記憶のために頚動脈拍動と類似
の方法で剣状の上10〜15cmに置いたバンドから心房拡張
期を記憶する（図２及び図３）。２）心室性ペースのよ
うな異常な壁運動に沿って異常なタイミングとファーゼ
を有する異常な心室性波形を観察、または３）心室性体
積曲線の等容収縮期の損失。
きまい心室頻脈から異常電気電動により上室性頻脈を区
別するのに有用である。心室性頻脈が直接生命切迫性心
不整脈であり、一方異常電動による上室性頻脈はない
時、これら２つの不整脈は異なる処置様式を必要とす
る。３つの方法により区別が可能である:1）上室性頻脈
中の規則的な心房収縮の記憶のために頚動脈拍動と類似
の方法で剣状の上10〜15cmに置いたバンドから心房拡張
期を記憶する（図２及び図３）。２）心室性ペースのよ
うな異常な壁運動に沿って異常なタイミングとファーゼ
を有する異常な心室性波形を観察、または３）心室性体
積曲線の等容収縮期の損失。
テープレコーダーによる８〜24時間の連続心電図の記
録は、しばしば心電図のST部分とＴ波の変化によって一
過性心臓虚血（心室の筋肉に血液の補給を損ねる）を検
出するのに用いられるが、このアプローチの有用性は人
工産物により限定され、ホルターモニターの主な適用可
能性は心不整脈の診断にあるということはよく認識され
ている。しかしながら心室性壁運動の部分的異常性は、
心電図の異常にまさる。即ち、肋骨ケージの運動を感じ
るためのバンドまたは他の装置による心電図ホルター記
録計と部分的心室体積波形との組み合わせが胸部痛のあ
る患者とその痛みのない患者（無症候性虚血）の両方の
心筋性虚血、検出の診断場の正確さを改善する。
録は、しばしば心電図のST部分とＴ波の変化によって一
過性心臓虚血（心室の筋肉に血液の補給を損ねる）を検
出するのに用いられるが、このアプローチの有用性は人
工産物により限定され、ホルターモニターの主な適用可
能性は心不整脈の診断にあるということはよく認識され
ている。しかしながら心室性壁運動の部分的異常性は、
心電図の異常にまさる。即ち、肋骨ケージの運動を感じ
るためのバンドまたは他の装置による心電図ホルター記
録計と部分的心室体積波形との組み合わせが胸部痛のあ
る患者とその痛みのない患者（無症候性虚血）の両方の
心筋性虚血、検出の診断場の正確さを改善する。
危篤状態にある患者の心拍出量の変化を測定すること
は、薬剤や薬液の適当な服用量を使用するか、外科的な
関与を行うことにより、治療上の解決に役立つ。危篤状
態にある患者の一回拍出量を評価するために心室容積を
考慮に入れると、もしも静脈血が求まり、心拍出量が増
加すると、治療上の解決が適当であるように静脈血に関
する情報を提供する。一方、もしも静脈血が求まり、心
拍出量が同じ状態を保つか低下すると、静脈血のテスト
はおそらく不適当である。この演算法によれば、肺動脈
に配されて静脈血のテストが適当かどうかを心拍出量の
測定と肺動脈の左心房の圧力の記録とから決定する侵襲
的なスワン−ガンズ型のカテーテルの利用が少なくな
る。そのような技術によれば、血液製剤が露出されるこ
とに起因する、死を含んだ主なリスクをその患者に与
え、ウイルス性肝炎やエイズのリスクを治療者に与え
る。
は、薬剤や薬液の適当な服用量を使用するか、外科的な
関与を行うことにより、治療上の解決に役立つ。危篤状
態にある患者の一回拍出量を評価するために心室容積を
考慮に入れると、もしも静脈血が求まり、心拍出量が増
加すると、治療上の解決が適当であるように静脈血に関
する情報を提供する。一方、もしも静脈血が求まり、心
拍出量が同じ状態を保つか低下すると、静脈血のテスト
はおそらく不適当である。この演算法によれば、肺動脈
に配されて静脈血のテストが適当かどうかを心拍出量の
測定と肺動脈の左心房の圧力の記録とから決定する侵襲
的なスワン−ガンズ型のカテーテルの利用が少なくな
る。そのような技術によれば、血液製剤が露出されるこ
とに起因する、死を含んだ主なリスクをその患者に与
え、ウイルス性肝炎やエイズのリスクを治療者に与え
る。
この発明による非侵襲性のモニタリングによれば、同
様な血流力学の情報を提供する間に患者や治療者にまっ
たく危険をおよぼすことがない。心電図に基づく心室容
積波形は、ベッドサイドで得ることができ、または有線
操作あるいは遠隔操作によるデータ処理で、電算処理さ
れたディスプレイを有するビデオによる中央ステーショ
ンで変換される。
