JP4072870B2 - 血流の生体電気インピーダンス分析の装置及び方法 - Google Patents
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Description
発明の分野
本発明は、一般に心拍出量を無侵入で測定する装置及び方法に関し、より詳しくは、生体電気インピーダンス分析技術を用いて心拍出量を測定する装置及び方法に関するものである。
発明の背景
監視や薬物治療を必要とする慢性心臓疾患を持つ患者だけでなく危篤状態の患者の看護においても、心拍出量を知ることは重要である。長年に渡り標準的な心拍測定は肺動脈カテーテル法であった。従来知られているカテーテル技術は、例えば米国特許第3,915,155号、3,726,269号及び3,651,318号に記載されているように、患者の血流に加熱した薬用塩類を定期的に注入して、この間の温度希釈測定を行って心拍出量を決定するものである。一般に、こうした技術は継続的な監視には用いることはできない。さらに、こうしたカテーテル技術は、悪性の不整脈や肺動脈破裂、まれには死亡など、患者を重大な危険にさらすものである。
従って、長年、侵入程度の少ない心拍出量の監視装置及び方法が開発途上にあった。例えば、カテーテル法に代わる技術として、ドップラー超音波技術が血流速度の測定に採用されている。血管径、その側面、及び血管に相対的な超音波ビームの角度が決定されれば、（上胸骨の切欠部から）外部的に、または（気管内から）内部的に、上行大動脈のドップラー超音波測定を心拍出量の測定として用いることができる。
米国特許第4,671,295号はそうした方法及び装置の一例を開示している。この例では、超音波変換器が気管内チューブの先端に取り付けられ、超音波ビームに沿った点（パルス波モードの場合）または通路（継続波モードの場合）から血流のドップラー測定が行われる。この特許に記載の方法では、血管内の様々な測定や、血流パターンや血管の断面積の予験的知識、血管の相対的な角度測定が必要とされる。さらに、測定は変換器の正確な配置に大きく依存している。これらの欠点により、ドップラー超音波心拍出量技術の採用は進んでいない。
心拍出量測定への適用をめざしてきた他の先行技術は生体電気インピーダンス分析（BIA:Bioelectrical Impedance Analysis）である。BIAは、身体構造や生理学的測定基準の測定方法として最近広く用いられるようになっている。BIAは、多数の電極の間にある体の組織に低レベルの交流電流（AC）を流し、組織の多数の位置間の電圧差を測定し、刺激を受けた組織の電気インピーダンス（電気抵抗に加え誘電抵抗）を計算するものである。
一般に、BIA装置は、低レベルの励磁電流を体組織へ伝導するための２個の電流電極を使用する。電流が組織を流れると、電位差が組織を横断して発生するが、この電位差はAC電流と組織のインピーダンスとの値に比例している。２個のセンス電極を電流電極の間に配置して、２個のセンス電極間の電圧差を測定することにより、組織のインピーダンスを測定することが可能となる。
電流は、主に、血液など高い伝導率を持つ体の物質を流れる。中程度の伝導率を持つ筋肉ではより少ない電流しか流れず、脂肪、空気、骨の伝導率は血液や筋肉よりもさらに低いものである。電流に対する抵抗は伝導率と伝導容量の断面積との関数であるため、大きい断面積を持つ伝導容量は電気抵抗が低い。
また、伝導容量のインピーダンスと測定される媒体の測定基準（つまり、脂肪や水分などの静的パラメータと、血流などの動的測定基準）は、電極の配置や電極間の伝導路に依存していることも知られている。このように、電極間の距離が離れるほど、さらに外因的変数が測定に影響を与えるようになる。
従来から知られているBIA法では、一般に、例えば体は単純な円筒形の抵抗容量からなると仮定することによって、単純化された身体構造のモデルに基づく比較的単純なアルゴリズムを用いて、センス電極間の測定電圧降下を組織インピーダンスと相互に関連付けている。体のインピーダンスの一時的で周期的変化は、血流や呼吸などの生理学的現象の結果起ると想定される。
従って、電気インピーダンス、そして特に、電気インピーダンスが経時変化する性質は、生理学的現象を無侵入で表わすことになる。例えば、W.G.Kubicek他の"Development And Evaluation Of An Impedance Cardiac Output System（インピーダンス心拍出量システムの開発と評価）"（Aerospace Medicine,vol.37,pp.1208-1212（1996））及び参照により本願に含まれる米国特許第3,340,862号に記載されているように、心拍出量など特定の生理学的パラメータを測定された生体電気インピーダンスから分離するための様々なアルゴリズムが開発されている。
心拍出量測定にBIA法を適用しているにも拘わらず、BIAに基づく単純な継続的心拍出量測定装置は広く受け入れられているとは言えない。現存するBIA装置の多くは、外部または内部電極を使用して、例えば全身または胸部など大容量の生体電気インピーダンスを測定する。励磁電流があらゆる伝導路を通って全体の容量中に拡散するため、個々の患者間の、また、たとえ同じ患者に対しても時間による相違が、BIA測定基準の標準化を妨げている。
さらに、例えばR.J.Detemeter他の"The User Of Noninvasive Boielectric Impedance To Determine Cardiac Output:Factors Affecting Its Accuracy（心拍出量を決定するための無侵入生体電気インピーダンスの利用：その精度に影響する要因）"（Am.J.Noninvasive Cordial.,vol.2,pp.112-118（1988））にあるように、BIA心拍出量測定は、通常の患者や血行力学的に安定した患者では良好な相互関連を示す一方、危篤状態の患者や心不全の患者では相互関連がより弱くなる。
大容量を横断する生体電気インピーダンス測定を行う際に遭遇する変動を克服する試みの一例が、例えば米国特許第4,870,578号に記載されている。
この特許では、外部電極を用いて心拍出量を監視するためのBIA装置を開示しており、この装置は胸部の電気抵抗を測定し、呼吸により誘発される電圧変化を明らかにする回路を含んでいる。この特許で認められているように、呼吸により誘発される電圧変化は一般に心拍により誘発される電圧変化よりもはるかに大きいものである。
生体電気インピーダンスへの非心拍の生理学的現象の影響の明示を試みている他の装置には、例えば、米国特許第4,852,580号及び4,836,214号に記載されているように、食道カテーテルに多数の電極を配して胸部の生体電気インピーダンスを測定するものがある。これらの特許は両方とも、食道へ挿入して下行大動脈内の血流を反映したインピーダンスを測定するための多数電極列を開示している。こうした装置は、心拍により誘発された電圧変化を他の生理学的現象により誘発された電圧変化から真に分離するものではない。さらに、これらのシステムは、多数電極が食道壁に確実に接触することを保証するものではない。
BIA測定は、血流以外の生理学的効果を測定することにより、心拍出量の測定基準を提供するのにも使用されている。例えば、米国特許第4,953,556号は、食道カテーテルに載置される内部電極と心尖に配置される外部電極とを含むBIA構成を開示している。この特許に記載の装置は、BIA測定を用いて心臓壁動作や肺動作の判定を試みるものであり、判定から心拍出量や肺活動の推定が得られるとしている。
前述を考慮すると、BIA技術を用い、正確に、無侵入で、そして継続的に心拍出量を測定する装置及び方法を提供することが望まれている。
さらに、BIA技術を用いて、危篤状態の患者の心拍出量を測定するための装置及び方法であって、全身または大容量の胸部を横断する電圧変化の測定から生じる不正確さを克服する装置及び方法を提供することが望まれている。
また、従来知られているBIA心拍出量測定装置及び方法の欠点を克服する、BIA技術を用いた心拍出量を測定する装置及び方法を提供することが望まれている。
さらに、測定した心拍出量が患者の他の健康面を調整し維持するための測定基準として使用できるように、心拍出量を継続して監視する装置及び方法を提供することが望まれている。