様な血流力学の情報を提供する間に患者や治療者にまっ
たく危険をおよぼすことがない。心電図に基づく心室容
積波形は、ベッドサイドで得ることができ、または有線
操作あるいは遠隔操作によるデータ処理で、電算処理さ
れたディスプレイを有するビデオによる中央ステーショ
ンで変換される。
心拍出量は患者を管理する上で重要なパラメータであ
るが、組織の酸素供給率（DO2）の方向がより重要な試
験法になる。DO2とは、心拍出量と動脈の酸素比との積
である。それは、酸化された血液をその組織へ供給する
割合を意味する。
るが、組織の酸素供給率（DO2）の方向がより重要な試
験法になる。DO2とは、心拍出量と動脈の酸素比との積
である。それは、酸化された血液をその組織へ供給する
割合を意味する。
心拍出量の低下や動脈中の酸素量の低下あるいはこれ
ら両者によりDO2が減少すると、組織の局所貧血や組織
の死亡を引き起こす。動脈中の酸素容量は血液中のヘモ
グロビンの総量の関数である。すなわち、1.34mlの酸素
は1gのヘモグロビンと結合することができる。そこで、
血液中の酸素容量に動脈中の酸素飽和度を掛け算する
と、酸素量を求めることができる。後者は商業的に適用
される装置すなわち脈拍酸素濃度計を用いることで非侵
襲的に求めることができる。DC2の相対変化は動脈中の
酸素飽和度に心拍出量を乗じることにより求めることが
できる。かくして、DO2の向きは脈拍酸素濃度計やTCGを
用いて非侵襲的にモニターすることができる。
ら両者によりDO2が減少すると、組織の局所貧血や組織
の死亡を引き起こす。動脈中の酸素容量は血液中のヘモ
グロビンの総量の関数である。すなわち、1.34mlの酸素
は1gのヘモグロビンと結合することができる。そこで、
血液中の酸素容量に動脈中の酸素飽和度を掛け算する
と、酸素量を求めることができる。後者は商業的に適用
される装置すなわち脈拍酸素濃度計を用いることで非侵
襲的に求めることができる。DC2の相対変化は動脈中の
酸素飽和度に心拍出量を乗じることにより求めることが
できる。かくして、DO2の向きは脈拍酸素濃度計やTCGを
用いて非侵襲的にモニターすることができる。
DO2測定の重要性を示すには、低酸素混合物を吸うこ
とによる影響を考慮すればよい。次のことが報告されて
いる。すなわち、室内空気に比べて低酸素の混合物（F1
O2＝0.1）を７〜20分間吸うと、心拍数（HR）が24％、
一回拍出量（SV）が16％、心拍出量（CO）が38％、それ
ぞれ増加する（６出版物、64規定）。ここで、COはイン
ディケータ希釈法で測定された。
とによる影響を考慮すればよい。次のことが報告されて
いる。すなわち、室内空気に比べて低酸素の混合物（F1
O2＝0.1）を７〜20分間吸うと、心拍数（HR）が24％、
一回拍出量（SV）が16％、心拍出量（CO）が38％、それ
ぞれ増加する（６出版物、64規定）。ここで、COはイン
ディケータ希釈法で測定された。
これらの観察結果から拡張させて、私は心臓の特性と
酸素供給率（DO2＝CaO2×CO）に対する用量応答性を調
べるために、等級を付けた低酸素混合物を12分、与え
た。すなわち、７規定に対してF1O2がそれぞれ0.17、0.
15、0.12、0.10であった。SVとCOはトラコカルジオグラ
フ（胸に付ける心拍記録器,TCG）で測定された。加え
て、脈拍酸素濃度計からの酸素飽和度（SaO2）、PEP/LV
ETを含む式からの収縮期の心拍出率（EF）およびRIPか
らの分時吸入量（V1）が求められた。
酸素供給率（DO2＝CaO2×CO）に対する用量応答性を調
べるために、等級を付けた低酸素混合物を12分、与え
た。すなわち、７規定に対してF1O2がそれぞれ0.17、0.
15、0.12、0.10であった。SVとCOはトラコカルジオグラ
フ（胸に付ける心拍記録器,TCG）で測定された。加え
て、脈拍酸素濃度計からの酸素飽和度（SaO2）、PEP/LV
ETを含む式からの収縮期の心拍出率（EF）およびRIPか
らの分時吸入量（V1）が求められた。
次の表は、F1O2＝0.21（SaO2＝96％）に対して、SaO2
と他のパラメータのわずかな変化とを示す。この表にお
いて、＊印はF1O2＝0.21に対して統計的に重要な相違を
示す。
と他のパラメータのわずかな変化とを示す。この表にお
いて、＊印はF1O2＝0.21に対して統計的に重要な相違を
示す。
上記の表において、F1O2は気体混合物（室内空気＝0.
21）中の酸素濃度を示し、SaO2は動脈中の酸素飽和度を
示し、HRは心拍数を示し、EFは収縮期の心拍出率を示
す。また、Ｒ−PERは、EKGのＲ波からTCG心拍容積曲線
（第22図）の最大心拍率までの時間を示し、V1は分時吸
入量を示し、DO2は組織の酸素供給率を示す。F1O2＝0.1
におけるHR、SVおよびCOの変化は上記の値によく一致す
る。常態において、COは比例して上昇したので、DO2は
等級付けされた短時間のSaO2の減少にともなって一定値
を保った。このことは、CO単独よりもむしろDC2を考慮
に入れることの重要性を示している。SaO2の値が55％ま
で減少するにもかかわらず、これらの被験者における悪
い兆候がなかったことは驚くにはあたらない。延長され
た時間間隔にわたって、標準的で病気にかかった状態に
おけるSaO2の減少にともなうDO2を決定することは、DO2
が結局、組織の生存力を決めるものであるために、研究
を要する。
21）中の酸素濃度を示し、SaO2は動脈中の酸素飽和度を
示し、HRは心拍数を示し、EFは収縮期の心拍出率を示
す。また、Ｒ−PERは、EKGのＲ波からTCG心拍容積曲線
（第22図）の最大心拍率までの時間を示し、V1は分時吸
入量を示し、DO2は組織の酸素供給率を示す。F1O2＝0.1
におけるHR、SVおよびCOの変化は上記の値によく一致す
る。常態において、COは比例して上昇したので、DO2は
等級付けされた短時間のSaO2の減少にともなって一定値
を保った。このことは、CO単独よりもむしろDC2を考慮
に入れることの重要性を示している。SaO2の値が55％ま
で減少するにもかかわらず、これらの被験者における悪
い兆候がなかったことは驚くにはあたらない。延長され
た時間間隔にわたって、標準的で病気にかかった状態に
おけるSaO2の減少にともなうDO2を決定することは、DO2
が結局、組織の生存力を決めるものであるために、研究
を要する。
低酸素とテルブタリンの投与を決める実験に対して、
標準的な被験者における、頭を上げなくても見えるため
の傾斜により、心拍出量の減少と心臓収縮性の減少が生
じる。心室容積から導かれたTCG曲線の振幅は、仰向け
姿勢から直立姿勢までの体の姿勢の主要な変化にともな
う胸郭の容積変動係数が変化するため、一回拍出量の低
下を正確に反映するものではない。しかしながら、その
曲線の形状は、予測したように変化し、収縮性に関する
有益な情報を提供する。すなわち、低酸素とテルブタリ
ン注射の後のＲ−PER時間間隔を短くする代わりに、頭
を上げなくても見えるための傾斜によりＲ−PER時間間
隔は、長くなり、かつ心臓収縮性の減少にともなって一
定となる。
標準的な被験者における、頭を上げなくても見えるため
の傾斜により、心拍出量の減少と心臓収縮性の減少が生
じる。心室容積から導かれたTCG曲線の振幅は、仰向け
姿勢から直立姿勢までの体の姿勢の主要な変化にともな
う胸郭の容積変動係数が変化するため、一回拍出量の低
下を正確に反映するものではない。しかしながら、その
曲線の形状は、予測したように変化し、収縮性に関する
有益な情報を提供する。すなわち、低酸素とテルブタリ
ン注射の後のＲ−PER時間間隔を短くする代わりに、頭
を上げなくても見えるための傾斜によりＲ−PER時間間
隔は、長くなり、かつ心臓収縮性の減少にともなって一
定となる。
抹消径あるいは腹部の外科手術を受けている患者にお
ける、麻酔中の心拍出量の向きを胸郭表面に取り付けら
れた非侵襲的なセンサを用いてモニターすると、心臓特
性に関する価値ある測定結果が得られる。麻酔剤や外科
的関与が心拍出量に対してしばしば悪影響を及ぼすこと
はよく知られている。
ける、麻酔中の心拍出量の向きを胸郭表面に取り付けら
れた非侵襲的なセンサを用いてモニターすると、心臓特
性に関する価値ある測定結果が得られる。麻酔剤や外科
的関与が心拍出量に対してしばしば悪影響を及ぼすこと
はよく知られている。
適当な心臓ペース速度と、一回拍出量に関する異なっ
たペース連鎖の影響とを求めることは、心臓ペースメー
カ療法における重要な考察である。これは、胸郭に取り
付けられた外部センサで得られる心室容積波形による、
鼓動から鼓動までの心拍出量の評価を分析することによ
りなし遂げられる。
たペース連鎖の影響とを求めることは、心臓ペースメー
カ療法における重要な考察である。これは、胸郭に取り
付けられた外部センサで得られる心室容積波形による、
鼓動から鼓動までの心拍出量の評価を分析することによ
りなし遂げられる。
加えて、サーボループを通して最適のペース速度を調
節することは、運動中の最適な心拍出量特性のためのペ
ース速度を組み直すために、心拍出量をモニタすること
によりなし遂げられる。これは、心臓インピーダンスの
鼓動から鼓動までの変化のために心臓内に配されたカテ
ーテルに基づく研究からすでに達成することができた。
節することは、運動中の最適な心拍出量特性のためのペ
ース速度を組み直すために、心拍出量をモニタすること