発明の要約
前述を考慮すると、本発明の目的は、正確に、無侵入で、継続的に、BIA技術を用いて心拍出量を測定する装置及び方法を提供することにある。
本発明の他の目的は、BIA技術を用いて、危篤状態の患者の心拍出量を測定する装置及び方法であって、全身または大容量の胸部を横断する電圧変化の測定から生じる不正確さを克服する装置及び方法を提供することにある。
本発明のさらに他の目的は、従来知られているBIA心拍出量測定装置及び方法の欠点を克服する、BIA技術を用いた心拍出量を測定する装置及び方法を提供することにある。
本発明のさらに他の目的は、測定した心拍出量が患者の他の健康面を調整し維持するための測定基準として使用できるように、心拍出量を継続して監視する装置及び方法を提供することにある。
これら本発明の目的は、上行大動脈と密接な関係がある患者の気道（例えば気管及び/または気管支）内に配置して心拍出量情報を得ることのできるBIA心拍出量監視装置を提供することにより、本発明の原理に従って達成される。本発明に従う装置は、以下の要素を含んでいる。1）上行大動脈の付近で患者の気管内に配置される単数あるいは複数のセンス電極；2）患者の胸部外表面上または患者の気管内のいずれかに配置される少なくとも２個の電流電極；3）上胸骨切欠部付近で患者の外表面に配置される少なくとも１個のセンス電極である。
本発明の原理に従って、電流電極間に伝導された電流は胸部中を流れ、他の体の物質に対して高い伝導率ゆえに、優先的に血中を流れる。センス電極は、主に上行大動脈の血中の電圧降下を検出する。大動脈内の血液のインピーダンスは大動脈を流れる血液の量と共に変化するため、測定されるセンス電極間の電圧降下は血流と共に変化する。従って、経時変化する測定電圧の差は、呼吸によりあるいは非心拍関連の生理学的効果によって誘発されるのではなく、むしろ主として血流の動きにより生じるものである。
本発明に従う方法は、胸部全体のBIA測定に基づく心室鼓動量に対する単純化されたアルゴリズムを避けることによって、従来から知られているBIA心拍方法で用いられている一般的な生理学的モデルの不正確さを克服している。特に、本発明の方法は、多数の、分岐した、そして複雑な血流路を無視することによる全身または胸部のBIA測定における不正確さを避けている。
本発明に従えば、冠状動脈以外に分岐の無い上行大動脈付近のBIA測定を得ることができ、そのため上行大動脈の血流を近接して反映することができるため、心室鼓動量を計算するための単純で高い精度の測定基準を提供することができる。
本発明のさらに他の態様によれば、患者の心拍出量を監視する装置は、患者の静脈注入液の管理を制御したり、ペースメーカを使用している患者の心拍数を最適化するのにも使用することが可能である。
【図面の簡単な説明】
発明のさらなる特徴、その本質や様々な利点は、添付図面と以下に説明される好適な実施例の詳細な説明により、さらに明らかになるであろう。
図１Ａ、図１Ｂは、従来から知られている生体電気インピーダンスアルゴリズムが基礎にしている理想化された容量のモデルを示す図である。
図２Ａ、図２Ｂは、それぞれ人体の上部の正面図、及び上行大動脈、食道及び気管の正面図である。
図３Ａ〜図３Ｃは、電流電極が患者の胸部の外表面に配置されている、本発明の実施例の第１のファミリーを示す（ブロック図を含む）略図である。
図４Ａ〜図４Ｃは、電流電極が患者の気道内に配置されている、本発明の実施例の第２のファミリーを示す（ブロック図を含む）略図である。
図５Ａ、図５Ｂは、それぞれ本発明の実施例の第１のファミリーの透視図及び線５Ａ--５Ｂに沿った断面図である。
図６Ａ、図６Ｂは、それぞれ本発明の実施例の第２のファミリーの透視図及び線６Ｂ--６Ｂに沿った断面図である。
図７Ａ、図７Ｂは、それぞれ本発明の実施例の第２のファミリーの他の透視図及び線７Ｂ--７Ｂに沿った断面図である。
図８は、心拍発生と生体電気インピーダンスの１次導関数との関係を示すグラフである。
図９Ａ、図９Ｂは、それぞれ本発明の原理に従って構成された、患者への液体を管理し、ペースメーカを使用している患者の心拍数を制御するシステムを示す略図である。
好適な実施例の詳細な説明
本発明は、一般に、選択的な手術を受けている患者だけでなく、危篤状態であったり心臓病の人を含む患者の心拍出量の測定に使用するBIA装置に関するものである。本発明の装置及び方法は、従来から知られているBIA測定技術に事実上含まれている生理学的現象の一般的なモデリングに従わない装置及び方法を提供することにより、心拍出量を測定するために全身または大容量の胸部BIA測定を使用する従来から知られている試みの欠点を克服する。
本発明の装置及び方法の実施例の第１のファミリーにおいては、上行大動脈に近接して関係し、上行大動脈の軸に沿う患者の気道（気管及び/または気管支）に接触して２個以上のセンス電極を配置し、それにより生体電気インピーダンスの変化を、非心拍の生理学的現象による重大な影響を受けることなく、心拍発生と近接して関係付けることができる。患者の胸部の外部に配置された２個以上の電流電極の間に配された体には、励磁AC電流が注入される。本発明に従う実施例の第２のファミリーにおいては、励磁電流は、患者の気道、好ましくは咽頭及び気管支の付近に配置された電流電極により、患者の胸部に注入される。
実施例の両ファミリーにおいては、患者の気道に配置された２個以上のセンス電極間、あるいは患者の気道に配置された単数または複数のセンス電極と患者の上胸骨切欠部付近に配置された単数または複数の外部電極との間の電圧降下より、生体電気インピーダンスが計算される。生体電気インピーダンスの値は、上行大動脈の血流と相互に関係している。上行大動脈は冠状動脈の他に分岐が無いため、上行大動脈の血流は心拍出量と近接して相互関係している。
医学文献では、上記Detemeterの文書のように、心拍出量のBIA測定は、一般に通常の患者や血行力学的に安定した患者に対しては良好な相関を示すが、危篤状態の患者や心不全の患者に対しては遥かに弱い相関しか示さないことが、知られている。出願人は、後者における弱い相関の原因が、全身または大容量の胸部測定の使用の根底にある理論上の基礎が不正確であることにあることを発見した。
本発明は、深刻な病状や心臓病の患者の心拍出量の監視に有用な適用を見出しているが、小児科を含む全ての挿管された患者に対し有効に使用することも可能である。例えば、本発明に従って構成された装置は、選択的手術を受けている自覚症状の無い患者にも容易に使用できる。後者の手術後の95％もの死亡率は血行力学的な障害が原因である。
従来から知られている技術では、胸部の他の導伝物質と並行に経時変化する血柱が心拍周期でゼロからフル鼓動量まで変化するという想定から、心室鼓動量（SV）に対する式を得ている。例えば、上記米国特許第4,870,578号で述べているように、血柱はBIA測定値を得るために使用される電極間の長さであって、呼吸によるBIA測定への影響を持つと想定される。
図１Ａは、従来から知られている代表的なBIAアルゴリズムを示している。心拍出量は、生体電気インピーダンス測定I（t）より推定されるが、ここで心臓の電気的活動（心電図出力により表わされる）と一致した生体電気インピーダンスの変化は、血流F（t）の結果であると想定されている。ここで、伝達関数T（t）は健康で血行力学的に安定した被験者の測定から得た経験的公式に基づいている。生体電気インピーダンスI（t）は以下のように計算される。
I（t）=F（T）*T（t） （1）
しかし、出願人は血柱に関する上述の仮定は、動脈系に存在している分岐する多数で複雑な血路を無視していると判断した。さらに、理想化された胸郭または全身モデル及び体部領域における異なる生理学的「コンパートメント（隔室）」間の血液及び液体の配分は、通常の患者と危篤状態の患者とでは異なるものである。
図１Ｂは、BIA測定への胸部のアプローチでは容量中の多数の血流路の各々に適切な伝達関数を明示する必要があることを示すもので、生体電気インピーダンスI（t）は以下のように計算される。
I（t）=ΣFi（t）*Ti（t）*Wi （2）
ここでWiは、例えば大動脈や、動脈部や、他の液室の容量の様々な部分の相対的な流れの配分の先験的知識に対応する重み付けである。さらに、重みWiは異なる患者では異なり、健康な被験者と慢性疾患とでも異なり、ある特定の患者だけでも心拍数の変化などによって変化するものである。
しかし、出願人は、配分の重みWiの効果が基本的に排除されるように、伝達関数T（t）が測定された血流（例えば流量計を用いた）と相関関係にあれば、式（1）はいかなる患者にも正確に使用することができることを発見した。従って、出願人は、BIA測定は主要な血管または動脈に近接して行われるべきであり、そしてBIA装置の電極間において分岐した血管または隣接する血管はほぼ皆無であるようにしなければならないと結論付けた。本発明は、上述の必要を満たす血管、特に上行大動脈の付近でBIA測定を使用するものである。
図２Ａを参照すると、人体の上半身100が輪郭で示され、大動脈101、食道102、気管103、及び気管支10４Ａ、10４Ｂ（以上全て点線）、上胸骨切欠部105が対応する位置に示されている。図２Ｂは、これらの内部器官及び臓器をより明確に示している。図２Ａ、図２Ｂを参照すると、心臓の左心室の流出路は上行大動脈101aである。動脈の一部101b（大動脈弓）は右気管支10４Ａの前、気管103の前を通り、左気管支10４Ｂの裏へ湾曲して下行大動脈101cへ入り、体の下部へ向かう。
出願人は、上行大動脈101aが気管支10４Ａ、10４Ｂ及び気管103に非常に近接して通っているため、２個以上の内部、または内部及び外部のセンス電極をこの位置に配することにより、介在する組織を比較的少なくして上行大動脈101aのBIA測定が可能であることを見出した。例えば、第１のセンス電極は気管103に配置し、第２のセンス電極は患者の上胸骨切欠部105近くの外表面に配置してもよい。あるいは、２個以上のセンス電極を上行大動脈101aの軸に沿った気管103内に配置して、少なくとも第１のセンス電極を大動脈弓101b上に配置し、第２のセンス電極を大動脈弓101bの真下のレベルに配置するようにしてもよい。
患者の外表面または患者の気道内に配置された電流電極により患者の組織に印加されるAC電圧は、患者の組織にAC電流を流す。測定されるセンス電極間の電圧差は組織インピーダンスの計算に使用される。大動脈からの（冠状動脈以外の）最初の分岐は測定位置の下流の大動脈弓101bからであるため、上行大動脈101aからの血流の測定により、左心室からの血液排出量を正確に測定することができる。
さらに、式（1）で算出した生体電気インピーダンスI（t）は、大動脈血流による所望の記号S（t）=F（t）*T（t）と、体の動作や呼吸による効果など非心拍関係の生理学的効果により生じるノイズ成分N（t）とからなる。信号対ノイズ比（SNR）は以下のように計算される。
SNR=S（t）/N（t） （3）
心拍出量の正確な測定には繰り返し行うBIA測定を平均する必要がある。しかし、SNRが増加する場合は、正確な血流測定を達成するために平均をより少なくする必要がある。出願人は、SNRがセンス電極の位置に影響を受けること、より詳しくは、以下にさらに詳細に述べるように、上行大動脈に対して好適な配向でセンス電極を配置することにより、SNRを向上させることができることを見出した。
本発明の装置は、実施例の２つのファミリーに対して説明される。実施例の第１のファミリーでは、患者の胸部の外表面に配置された２個以上の電流電極により励磁AC電流が胸部に印加される。実施例の第２のファミリーでは、電流電極は患者の気道内に配置される。電流電極の配置の選択がBIA値や対応する心拍出量測定に実質的に影響しないように意図している。むしろ、内部対外部の電流電極の使用の選択は、装置の特別な使用に関係している。例えば、内部電極は無菌の作用部位を通るワイヤの数を減らすのに望ましいし、外部電極はある程度の短期間の心拍出量の監視状況で使用するのに望ましい。
図３Ａ〜図３Ｃを参照して、本発明の実施例の第１のファミリーの構成例を説明する。図３Ａにおいて、本発明の原理に従って構成された装置10を説明する。装置10は、センス電極装置11、外部センス電極12、電流電極13,インピーダンス記録器110、ディジタルサンプラ112、及びコンピュータ114を含んでいる。図３Ａ〜図３Ｃでは、患者の胸部は符号100で示し、大動脈弓は符号106で断面を示している。
センス電極装置11は、膨張式カフ18を有する気管内チューブ17、患者に空気を通すためのルーメン、および少なくとも１個、好ましくは２個以上のセンス電極19を備えている。センス電極19は気管内チューブ（例えば図５Ｂ）のルーメン内に摺動可能に配置されたワイヤ20上で保持される。ワイヤ20は、配置位置から動く際は外側に歪曲し、センス電極19を気管及び/または気管支の内表面に接触させるように働く。
外部センス電極12は、患者の胸部の表面上の、上胸骨切欠部内または付近に好適に配置され、電流電極13は、患者の胸部100の外表面上のセンス電極を囲うのに適切な位置に配置される。外部センス電極12は、例えばマサチューセッツ州ボストンのMedtronic-Andover Medical社製造のモデルAMI1750-001のスポットEKG電極からなるものでもよい。センス電極装置11、外部センス電極12、及び電流電極13は、電気リード21によりインピーダンス記録器110に接続される。膨張式カフ18は、気管の内壁に係合して気管内チューブ17を適所に保持し安定させる。
インピーダンス記録器110は、例えば100kHzで動作するMinnesota Impedance Cardiograph Model 30４Ａなどの、電流電極13により注入された電流（一般に50-100kHzで1mA未満）とインピーダンス測定能力の両方を提供する、商業的に有用なインピーダンス記録器である。
インピーダンス記録器からの信号は、例えばマサチューセッツ州マンスフィールドのComputerBoards社製の標準12ビットのアナログ−ディジタル変換器を用い、250Hzの周期で、ディジタルサンプラ112でディジタルにサンプリングされる。ディジタルサンプラ112からのサンプリングされた出力は、以下に説明するように格納や処理用に、例えばIntel 386以上のマイクロプロセッサを持つIBM互換パーソナルコンピュータなどのコンピュータ114へ供給される。
BIA測定値は、電流を電流電極13を通じて注入し、センス電極装置11上のセンス電極19のうち選択された１個と外部センス電極12の間の電圧差を測定することにより得られる。こうして、装置10で検出される電圧降下は、主として上行大動脈内の血流の変化により起る電圧降下に相当する。２個以上のセンス電極を気管内チューブ17上に配することにより、大動脈弓106に最も近いセンス電極19が選択され、外部センス電極12と組み合わされて、生体電気インピーダンス判定に使用される電圧の測定に使われる。こうして、例えば、臨床医は各センス電極19と外部電極12との組み合わせを順次用いて、最も強力な信号を提供する組み合わせ、従って最適な心拍出力測定を決定することができる。
あるいは、外部センス電極13を使用せず、センス電極19間の電圧降下を用いて生体電気インピーダンスを直接計算することもできる。この場合は、センス電極19のうち１個が大動脈弓106と同じかわずかに上の高さに位置して、他の１個のセンス電極19が大動脈弓の真下の高さに配置するように、気管内チューブ17を（例えばチューブ上に配されたＸ線マーカを使用して）気管内に配置する。２個以上のセンス電極がセンス電極装置上に供給されている場合は、臨床医はセンス電極の様々な組み合わせを評価して、最も強力な信号を提供する組み合わせを決定することができる。
図３Ｂを参照して装置30を説明する。装置30は前段で説明した図３Ａの装置と同様であり、センス電極装置31、電流電極32、インピーダンス記録器110、ディジタルサンプラ112、及びコンピュータ114を備えている。センス電極装置は、膨張式カフ34を有する気管内チューブ33と、少なくとも基部及び末端のセンス電極35、36を含んでいる。本実施例では、基部及び末端のセンス電極がいっぱいに押し出された時に、これら２個の電極を結ぶ線が気管内チューブの縦軸に対して角度αを形成するように配置されている。
電流電極32のうち１個は、の基部センス電極35から基部方向の胸部100に当てられ、他の電流電極は、末端センス電極36から末端方向の胸部に当てられ、電流電極はセンス電極を囲うことになる。インピーダンス記録器110からの電流は、電流電極32により患者の胸部100へ注入され、基部及び末端センス電極35、36により検出される。そしてセンス電極35、36間の電圧降下はインピーダンスの決定に使用される。