によりなし遂げられる。これは、心臓インピーダンスの
鼓動から鼓動までの変化のために心臓内に配されたカテ
ーテルに基づく研究からすでに達成することができた。
心室容積曲線をモニタすることもまた、磁気共鳴を用
いたイメージ装置、宇宙カプセル、潜水鐘、潜水服、高
圧・低圧容器などの、到達しにくい環境に置かれた被験
者における心拍出量の変化を求めるのに役立つ。
いたイメージ装置、宇宙カプセル、潜水鐘、潜水服、高
圧・低圧容器などの、到達しにくい環境に置かれた被験
者における心拍出量の変化を求めるのに役立つ。
種々の機械的な呼吸理学療法を行う間の一回拍出量を
測定すると、心拍出量にほとんど有害な影響を与えない
機械的呼吸装置の据え付けを確立することができる。胸
郭に取り付けられた外部センサで測定された心室容積波
形は、調和平均、曲線適合、心臓波形を引き出すために
用いられる上記の他の適当なデジタルフィルタリング法
により、機械的呼吸の間に得ることができる。
測定すると、心拍出量にほとんど有害な影響を与えない
機械的呼吸装置の据え付けを確立することができる。胸
郭に取り付けられた外部センサで測定された心室容積波
形は、調和平均、曲線適合、心臓波形を引き出すために
用いられる上記の他の適当なデジタルフィルタリング法
により、機械的呼吸の間に得ることができる。
バルサルバ操作すなわち、閉じられた声門による緊張
は、上記したように正常な被験者の心臓波形を測定する
ことにより得られた心拍出量を減少させる。
は、上記したように正常な被験者の心臓波形を測定する
ことにより得られた心拍出量を減少させる。
心拍出量は、上記の緊張操作が停止され、声門が開か
れると、常態では増加する。このような反応は心臓疾患
を持った患者には起こらない。したがって、上記操作
は、正常な被験者と心臓疾患を持った患者とを区別する
のに役立つ。
れると、常態では増加する。このような反応は心臓疾患
を持った患者には起こらない。したがって、上記操作
は、正常な被験者と心臓疾患を持った患者とを区別する
のに役立つ。
幼児突然死症候群（SIDS）に近い赤ん坊における呼吸
パターンをモニターするための呼吸信号を用いることに
加えて、一回拍出量と心拍出量とを上記した心臓容積曲
線の非侵襲的な決定からモニターすることは、これらの
赤ん坊において徐脈がしばしば無呼吸と関連しているこ
とが知られているため、心臓の異常を早期に発見するの
に役立つ。
パターンをモニターするための呼吸信号を用いることに
加えて、一回拍出量と心拍出量とを上記した心臓容積曲
線の非侵襲的な決定からモニターすることは、これらの
赤ん坊において徐脈がしばしば無呼吸と関連しているこ
とが知られているため、心臓の異常を早期に発見するの
に役立つ。
この発明は、心臓特性の機械的な指示を与えるので、
たとえ心臓の電気的活性度がなお存在している段階で
も、心臓停止に基づく死の適時判定法を確立するのに役
立つ。
たとえ心臓の電気的活性度がなお存在している段階で
も、心臓停止に基づく死の適時判定法を確立するのに役
立つ。
心筋収縮性の測定で求められる心室が空になる速度
は、心臓収縮中に胸郭に配された外部検知装置から得ら
れる心室容積波形の勾配として、あるいはこの波形の電
気的なアナログ微分またはデジタル微分を取ることで、
求めることができる。
は、心臓収縮中に胸郭に配された外部検知装置から得ら
れる心室容積波形の勾配として、あるいはこの波形の電
気的なアナログ微分またはデジタル微分を取ることで、
求めることができる。
等容性弛緩の終わり段階での心室容積曲線における、
血液の急速な充満の勾配から、心室筋の機械的特性を求
めることができる。また、遅い心臓拡張の勾配から、心
臓が血液で満たされており、拡張期の心臓予備力を制限
しているか、あるいは同曲線のこの部分における上り勾
配の偏差により指示された多量の心臓予備力を持ってい
るかどうかを知ることができる。心拍出量と一回拍出量
とに関して上記したすべての状況は、心臓特性を評価す
るために心室容積波形の輪郭を分析することの重要性に
適用される。
血液の急速な充満の勾配から、心室筋の機械的特性を求
めることができる。また、遅い心臓拡張の勾配から、心
臓が血液で満たされており、拡張期の心臓予備力を制限
しているか、あるいは同曲線のこの部分における上り勾
配の偏差により指示された多量の心臓予備力を持ってい
るかどうかを知ることができる。心拍出量と一回拍出量
とに関して上記したすべての状況は、心臓特性を評価す
るために心室容積波形の輪郭を分析することの重要性に
適用される。
心室容積と大動脈の圧力パルスの形状は、心臓疾患を
もっている患者の場合、休息時や運動時や睡眠時及び温
度，湿度等の環境的なストレスに依って異常になる。心
臓弁膜症の患者の心室容積曲線の波形は、明らかに特徴
がある。
もっている患者の場合、休息時や運動時や睡眠時及び温
度，湿度等の環境的なストレスに依って異常になる。心
臓弁膜症の患者の心室容積曲線の波形は、明らかに特徴
がある。