本発明の一態様に従えば、センス電極35、36と気管内チューブの縦軸の間で形成される角度αは、好ましくは25度から45度の範囲にあることが好ましい。出願人は、このようなセンス電極の配向により大動脈構造の屈曲を明らかにできると判断している。詳しくは、出願人は、図３Ａの実施例と対照的に、基部及び末端センス電極を気管内チューブ31に対しある角度に配置することにより、センス電極が上行大動脈の軸により近接して沿うものと期待している。
図３Ｃを参照して装置40を説明する。装置40は図３Ｂの装置30の変形であり、センス電極装置41、電流電極42、インピーダンス記録器110、ディジタルサンプラ112、及びコンピュータ114を備えている。センス電極装置41は、膨張式カフ44を有する気管内チューブ43、基部センス電極45、46、及び末端センス電極47、48を含んでいる。基部センス電極46及び末端センス電極47は、いっぱいに押し出された時、（気管内チューブの湾曲により）これら２個の電極を結ぶ線が気管内チューブの縦軸に対して角度αを形成するように配置される。基部センス電極45及び末端センス電極48もまた、いっぱいに押し出された時、これら２個の電極を結ぶ線が気管内チューブの縦軸に対して角度βを形成するように配置される。電流電極42は、センス電極装置41上の全てのセンス電極を囲うように胸部100上に配置される。
センス電極46、47と気管内チューブの縦軸との間で形成される角度αは25度から45度の範囲にあり、対応する角度βは65度から45度の範囲にあることが望ましい。センス電極45、48は電極46、47の組に対し直交しているのが好ましい。こうして、センス電極46、47は上行大動脈の軸に（軸上に）より近接して沿うのに対し、センス電極45、48の組は大動脈の軸に垂直に（軸に対して垂直に）方向付けられ、呼吸効果や心臓壁の動作などの非血流効果により影響を受けた信号を提供する。
従って、センス電極46、47間で測定される電圧降下は、上行大動脈内の血流及び他のいずれかの非心臓効果に対応する、「軸上の」インピーダンスを計算するのに使用され、一方センス電極45、48間で測定される電圧降下は、主として非血流効果に対応すると予想される「軸に対して垂直の」インピーダンスを計算するのに使用される。出願人は、軸上のインピーダンスから軸に対して垂直のインピーダンスを減算することにより、その結果得られるインピーダンス値が支配的に血流に対応し、図３Ａまたは３Ｂの装置で得られるよりも高いSNRを得るであろうと意図している。
図４Ａ〜図４Ｃを参照して、本発明の実施例の第２のファミリーを説明する。以下の図４Ａ〜図４Ｃの説明において、インピーダンス記録器110、ディジタルサンプラ112、及びコンピュータ114は、図３を参照して上述したのと同じ機能を果たしており、従って、さらなる詳細な説明は省略する。
図４Ａを参照して、本発明の実施例の第２のファミリーの第１の実施例を説明する。装置50は、この装置内で電流電極が胸部の外表面ではなく、むしろ気管内チューブ上に配置されている点を除いては、図３Ａを参照して上述した装置と同様である。詳しくは、装置50は、気管内チューブ51、２個以上のセンス電極52、外部センス電極53、膨張式カフ53、54、膨張式カフ53、54上にそれぞれ載置された基部及び末端電流電極55、56を含んでいる。電極52、53、55、56はリード57によりインピーダンス記録器110に接続されている。
基部電流電極55は、膨張式カフ55が膨張される時に、喉頭または咽頭に接触するように患者の気管内に配置される。末端電流電極56は、膨張式カフ54が膨張される時に、患者の気管内壁に接触するように、例えば、胸骨の剣状突起の下の高さに配置される。電流電極55、56はAC励磁電流をインピーダンス記録器110から患者の胸部へ伝導する。
センス電極52、53は、図３Ａを参照して上述したように使用される。詳しくは、インピーダンス値は、センス電極52のうち選択された１個と外部電極53の間、大動脈弓106の上下に配置されたセンス電極52間、またはそれらの組み合わせのいずれかで測定された電圧に基づいて決定される。
図４Ｂは実施例の第２のファミリーの他の構成例を示している。装置60は、膨張式カフ64、65上にそれぞれ配置された基部及び末端電流電極67、68を含む点を除いては、図３Ｂの装置と同様である。基部及び末端センス電極62、63は、いっぱいに押し出された時、これら２個の電極間の線が気管内チューブ61の縦軸に対して角度αを形成するように配置される。角度αは好ましくは25度から45度の範囲内にあり、電極は上行大動脈の軸にさらに近接して沿うように配置される。
図４Ｃにおいては、実施例の第２のファミリーの他の構成例を示している。装置70は、図３Ｃの装置40について説明したものと同様である。装置70は、図４Ｂを参照して説明したものと同様で、同様の目的で同様に動作する基部及び末端電流電極を含んでいる。装置70は、図３Ｃを参照して上述したような１組の「軸上の」センス電極72、73、及び１組の「軸に対し垂直の」電極74、75を含んでいる。出願人は、「軸上の」電圧降下と「軸に対し垂直の」電圧降下との差を取ることにより、呼吸による効果や壁動作による結果をインピーダンスから除くことが可能なため、装置70は図４Ａ、図４Ｂの実施例より高いSNRを提供するであろうと予想している。
図５Ａ、図５Ｂを参照して、図３Ｂの装置と同様のセンス電極装置80の実施例をより詳細に説明する。装置80は、基部センス電極82、末端センス電極83、及び膨張式カフ84を有する気管内チューブ81を備えている。図５Ｂに示すように、気管内チューブ81は挿管の間患者に空気を送り込むためのルーメン85、基部センス電極82を通して往復に動かすためのルーメン86,末端センス電極83を通して往復に動かすためのルーメン87、膨張式カフ84を膨張させるためのルーメン88を含んでいる。
センス電極82、83は、好ましくは、約0.020インチ（0.051mm）の厚さの、電気的に絶縁したステンレス鋼のワイヤからなり、これらはルーメン86、87から延出する際は外側へ歪曲し、電極を患者の気道（例えば気管または気管支）の内壁に接触させるよう強制するために予め圧迫されている。各センス電極82、83は、先端に非外傷性の端部を提供する露出した楕円または円形の領域を有している。センス電極は、ルーメン86、87からいっぱいに押し出された時、電極の先端の間の線が気管内チューブの縦軸に対して、好ましくは25度から45度の範囲の角度を形成するように配置される。
センス電極82は、気管内チューブ81の基部端部の開口部90を通じてルーメン86に入り、気管内チューブ81の側面に開口するスカイブ91を通じてルーメン86から出る。センス電極83は開口部92を通じてルーメン87に入り、気管内チューブ81の先端付近のスカイブ93を通じてルーメン87から出る。各センス電極は、それぞれルーメン86、87の外で延長する電極の長さに渡る0.0005インチ（0.013mm）厚さの絶縁性の層を含んでいるが、電極の先端の楕円または円形の部材は絶縁されておらず、患者の気道の内壁との電気的接続を提供する。
各センス電極82、83は、位置決めロッキングハブ94を有する基本端部を含み、コネクタブロック95を通じて摺動するよう配置されている。コネクタブロック95は、各センス電極とコネクタブロック間で確立される摺動電気接続を可能にしており、センス電極がそこを通じて基本部方向及び末端方向に動くことを可能にしている。プラグ96は、コネクタブロック95に電気的に接続されたケーブル97を介してセンス電極82、83をインピーダンス記録器110に接続する。
膨張式カフ84の内部は、気管内チューブ81のルーメン88を介して通気ポート98と流体接続している。膨張させられると、膨張式カフ84は気管内チューブ81を患者の気道内の適当な位置に保持し、それによって気管内チューブの偶然の動きを防止する。また、膨張式カフ84はセンス電極82、83が気管の内壁に接触するのを助ける。膨張式カフ84はルーメン88を介して通気ポート98と接続した従来の膨張手段（つまり、液体が充填された注射器または圧縮ガスシリンダ）を用いて膨張することが可能である。あるいは、膨張式カフ84の代わりに、拡張心棒や他の機械的構成など、センス電極を患者の気道の内壁に接触するよう強制するための他の適切なタイプの拡張可能な部材を使用することもできる。