例えば、大動脈の狭窄に耐えうる、心室容積曲線にお
ける心臓の収縮射出（systolicejection）の比率は、減
衰している。一方、僧帽弁の狭窄症の患者の心臓拡張の
充填比率は、減衰している。
ける心臓の収縮射出（systolicejection）の比率は、減
衰している。一方、僧帽弁の狭窄症の患者の心臓拡張の
充填比率は、減衰している。
大動脈の圧力パルスの上へ向けて引いた状態も大動脈
の狭窄で減衰している。
の狭窄で減衰している。
冠状動脈の疾患をもつ患者は、心室応諾（complianc
e）に起因する心室壁の運動に限定されていた。しかも
心臓拡張のゆるやかな充填をもっていた。
e）に起因する心室壁の運動に限定されていた。しかも
心臓拡張のゆるやかな充填をもっていた。
収縮状態の心嚢炎や限定された心筋運動記録器をもつ
患者は、これらの欠陥の結果として心臓拡張期のプラト
ー（床）を示す。
患者は、これらの欠陥の結果として心臓拡張期のプラト
ー（床）を示す。
長い、平坦な心臓拡張期のプラトー（床）は、肺の浮
腫や27mmHgの肺動脈のウェッジ圧力の胸部レントゲン写
真や肥大心臓をもっている患者において、この発明で得
られる心室容積の曲線で観察されていた。多分、この種
の波形は心室膨張を示しており、このような患者の左心
房の非侵襲モニターとして役立っている。
腫や27mmHgの肺動脈のウェッジ圧力の胸部レントゲン写
真や肥大心臓をもっている患者において、この発明で得
られる心室容積の曲線で観察されていた。多分、この種
の波形は心室膨張を示しており、このような患者の左心
房の非侵襲モニターとして役立っている。
異常な心筋の運動は、心筋阻血の後二次的な冠状脈管
の閉塞でもって閉塞衝撃をうけた心筋や血管形成に起こ
る。ここでは、心室筋の領域に与える冠状動脈の短時間
の閉塞がこの部分の異常な壁の運動を引き起こす。実
際、心筋阻血の間、異常な壁の作用が心電図の異常性よ
り先に起こり、非常に感受性のある特徴的なサインを呈
する。
の閉塞でもって閉塞衝撃をうけた心筋や血管形成に起こ
る。ここでは、心室筋の領域に与える冠状動脈の短時間
の閉塞がこの部分の異常な壁の運動を引き起こす。実
際、心筋阻血の間、異常な壁の作用が心電図の異常性よ
り先に起こり、非常に感受性のある特徴的なサインを呈
する。
急性の心筋梗塞は、血栓症注入剤（エイジエント）の
支配によって反転される異常な心室容積波形を生じる。
この現象は、全ての心室を覆う広い帯状のセンサーを用
いるよりもリブケージの多大の高さをこえてセンサーで
研究するのが良い。というのは、異常な心筋の運動の小
さな領域が、これらの環境下でなくなるからである。
支配によって反転される異常な心室容積波形を生じる。
この現象は、全ての心室を覆う広い帯状のセンサーを用
いるよりもリブケージの多大の高さをこえてセンサーで
研究するのが良い。というのは、異常な心筋の運動の小
さな領域が、これらの環境下でなくなるからである。
声門を閉塞後強制呼息して胸、腹、横隔膜の筋肉を収
縮させて肺内の空気圧を高め、肺動脈毛細管床を通る血
流を妨げるヴァルサルヴァ操作の間中、心室容積の曲線
の模様は、心臓疾患に耐えられるようには現れず、従っ
て、心臓疾患の患者から正常性を区別するためにを判定
基準を提供する。
縮させて肺内の空気圧を高め、肺動脈毛細管床を通る血
流を妨げるヴァルサルヴァ操作の間中、心室容積の曲線
の模様は、心臓疾患に耐えられるようには現れず、従っ
て、心臓疾患の患者から正常性を区別するためにを判定
基準を提供する。
その上、仰向けから直立した姿勢あるいはこれとは反
対の姿勢に傾けることに依って心室の大きさの曲線の模
様の変化は、心室の大きさの波型の模様において交互に
特徴を生じる。
対の姿勢に傾けることに依って心室の大きさの曲線の模
様の変化は、心室の大きさの波型の模様において交互に
特徴を生じる。
例えば、立っている姿勢では、心室容積の曲線の末端
の心臓拡張の部分は正常に上向きに傾斜している。一
方、仰向けの姿勢では末端の心臓拡張部分が平らなプラ
トー（床）をもつ。このことは、心臓が直立した姿勢の
みならず仰向けの姿勢でも十分満足されており、心臓疾
患の患者には起こらないことを示しており、重要なこと
である。
の心臓拡張の部分は正常に上向きに傾斜している。一
方、仰向けの姿勢では末端の心臓拡張部分が平らなプラ
トー（床）をもつ。このことは、心臓が直立した姿勢の
みならず仰向けの姿勢でも十分満足されており、心臓疾
患の患者には起こらないことを示しており、重要なこと
である。
狭い帯状の外部センサでもって、心室の異なる部分で
心室容積の波形を記録できる。心室の部分（セグメン
ト）間のタイミングと動作の解析を行うことができる。
心室容積の波形を記録できる。心室の部分（セグメン
ト）間のタイミングと動作の解析を行うことができる。
このことは心室容積波形で急性の阻血や心筋梗塞を評
価するときに有効であることを証明している。というの
は、心室壁の動きがこれらの環境下で損なわれるからで
ある。
価するときに有効であることを証明している。というの
は、心室壁の動きがこれらの環境下で損なわれるからで
ある。
このことは、結果として部分（セグメント）の心室容
積の波型の当然な異常性をもつ心室壁の部分の運動障
害、運動不能、運動低下の動きとなる。
積の波型の当然な異常性をもつ心室壁の部分の運動障
害、運動不能、運動低下の動きとなる。
弓状の心室容積の波形を表示するためのリブケージ上
のセンサをもつこの発明の非侵襲方法を用いると、この
ような異常性の診断が可能となる。また、血栓崩壊の能
因（麻酔剤）の静脈内の投薬か、あるいは所定の冠状動
脈の血管形成かどちらかの処理の効果を確かめることが
できる。その上、この発明の非侵襲技術でもって長期間
間欠的な再調査が処理のきき目を確立するときに助けと
なる。例えば、部分（セグメンタル）心室の大きさの曲
線の冠状動脈のバイパス移植のきき目を後になって外科
的に決定できる。再調査の見積もりが、手術後に作られ
たベースラインとは異なる異常な壁の動きの新しい部分
（セグメント）を示すとすれば、冠状動脈の再狭窄の診
断の疑いがある。
のセンサをもつこの発明の非侵襲方法を用いると、この
ような異常性の診断が可能となる。また、血栓崩壊の能
因（麻酔剤）の静脈内の投薬か、あるいは所定の冠状動
脈の血管形成かどちらかの処理の効果を確かめることが
できる。その上、この発明の非侵襲技術でもって長期間
間欠的な再調査が処理のきき目を確立するときに助けと
なる。例えば、部分（セグメンタル）心室の大きさの曲
線の冠状動脈のバイパス移植のきき目を後になって外科
的に決定できる。再調査の見積もりが、手術後に作られ
たベースラインとは異なる異常な壁の動きの新しい部分
（セグメント）を示すとすれば、冠状動脈の再狭窄の診
断の疑いがある。
心臓のpacing（cardiac pacing）としての関与、運
動、ヴァルサルヴァ操作、傾斜、投薬等の部分（セグメ
ンタル）心室容積の模様の解析は、診断上で有効さを増
進できる。
動、ヴァルサルヴァ操作、傾斜、投薬等の部分（セグメ
ンタル）心室容積の模様の解析は、診断上で有効さを増
進できる。
心室容積波形の麻酔剤の効果は手術後の心電図装置で
結果を導く手助けとなる。最後に、電気心電図を用いた
歩行のできるHolterモニタリング、心室容積の曲線から
心臓寸法の度数分布図を分離する部分（セグメンタル）
心室容積波形解析、ST−Ｔ波の低下や反転のような電気
的異常性が、不整脈の間、心筋阻血の潜在中に電気的、
機械的出来事を相関させるのに有効である。
結果を導く手助けとなる。最後に、電気心電図を用いた
歩行のできるHolterモニタリング、心室容積の曲線から
心臓寸法の度数分布図を分離する部分（セグメンタル）
心室容積波形解析、ST−Ｔ波の低下や反転のような電気
的異常性が、不整脈の間、心筋阻血の潜在中に電気的、
機械的出来事を相関させるのに有効である。
左心室の侵襲カテーテル法に関連して、心室の圧力−
容積曲線を、心室特性の明瞭な理解を達成するよう形成
できる。
容積曲線を、心室特性の明瞭な理解を達成するよう形成
できる。
妊婦の腹部に置かれた外部トランスジュウサー配列と
胎児の電気心電図の記録を用いて、調和平均法や適応
（adaptable）ディジタル・フィルタ法によって心室容
積波形を含むセンサを感知してこれを区別するのが可能
になる。
胎児の電気心電図の記録を用いて、調和平均法や適応
（adaptable）ディジタル・フィルタ法によって心室容
積波形を含むセンサを感知してこれを区別するのが可能
になる。
後者の技術は胎児の心室容積の曲線のみを残した母方
の呼吸や心臓血管の脈動を除去できる。この測定は、電
気心電図と、心室容積波形の筋の異常性を表示すること
によって肥大した心臓疲労の診察を手助けでき、妊婦と
出産に関係のある関与を必要とする肥大した心臓疲労の
早めの同一視を与える。
の呼吸や心臓血管の脈動を除去できる。この測定は、電
気心電図と、心室容積波形の筋の異常性を表示すること
によって肥大した心臓疲労の診察を手助けでき、妊婦と
出産に関係のある関与を必要とする肥大した心臓疲労の
早めの同一視を与える。
心室容積の曲線に関連して、胸部の大動脈と腹部の大
動脈の圧力パルスの解析は、大動脈の狭窄のような心臓
弁膜の疾患の診察と、外科的な弁膜の治癒の後その成果
を従えるための便利な非侵襲方法に有益な情報を与え
る。それ故、大動脈の圧力パルスの上へ向けて引いたも
のが大動脈の狭窄で減衰する。異常な大動脈の圧力パル
スは胸部と腹部の大動脈の安定にかつ切り裂かれた動脈
瘤を起こしてそれらの診断の確立をたすける。
動脈の圧力パルスの解析は、大動脈の狭窄のような心臓
弁膜の疾患の診察と、外科的な弁膜の治癒の後その成果
を従えるための便利な非侵襲方法に有益な情報を与え
る。それ故、大動脈の圧力パルスの上へ向けて引いたも
のが大動脈の狭窄で減衰する。異常な大動脈の圧力パル
スは胸部と腹部の大動脈の安定にかつ切り裂かれた動脈
瘤を起こしてそれらの診断の確立をたすける。