気管内チューブ81の基本端部、つまり臨床医によって操作される端部には、チューブの周囲に、患者の気管内での電極82、83の周囲の配向を反映する基準マーク99がある。基準マークは、電極82、83が気管壁の上行大動脈に最も近い部分に正しく位置することを確実にするために用いられる。
図５Ａ、図５Ｂのセンス電極装置の他に可能な実施例（不図示）では、２個以上のセンス電極を気管内チューブ上に配し、気管内チューブを患者の気管内に配置した後で、臨床医が電極から受信する信号を最適に配列する。このように、例えば最大のSNRなど所定の測定基準に従って、最適な出力を提供するセンス電極のある組を選択する。そうした実施例では、インピーダンス記録器またはディジタルサンプラを変更して、計算される心拍出量に寄与するセンス電極を選択するための適切な選択切り替えロジックを、ハードウェアまたはソフトウェアとして含むようにしてもよい。
図６Ａ、図６Ｂを参照して、図４Ｃの装置70と同様の装置120をより詳細に説明する。装置120は、膨張式カフ128、129上に配置された基部センス電極122、123、末端センス電極124、125、電流電極126、127を有する気管内チューブ121を備えている。図６Ｂに示すように、気管内チューブ121は、それぞれ、挿管の間患者に空気を送り込むためのルーメン130、基部センス電極122、123を通して往復に動かすためのルーメン131、132、末端センス電極124、125を通して往復に動かすためのルーメン133、134、電流電極126、127用の電気リードワイヤ136を通して延出させるためのルーメン135、及び膨張式カフ128、129を膨張させるためのルーメン137、138を含んでいる。
センス電極は、それぞれのルーメンからいっぱいに押し出された時、電極123、125の先端間の線が気管内の縦軸に対して、好ましくは25度から45度の範囲で角度を形成し、こうして大動脈構造の屈曲配向を概算するように配置される。また、センス電極122、124がいっぱいに押し出された時に、これらの電極間の線は、好ましくは電極123、125間の線に対して直交している。これにより装置120は、図４Ｃを参照して上述したように、「軸上の」及び「軸に対して垂直の」インピーダンスの判定を可能にする。
センス電極122〜125は気管内チューブ121の基本端部に近い開口部を通じて各ルーメン131〜134へ入り、気管内チューブの側面に開口したスカイブを通じて各ルーメンから出る。そして、センス電極は、図５Ａ、図５Ｂの実施例のセンス電極82、83と同じ様に、ルーメンを通じて往復に動かすことが可能である。同様に、センス電極は図５Ａ、図５Ｂの実施例で上述したように構成されており、コネクタブロック140及びケーブル141を介してプラグ139に電気的に接続されている。
膨張式カフ128、129は、気管内チューブ121のルーメン137、138を介して通気ポート142と流体接続しており、図５Ａ、図５Ｂの実施例で上述したように膨張することができる。膨張式カフ128、129は、膨張させられると、気管内チューブ121を患者の気道内で適当な位置に保持し、電流電極126、127を患者の気道の内壁に電気的に接触するよう強制する。
電流電極126、127は、、膨張カフ128、129の全周囲に延出するか、またはカフ周囲の一部のみの上に延出する、高さ約６〜10cmの、例えばミネソタ州セイントポールの3M Companyから入手可能なタイプM6001のホイル片からなる。電流電極は、適切な接着剤または固定手段を用いて膨張式カフの外部に配置することもできる。基部電流電極126は、好ましくは電気的に接地されている。あるいは、膨張式カフ128、129が偏心形状を持つ場合は、電流電極は、気管内チューブ121の外部に直接取付けてもよい。
また、気管内チューブ121は、患者の気道内の気管内チューブの周囲の配向を決定するのに役立つ基準マークを含んでいる。
図７Ａ、図７Ｂの装置150を参照して、図６Ａ、図６Ｂの装置の他の実施例を説明する。装置150は、縦長の膨張式部材156上に配置された基部スポットタイプセンス電極152、153、末端スポットタイプセンス電極154、155を有する気管内チューブ151と、膨張式カフ159、160上にそれぞれ配置された電流電極157、158を備えている。本発明の高SNR比に従って、電極153、154間の線は気管内チューブ151の縦軸に対して、好ましくは25度から45度の範囲の角度αを形成し、この線は電極152、155間の線に対し直交している。
縦長の膨張式部材156は、ルーメン162（図７Ｂ参照）を介して通気ポート161より膨張させられ、膨張式カフ159、160は、それぞれ通気ポート163及びルーメン164、通気ポート165及びルーメン166を介して膨張させられる。電流電極158、159をプラグ167に接続する電気リードワイヤはルーメン168を通じて経路化され、センス電極152-155をプラグ169に接続する電気リードワイヤはルーメン170を通じて経路化されている。気管内チューブ151は、挿管の間通気を供給し酸素を管理する通路171を含んでいる。気管内チューブ121の基本端部もまた患者の気道に挿入された時の気管内チューブの周囲の配向を決定するための基準マークを含んでいる。
偏心形状を持つことが可能な膨張式部材156は、膨張させられると、センス電極152〜155を患者の気道の内部に電気的に接触するよう強制する。同様に、膨張式カフ159、160は、膨張式部材156の基部方向及び末端方向の位置で電流電極を患者の気道の内壁に電気的に接触するよう強制する。
電流電極158、159は、上述のようなタイプの導伝ホイル片からなり、膨張式カフ128、129の全周囲に延出しても、その周囲の一部のみの上に延出してもよい。センス電極152〜155も、上述のように、導伝ホイル片から同様に形成しても、スポットタイプEKG電極から構成してもよい。電流及びセンス電極は、適切な接着剤または固定手段を用いて膨張式部材及びカフの外部に固定される。
本発明の上述のいずれの実施例における動作を簡単に説明する。まず、気管内チューブを患者の鼻腔を通じて挿入し、標準的な挿管により喉頭蓋を通過させて気管へ入れる。本発明の装置が、例えば手術中患者に麻酔が掛けられている間など比較的短期間に使用される場合は、気管内チューブを口から気管へ挿入してもよい。あるいは、従来の気管切開術によって上胸骨切欠部の外科手術的開口を通じて気管への挿入を行うこともできる。
気管内チューブの基本端部の周囲の基準マーク（存在した場合）を使用して、臨床医は気管内チューブを操作して患者の気道内の気管内チューブの適切な位置付けを確実に行うことができる。そして膨張式カフまたはカフを膨張させて（または図７Ａ、図７Ｂの実施例については、縦長の膨張式部材を膨張させ）、気管内チューブを安定させ、センス電極のハブを末端方向に移動してセンス電極が患者の気管及び/または気管支の内壁に接触するよう配置する。電流電極は、膨張式カフが膨張させられることにより患者の気道の内部に接触するよう強制されるか、または患者の外表面に別々に取り付けられる。そしてセンス電極（随意に外部センス電極を含む）及び電流電極をインピーダンス記録器110に接続する。そして、上述の処理のために生体電気インピーダンス値が決定される。
公知のKubicek式に基く心拍出量の計算方法を説明する。図８を参照すると、測定されたインピーダンスの１次導関数（dZ/dt）（曲線Ｉ）が、心拍周期内の現象を表わす波形要素が明示されている通常の患者の代表的な心電波形（曲線II）と比較されている。曲線Ｉは、心拍周期の最初に起る心房の活動による、下降方向の曲線の偏向で表わされるＡ波要素を含んでいる。Ｉ波要素は等尺性収縮の間に起る曲線Ｉにおける上昇方向の偏向を表わしている。Ｂ波要素は心室からの血流の開始に相当し、曲線ＩのＣ波要素は心拍周期の間の主要な上昇方向の偏向を表わしている。ゼロ点から測定されるこの偏向の振幅は心室の鼓動量（SV）の計算で使用される。曲線Ｉの点Ｘ、Ｙは、それぞれ大動脈および肺の弁の閉鎖を反映している。点Ｏは心室の急速な充填に対応している。
SVは式（4）に従って以下のように計算される。
SV=ρ（L/Zo）2*（dZ/dtp）τ （4）
ここで、
SV = 心室の鼓動量、ml