要するに、大動脈の圧力パルスの解析をともなって全
体的あるいは部分的に心室容積波形を記録するためのこ
の発明の非侵襲方法の使用によって、医学上重要な進歩
がもたらされ、心臓学を探求できる。
体的あるいは部分的に心室容積波形を記録するためのこ
の発明の非侵襲方法の使用によって、医学上重要な進歩
がもたらされ、心臓学を探求できる。
電気心電図は、心臓の鼓動の正常及び異常な電気的活
動の指針として有益な目的に役立つ。しかし、電気的感
応の機械的反応に関してはどんな情報も与えない。この
発明は、ここで部分的な特質の表示によって心臓の絶え
間のない非侵襲モニタ・機械特性（メカニカ・パフォー
マンス）を第１に提供する。この発明はまた、１回拍出
量の量的な絶え間のないモニタの変化を提供する。さら
に、心臓をモニタするための外部トランスジュウサーを
非侵襲的に活用できる。いくつかの出願にはこのような
安全な、非侵襲の診察用具の完成が述べられている。明
らかに、他の多くの出願が将来想起されるであろうが、
上述したことが、限定された意味ではなくて以下に述べ
るクレームで限定されたこの発明の範囲で例示として意
味づけされるべきである。
動の指針として有益な目的に役立つ。しかし、電気的感
応の機械的反応に関してはどんな情報も与えない。この
発明は、ここで部分的な特質の表示によって心臓の絶え
間のない非侵襲モニタ・機械特性（メカニカ・パフォー
マンス）を第１に提供する。この発明はまた、１回拍出
量の量的な絶え間のないモニタの変化を提供する。さら
に、心臓をモニタするための外部トランスジュウサーを
非侵襲的に活用できる。いくつかの出願にはこのような
安全な、非侵襲の診察用具の完成が述べられている。明
らかに、他の多くの出願が将来想起されるであろうが、
上述したことが、限定された意味ではなくて以下に述べ
るクレームで限定されたこの発明の範囲で例示として意
味づけされるべきである。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.7 識別記号 ＦＩ Ａ６１Ｂ 5/0492 (56)参考文献 特開 昭61−56632（ＪＰ，Ａ) 特開 昭60−220041（ＪＰ，Ａ) 実開 平１−95904（ＪＰ，Ｕ) 実開 平１−119607（ＪＰ，Ｕ) 特表 昭59−501150（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/02 - 5/04
Claims (28)
- 【請求項１】被検者の胴体部上に配置することが可能
で、心臓または大血管の２つの対向する境界の少なくと
も一部を覆い、対面する胴体部の動きを示し少なくとも
１つの部分心室容積の波形または部分大動脈圧力パルス
の波形からなる心臓成分を含む第１信号を発生する発生
手段を有する第１運動検出変換器と、 前記第１信号から得られた前記少なくとも１つの部分心
室容積の波形または部分大動脈圧力パルスの波形におけ
る勾配、勾配の微分値または長さの変化を監視する監視
手段を有し、前記心室容積の波形または前記大動脈圧力
パルスの波形の変化を監視することによって心臓の機能
を評価する評価手段とを備えてなる動物または人間の被
検者の心臓機能監視装置。 - 【請求項２】前記第１運動検出変換器が、前記胴体部上
に配置可能で、胴体部の動きにつれて動き、その動きが
自己インダクタンスの対応する変化となる導体を有して
なる請求項１記載の装置。 - 【請求項３】前記導体が、前記胴体部のまわりに巻き付
けることが可能で、所定の幅で前記胴体部に対面する請
求項２記載の装置。 - 【請求項４】前記所定の幅が約2.5cmである請求項３記
載の装置。 - 【請求項５】前記発生手段がさらに、呼吸成分を含む第
１信号を発生する手段を備え、前記評価手段がさらに、
その第１信号から呼吸成分を除去する呼吸成分除去手段
を備えてなる請求項１記載の装置、 - 【請求項６】前記呼吸成分除去手段が、前記第１信号を
集団平均する手段を備えてなる請求項５記載の装置。 - 【請求項７】前記呼吸成分除去手段が、前記第１信号か
ら曲線当てはまり分を除去する手段を備えてなる請求項
５記載の装置。 - 【請求項８】前記呼吸成分除去手段が、前記第１信号の
適切なディジタルフィルタリングを行う手段を備えてな
る請求項５記載の装置。 - 【請求項９】さらに、雑音を除くために前記第１信号の
高域フィルタリングを行う手段を備えてなる請求項５記
載の装置。 - 【請求項１０】前記第１運動検出変換器が、胴体部また
は腹部の最上部またはその近傍に配置することが可能で
あり、前記少なくとも１つの部分心室容積の波形または
部分大動脈圧力パルスの波形が、部分大動脈圧力パルス
の波形である請求項１または３記載の装置。 - 【請求項１１】前記少なくとも１つの部分心室容積の波
形または部分大動脈圧力パルスの波形が、前記心室容積
の波形であり、前記評価手段がさらに、前記心室容積の
波形の振幅を監視することによって拍動体積を得る拍動
体積検出手段を備えてなる請求項１または３記載の装