ρ = 血液の抵抗率（通常の患者では約150-200 ohm-cm/sであり、血球容積比の関数として各患者に対して補正できる）
Ｌ = センス電極間の距離、cm
Zo = 測定電極間の平均インピーダンス、ohms
dZ/dtp= インピーダンス波形の１次導関数における上昇方向の偏向のピーク値（Ｃ波の振幅）
τ= 心室からの排出時間（曲線ＩにおけるＢ波要素の発生と点Ｘの間の期間として計算される）
インピーダンス記録器により決定されるインピーダンスのディジタル化された１次導関数は、Ｂ波及びＣ波要素と偏向点Ｘを抽出するために分析される。そして曲線Ｉの波形におけるＢ-Ｃ-Ｘ部の振幅、これらの要素の間の時間を用いて式（4）で鼓動量が計算される。電極間の距離Ｌは、（センス電極は全て気管内チューブ上に配置される場合）製造パラメータとして知られているか、または、（図３Ａのように外部センス電極が用いられる場合）外寸法に基づいて計算される。
本発明の好適な実施例では、SVは、良好な信号特性を持つ、つまり、インピーダンス信号の導関数の振幅がある特性の測定基準以上である、各データ要素に対して継続的に計算される。SVは、コンピュータ114に関連する表示（不図示）上で継続的に更新することも可能であり、電流の流動平均やユーザ選択可能な先行心拍周期数からなるものでもよい。そして、心拍出量は、瞬間的平均SV及び心拍数の積として計算することができる。また、非数字的に表示してもよい。
他に本発明の方法に従えば、本発明の装置を用いて心拍出量を計算する式は以下のように得られる。
円筒形血管の断面積ａは以下のように計算される。
ここで、Ｚは測定された電気インピーダンス、Zoは基線電気インピーダンス、ρは血液の抵抗率（一般的には150-200 ohm-cm）、Ｌはセンス電極間の間隔、ΔZ=Z-Zoである。
断面積ａの血管内の瞬間的血流Ｑは以下の式から計算される。
Q=a2P/8πLη （6）
ここで、ηは血液の動的粘性、Ｐは血管に沿う平均血圧降下（心拍周期中最大差の直線的関数）、Ｌは電極相互の間隔である。
従って、心拍出量（CO）は、Ｑを予め規定された間隔（例えば１分間隔）に渡って積分することにより計算される。
CO=∫Qdt （7）
出願人は、図１Ｂに示す単純な並行円筒形モデルにおいても、インピーダンスの変化と心拍出量との関係は複雑であり、多数の経時変化する生理学的パラメータに加えて電極配置に依存しているということを見出している。Kubicek等式（式（4））など公知の生体インピーダンスアルゴリズムは、従来の装置で使用する場合、この複雑さを明らかにせず、従って臨床での使用が限られていた。
しかし、本発明に従えば、センス電極が上行大動脈に近接して配置されるため、最初の試験で鮮明で再現可能な波形（移植した流量計により決定されるような波形）が提供される。この直線的に経時変化する（つまり心拍周期に伴う）血流とインピーダンス変化との関係は以下のように記述される。
Q（t）=T（G,Zo,t）ΔZ（t） （8）
ここで、Ｑは計算された血流、Ｔは伝達関数、Ｇは電極相互の間隔及び電極の大きさに依存した定数、ｔは心拍周期に相対的な時間間隔（例えばEKGのｐ波）である。
式（8）の伝達関数Ｔは、内在流体プローブを用い継続したインピーダンス測定を行って、患者の体内で生体内部実験を行うことにより、経験的に得られる。ルックアップテーブルLUT（t）は上記実験から生成され、瞬間的血流Ｑの推定に使用される。そして、例えば１分間などに渡り行われるＱの積分に基づいて、または１心拍周期の総体平均を積分して心拍数で乗算することにより、COが計算される。
CO=K/Z2 o∫LUT（t）ΔZ（t）dt （9）
ここで、Ｋは経験的に得られる定数である。
本発明の他の実施例では、他のタイプの定量分析を可能にする付加的なセンサを含んでいてもよい。例えば、近赤外線光吸収に基づく血液酸素濃度測定技術を使用するのに適したダイオードを気管内チューブ上に配置して、血液酸素の飽和レベルを測定することもできる。特に、例えば、その全体が参照により含まれる米国特許第5,099,842号に記載されるように、単数または複数の赤色光及び赤外線発光ダイオードを含む多数発光ダイオードを、膨張式カフまたは部材または両者の上で気管内チューブ上に配置して、相互反射率酸素濃度測定技術を用いた血液酸素の飽和測定値を得ることができる。
図９Ａを参照して、液体管理用制御装置としての本発明の装置の使用について説明する。図９Ａでは、心拍出量は装置170により測定される。この装置は上記の実施例のいずれかに従い、患者200に配置された気管内チューブ171を含んでいる。装置170は、液体供給システム173に結合されたルーメン172を介して静脈注射による液体管理を制御する測定基準として血行力学的状態を測定するのに使用される。コンピュータ174はIBM互換PC（例えばインピーダンス記録器110とディジタルサンプラ112から出力されるインピーダンス値から心拍出量を計算するものと同じコンピュータ）であり、液体供給システム172を制御する。
図９Ａの装置の動作は以下の通りである。例えばある単位の血液の損失の後、心拍出量は変化するが心拍数及び血圧は変化しないことが知られている。このように、減少した心拍出量は患者に与える液体の量を監視するのに使用することができる。図９Ａの装置は、上記のように計算される心拍出量により患者に注入される液体量を制御する閉ループシステムを提供する。詳しくは、基線心拍出量測定値を得て、心拍出量が継続的に測定される間、50ccの液体を全量投与する。心拍出量が増加する限り、さらに液体を、例えば15分毎など定期的に投与する。危篤状態の患者に対し、このプロセスを１日に数回繰り返す。
図９Ｂを参照して、ペースメーカ180の制御装置としての本発明の装置の使用を説明する。一般に、心拍数が低いほど心筋酸素消費量が低くなるため、最小の可能な心拍数に対して心拍出量を最大にすることが望ましい。図９Ｂの構成では、心拍出量は装置181により測定される。この装置は上記のいずれかの実施例に従っており、患者200に配置された気管内チューブ182を含んでいる。装置181の出力は、コンピュータ183と連携して、以下に述べるようにペースメーカ180の設定を制御する測定基準として使用される。
まず、基線心拍出量測定値を得て、例えば２拍/分など所定量分心拍数を減少させ、一方装置181で心拍出量を継続的に監視する。心拍出量が増加または変化しない限り、心拍数を定期的に、例えば15分毎に２拍/分など所定量ずつさらに減少させる。この心拍出量を監視する間の心拍数減少プロセスを、最小の所望の心拍数が得られるか、または装置181により測定される心拍出量が減少し始めるまで継続する。心拍出量が減少し始めたと判定されると、心拍数を前のより高い心拍数に戻す。
本発明に従って構成された方法及び装置の最初の実験では、継続的な出力を伴うが、カテーテル技術に匹敵する結果が得られた。動物実験を行い、下位の大静脈内で移植された閉塞器を使用して、予荷重及び上行大動脈上に移植したドップラー超音波流体プローブを変化させ、生体インピーダンス記録器の出力に対する相関サンプルを得た。ドップラー測定値と、図４Ａの装置と同様の装置で決定された生体インピーダンスとの良好な相関が得られた。さらに、長期間の挿管の後でも気管粘膜には損傷が見られなかった。
本発明の好適な実施例を上記のように説明したが、発明から離れることなく様々な変更や修正が可能であり、添付の請求項が発明の真の精神及び範囲内でそうした変更や修正を網羅するよう意図されていることが、当業者には明らかとなるであろう。例えば、出願人は、本発明の装置及び方法が臨床研究において人間だけでなく動物被検体にも有利に適用されうると予測している。
本発明は、一般に心拍出量を無侵入で測定する装置及び方法に関し、より詳しくは、生体電気インピーダンス分析技術を用いて心拍出量を測定する装置及び方法に関するものである。
発明の背景
監視や薬物治療を必要とする慢性心臓疾患を持つ患者だけでなく危篤状態の患者の看護においても、心拍出量を知ることは重要である。長年に渡り標準的な心拍測定は肺動脈カテーテル法であった。従来知られているカテーテル技術は、例えば米国特許第3,915,155号、3,726,269号及び3,651,318号に記載されているように、患者の血流に加熱した薬用塩類を定期的に注入して、この間の温度希釈測定を行って心拍出量を決定するものである。一般に、こうした技術は継続的な監視には用いることはできない。さらに、こうしたカテーテル技術は、悪性の不整脈や肺動脈破裂、まれには死亡など、患者を重大な危険にさらすものである。
従って、長年、侵入程度の少ない心拍出量の監視装置及び方法が開発途上にあった。例えば、カテーテル法に代わる技術として、ドップラー超音波技術が血流速度の測定に採用されている。血管径、その側面、及び血管に相対的な超音波ビームの角度が決定されれば、（上胸骨の切欠部から）外部的に、または（気管内から）内部的に、上行大動脈のドップラー超音波測定を心拍出量の測定として用いることができる。
米国特許第4,671,295号はそうした方法及び装置の一例を開示している。この例では、超音波変換器が気管内チューブの先端に取り付けられ、超音波ビームに沿った点（パルス波モードの場合）または通路（継続波モードの場合）から血流のドップラー測定が行われる。この特許に記載の方法では、血管内の様々な測定や、血流パターンや血管の断面積の予験的知識、血管の相対的な角度測定が必要とされる。さらに、測定は変換器の正確な配置に大きく依存している。これらの欠点により、ドップラー超音波心拍出量技術の採用は進んでいない。
心拍出量測定への適用をめざしてきた他の先行技術は生体電気インピーダンス分析（BIA:Bioelectrical Impedance Analysis）である。BIAは、身体構造や生理学的測定基準の測定方法として最近広く用いられるようになっている。BIAは、多数の電極の間にある体の組織に低レベルの交流電流（AC）を流し、組織の多数の位置間の電圧差を測定し、刺激を受けた組織の電気インピーダンス（電気抵抗に加え誘電抵抗）を計算するものである。
一般に、BIA装置は、低レベルの励磁電流を体組織へ伝導するための２個の電流電極を使用する。電流が組織を流れると、電位差が組織を横断して発生するが、この電位差はAC電流と組織のインピーダンスとの値に比例している。２個のセンス電極を電流電極の間に配置して、２個のセンス電極間の電圧差を測定することにより、組織のインピーダンスを測定することが可能となる。
電流は、主に、血液など高い伝導率を持つ体の物質を流れる。中程度の伝導率を持つ筋肉ではより少ない電流しか流れず、脂肪、空気、骨の伝導率は血液や筋肉よりもさらに低いものである。電流に対する抵抗は伝導率と伝導容量の断面積との関数であるため、大きい断面積を持つ伝導容量は電気抵抗が低い。
また、伝導容量のインピーダンスと測定される媒体の測定基準（つまり、脂肪や水分などの静的パラメータと、血流などの動的測定基準）は、電極の配置や電極間の伝導路に依存していることも知られている。このように、電極間の距離が離れるほど、さらに外因的変数が測定に影響を与えるようになる。
従来から知られているBIA法では、一般に、例えば体は単純な円筒形の抵抗容量からなると仮定することによって、単純化された身体構造のモデルに基づく比較的単純なアルゴリズムを用いて、センス電極間の測定電圧降下を組織インピーダンスと相互に関連付けている。体のインピーダンスの一時的で周期的変化は、血流や呼吸などの生理学的現象の結果起ると想定される。
従って、電気インピーダンス、そして特に、電気インピーダンスが経時変化する性質は、生理学的現象を無侵入で表わすことになる。例えば、W.G.Kubicek他の"Development And Evaluation Of An Impedance Cardiac Output System（インピーダンス心拍出量システムの開発と評価）"（Aerospace Medicine,vol.37,pp.1208-1212（1996））及び参照により本願に含まれる米国特許第3,340,862号に記載されているように、心拍出量など特定の生理学的パラメータを測定された生体電気インピーダンスから分離するための様々なアルゴリズムが開発されている。
心拍出量測定にBIA法を適用しているにも拘わらず、BIAに基づく単純な継続的心拍出量測定装置は広く受け入れられているとは言えない。現存するBIA装置の多くは、外部または内部電極を使用して、例えば全身または胸部など大容量の生体電気インピーダンスを測定する。励磁電流があらゆる伝導路を通って全体の容量中に拡散するため、個々の患者間の、また、たとえ同じ患者に対しても時間による相違が、BIA測定基準の標準化を妨げている。
さらに、例えばR.J.Detemeter他の"The User Of Noninvasive Boielectric Impedance To Determine Cardiac Output:Factors Affecting Its Accuracy（心拍出量を決定するための無侵入生体電気インピーダンスの利用：その精度に影響する要因）"（Am.J.Noninvasive Cordial.,vol.2,pp.112-118（1988））にあるように、BIA心拍出量測定は、通常の患者や血行力学的に安定した患者では良好な相互関連を示す一方、危篤状態の患者や心不全の患者では相互関連がより弱くなる。
大容量を横断する生体電気インピーダンス測定を行う際に遭遇する変動を克服する試みの一例が、例えば米国特許第4,870,578号に記載されている。
この特許では、外部電極を用いて心拍出量を監視するためのBIA装置を開示しており、この装置は胸部の電気抵抗を測定し、呼吸により誘発される電圧変化を明らかにする回路を含んでいる。この特許で認められているように、呼吸により誘発される電圧変化は一般に心拍により誘発される電圧変化よりもはるかに大きいものである。
生体電気インピーダンスへの非心拍の生理学的現象の影響の明示を試みている他の装置には、例えば、米国特許第4,852,580号及び4,836,214号に記載されているように、食道カテーテルに多数の電極を配して胸部の生体電気インピーダンスを測定するものがある。これらの特許は両方とも、食道へ挿入して下行大動脈内の血流を反映したインピーダンスを測定するための多数電極列を開示している。こうした装置は、心拍により誘発された電圧変化を他の生理学的現象により誘発された電圧変化から真に分離するものではない。さらに、これらのシステムは、多数電極が食道壁に確実に接触することを保証するものではない。
BIA測定は、血流以外の生理学的効果を測定することにより、心拍出量の測定基準を提供するのにも使用されている。例えば、米国特許第4,953,556号は、食道カテーテルに載置される内部電極と心尖に配置される外部電極とを含むBIA構成を開示している。この特許に記載の装置は、BIA測定を用いて心臓壁動作や肺動作の判定を試みるものであり、判定から心拍出量や肺活動の推定が得られるとしている。
前述を考慮すると、BIA技術を用い、正確に、無侵入で、そして継続的に心拍出量を測定する装置及び方法を提供することが望まれている。
さらに、BIA技術を用いて、危篤状態の患者の心拍出量を測定するための装置及び方法であって、全身または大容量の胸部を横断する電圧変化の測定から生じる不正確さを克服する装置及び方法を提供することが望まれている。
また、従来知られているBIA心拍出量測定装置及び方法の欠点を克服する、BIA技術を用いた心拍出量を測定する装置及び方法を提供することが望まれている。
さらに、測定した心拍出量が患者の他の健康面を調整し維持するための測定基準として使用できるように、心拍出量を継続して監視する装置及び方法を提供することが望まれている。
発明の要約
前述を考慮すると、本発明の目的は、正確に、無侵入で、継続的に、BIA技術を用いて心拍出量を測定する装置及び方法を提供することにある。
本発明の他の目的は、BIA技術を用いて、危篤状態の患者の心拍出量を測定する装置及び方法であって、全身または大容量の胸部を横断する電圧変化の測定から生じる不正確さを克服する装置及び方法を提供することにある。
本発明のさらに他の目的は、従来知られているBIA心拍出量測定装置及び方法の欠点を克服する、BIA技術を用いた心拍出量を測定する装置及び方法を提供することにある。
本発明のさらに他の目的は、測定した心拍出量が患者の他の健康面を調整し維持するための測定基準として使用できるように、心拍出量を継続して監視する装置及び方法を提供することにある。