置。 - 【請求項１２】さらに、前記被検者の心拍数を監視する
心拍数監視手段と、その心拍数監視手段によって得られ
た心拍数と前記拍動体積検出手段によって得られた拍動
体積の値とを掛算して心臓の流出量を得る心臓流出量算
出手段とを備えてなる請求項11記載の装置。 - 【請求項１３】さらに、前記第１信号に基づいて拍動体
積の絶対的な値を測定する独立の手段と、前記第１信号
のレベルを拍動体積の絶対的な値が示されるように調節
する手段とを備え、それによって前記第１信号が絶対的
な拍動体積値を示す請求項11記載の装置。 - 【請求項１４】さらに、被検者の胴体部上に配置するこ
とが可能で、心臓または大血管の２つの対向する境界の
少なくとも一部を覆う少なくとも１つの追加運動検出変
換器と、 各追加運動検出変換器に対面する胴体部の動きをそれぞ
れ示し少なくとも１つの部分心室容積の波形または部分
大動脈圧力パルスの波形からなる心臓成分を含む追加信
号をそれぞれ発生する追加信号発生手段とを備え、 前記評価手段がさらに、前記第１信号と前記追加信号の
波形の変化を監視する手段を備えてなる請求項１記載の
装置。 - 【請求項１５】前記評価手段がさらに、前記第１信号と
前記追加信号との波形に比較する手段を備えてなる請求
項14記載の装置。 - 【請求項１６】さらに、前記第１信号の呼吸成分の振幅
を決定する手段と、 各追加信号の呼吸成分の振幅が前記第１信号の呼吸成分
の振幅と等しくなるように各追加信号を調節する調節手
段とを備え、 前記評価手段がさらに、前記第１信号の心臓成分の振幅
と前記調節手段によって調節された各追加信号の心臓成
分の振幅とを比較する手段を備えてなる請求項14記載の
装置。 - 【請求項１７】さらに、前記第１信号の心臓成分と前記
追加信号の心臓成分との相対振幅を得る手段を備え、そ
れにより、前記被検者の相対振幅と公知の常態で得られ
た相対振幅とを比較することで心臓の機能が評価される
請求項16記載の装置。 - 【請求項１８】前記第１運動検出変換器が、ベローズ式
呼吸記録器、シラスティック歪計中の水銀、差動線形変
圧器、または表面誘導体積記録器である請求項１記載の
装置。 - 【請求項１９】さらに、前記被検者の電気心電図信号を
発生する手段を備え、前記評価手段がさらに、その電気
心電図に関する、前記少なくとも１つの部分心室容積の
波形または部分大動脈圧力パルスの波形のタイミングの
変化を監視する手段を備えてなる請求項１記載の装置。 - 【請求項２０】さらに、動脈血の酸素飽和度を監視する
酸素飽和度監視手段と、その酸素飽和度監視手段によっ
て得られた動脈血の酸素飽和度と前記心臓流出量算出手
段によって得られた心臓の流出量との積の傾向を監視す
ることによって全身の酸素分配（DO2）の傾向を監視す
る手段とを備えてなる請求項12記載の装置。 - 【請求項２１】さらに、心室圧力を測定する手段と、心
室圧力を示す信号を発生する手段と、前記少なくとも１
つの部分心室容積の波形または部分大動脈圧力パルスの
波形が部分心室容積の波形であるときに、前記心室圧力
を示す信号から心室容積−心室圧力曲線を作図する手段
とを備えてなる請求項１記載の装置。 - 【請求項２２】さらに、前記呼吸成分を監視する手段を
備えてなる請求項５記載の装置。 - 【請求項２３】前記第１運動検出変換器が、前記被検者
の腹中に存在する胎児の心臓成分を検出するように配置
可能であり、前記心臓機能監視装置がさらに、前記胎児
の心臓成分だけが残るように前記第１信号から前記被検
者の呼吸成分と心臓成分とを除去する手段を備えてなる
請求項１記載の装置。 - 【請求項２４】さらに、歩行しながら監視を行うために
前記被検者に着用可能に適用され前記第１信号を記録す
る手段を備えてなる請求項１記載の装置。 - 【請求項２５】さらに、歩行しながら監視を行うために
前記被検者に着用可能に適用され前記第１信号と前記追
加信号とを記録する手段を備えてなる請求項14記載の装
置。 - 【請求項２６】前記２つの対向する境界が、心臓の左の
境界と右の境界である請求項１記載の装置。 - 【請求項２７】前記第１運動検出変換器が、心臓の全寸
法に対向するように適用される請求項14、15、16または
17記載の装置。 - 【請求項２８】前記心臓の全寸法は、心臓の最も高い頂
上の部分から最も低い底部の部分までの高さである請求
項27記載の装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US32615989A | 1989-03-20 | 1989-03-20 | |
| US326,159 | 1989-03-20 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04504971A JPH04504971A (ja) | 1992-09-03 |
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