これら本発明の目的は、上行大動脈と密接な関係がある患者の気道（例えば気管及び/または気管支）内に配置して心拍出量情報を得ることのできるBIA心拍出量監視装置を提供することにより、本発明の原理に従って達成される。本発明に従う装置は、以下の要素を含んでいる。1）上行大動脈の付近で患者の気管内に配置される単数あるいは複数のセンス電極；2）患者の胸部外表面上または患者の気管内のいずれかに配置される少なくとも２個の電流電極；3）上胸骨切欠部付近で患者の外表面に配置される少なくとも１個のセンス電極である。
本発明の原理に従って、電流電極間に伝導された電流は胸部中を流れ、他の体の物質に対して高い伝導率ゆえに、優先的に血中を流れる。センス電極は、主に上行大動脈の血中の電圧降下を検出する。大動脈内の血液のインピーダンスは大動脈を流れる血液の量と共に変化するため、測定されるセンス電極間の電圧降下は血流と共に変化する。従って、経時変化する測定電圧の差は、呼吸によりあるいは非心拍関連の生理学的効果によって誘発されるのではなく、むしろ主として血流の動きにより生じるものである。
本発明に従う方法は、胸部全体のBIA測定に基づく心室鼓動量に対する単純化されたアルゴリズムを避けることによって、従来から知られているBIA心拍方法で用いられている一般的な生理学的モデルの不正確さを克服している。特に、本発明の方法は、多数の、分岐した、そして複雑な血流路を無視することによる全身または胸部のBIA測定における不正確さを避けている。
本発明に従えば、冠状動脈以外に分岐の無い上行大動脈付近のBIA測定を得ることができ、そのため上行大動脈の血流を近接して反映することができるため、心室鼓動量を計算するための単純で高い精度の測定基準を提供することができる。
本発明のさらに他の態様によれば、患者の心拍出量を監視する装置は、患者の静脈注入液の管理を制御したり、ペースメーカを使用している患者の心拍数を最適化するのにも使用することが可能である。
【図面の簡単な説明】
発明のさらなる特徴、その本質や様々な利点は、添付図面と以下に説明される好適な実施例の詳細な説明により、さらに明らかになるであろう。
図１Ａ、図１Ｂは、従来から知られている生体電気インピーダンスアルゴリズムが基礎にしている理想化された容量のモデルを示す図である。
図２Ａ、図２Ｂは、それぞれ人体の上部の正面図、及び上行大動脈、食道及び気管の正面図である。
図３Ａ〜図３Ｃは、電流電極が患者の胸部の外表面に配置されている、本発明の実施例の第１のファミリーを示す（ブロック図を含む）略図である。
図４Ａ〜図４Ｃは、電流電極が患者の気道内に配置されている、本発明の実施例の第２のファミリーを示す（ブロック図を含む）略図である。
図５Ａ、図５Ｂは、それぞれ本発明の実施例の第１のファミリーの透視図及び線５Ａ--５Ｂに沿った断面図である。
図６Ａ、図６Ｂは、それぞれ本発明の実施例の第２のファミリーの透視図及び線６Ｂ--６Ｂに沿った断面図である。
図７Ａ、図７Ｂは、それぞれ本発明の実施例の第２のファミリーの他の透視図及び線７Ｂ--７Ｂに沿った断面図である。
図８は、心拍発生と生体電気インピーダンスの１次導関数との関係を示すグラフである。
図９Ａ、図９Ｂは、それぞれ本発明の原理に従って構成された、患者への液体を管理し、ペースメーカを使用している患者の心拍数を制御するシステムを示す略図である。
好適な実施例の詳細な説明
本発明は、一般に、選択的な手術を受けている患者だけでなく、危篤状態であったり心臓病の人を含む患者の心拍出量の測定に使用するBIA装置に関するものである。本発明の装置及び方法は、従来から知られているBIA測定技術に事実上含まれている生理学的現象の一般的なモデリングに従わない装置及び方法を提供することにより、心拍出量を測定するために全身または大容量の胸部BIA測定を使用する従来から知られている試みの欠点を克服する。
本発明の装置及び方法の実施例の第１のファミリーにおいては、上行大動脈に近接して関係し、上行大動脈の軸に沿う患者の気道（気管及び/または気管支）に接触して２個以上のセンス電極を配置し、それにより生体電気インピーダンスの変化を、非心拍の生理学的現象による重大な影響を受けることなく、心拍発生と近接して関係付けることができる。患者の胸部の外部に配置された２個以上の電流電極の間に配された体には、励磁AC電流が注入される。本発明に従う実施例の第２のファミリーにおいては、励磁電流は、患者の気道、好ましくは咽頭及び気管支の付近に配置された電流電極により、患者の胸部に注入される。
実施例の両ファミリーにおいては、患者の気道に配置された２個以上のセンス電極間、あるいは患者の気道に配置された単数または複数のセンス電極と患者の上胸骨切欠部付近に配置された単数または複数の外部電極との間の電圧降下より、生体電気インピーダンスが計算される。生体電気インピーダンスの値は、上行大動脈の血流と相互に関係している。上行大動脈は冠状動脈の他に分岐が無いため、上行大動脈の血流は心拍出量と近接して相互関係している。
医学文献では、上記Detemeterの文書のように、心拍出量のBIA測定は、一般に通常の患者や血行力学的に安定した患者に対しては良好な相関を示すが、危篤状態の患者や心不全の患者に対しては遥かに弱い相関しか示さないことが、知られている。出願人は、後者における弱い相関の原因が、全身または大容量の胸部測定の使用の根底にある理論上の基礎が不正確であることにあることを発見した。
本発明は、深刻な病状や心臓病の患者の心拍出量の監視に有用な適用を見出しているが、小児科を含む全ての挿管された患者に対し有効に使用することも可能である。例えば、本発明に従って構成された装置は、選択的手術を受けている自覚症状の無い患者にも容易に使用できる。後者の手術後の95％もの死亡率は血行力学的な障害が原因である。
従来から知られている技術では、胸部の他の導伝物質と並行に経時変化する血柱が心拍周期でゼロからフル鼓動量まで変化するという想定から、心室鼓動量（SV）に対する式を得ている。例えば、上記米国特許第4,870,578号で述べているように、血柱はBIA測定値を得るために使用される電極間の長さであって、呼吸によるBIA測定への影響を持つと想定される。
図１Ａは、従来から知られている代表的なBIAアルゴリズムを示している。心拍出量は、生体電気インピーダンス測定I（t）より推定されるが、ここで心臓の電気的活動（心電図出力により表わされる）と一致した生体電気インピーダンスの変化は、血流F（t）の結果であると想定されている。ここで、伝達関数T（t）は健康で血行力学的に安定した被験者の測定から得た経験的公式に基づいている。生体電気インピーダンスI（t）は以下のように計算される。
I（t）=F（T）*T（t） （1）
しかし、出願人は血柱に関する上述の仮定は、動脈系に存在している分岐する多数で複雑な血路を無視していると判断した。さらに、理想化された胸郭または全身モデル及び体部領域における異なる生理学的「コンパートメント（隔室）」間の血液及び液体の配分は、通常の患者と危篤状態の患者とでは異なるものである。
図１Ｂは、BIA測定への胸部のアプローチでは容量中の多数の血流路の各々に適切な伝達関数を明示する必要があることを示すもので、生体電気インピーダンスI（t）は以下のように計算される。
I（t）=ΣFi（t）*Ti（t）*Wi （2）
ここでWiは、例えば大動脈や、動脈部や、他の液室の容量の様々な部分の相対的な流れの配分の先験的知識に対応する重み付けである。さらに、重みWiは異なる患者では異なり、健康な被験者と慢性疾患とでも異なり、ある特定の患者だけでも心拍数の変化などによって変化するものである。
しかし、出願人は、配分の重みWiの効果が基本的に排除されるように、伝達関数T（t）が測定された血流（例えば流量計を用いた）と相関関係にあれば、式（1）はいかなる患者にも正確に使用することができることを発見した。従って、出願人は、BIA測定は主要な血管または動脈に近接して行われるべきであり、そしてBIA装置の電極間において分岐した血管または隣接する血管はほぼ皆無であるようにしなければならないと結論付けた。本発明は、上述の必要を満たす血管、特に上行大動脈の付近でBIA測定を使用するものである。
図２Ａを参照すると、人体の上半身100が輪郭で示され、大動脈101、食道102、気管103、及び気管支10４Ａ、10４Ｂ（以上全て点線）、上胸骨切欠部105が対応する位置に示されている。図２Ｂは、これらの内部器官及び臓器をより明確に示している。図２Ａ、図２Ｂを参照すると、心臓の左心室の流出路は上行大動脈101aである。動脈の一部101b（大動脈弓）は右気管支10４Ａの前、気管103の前を通り、左気管支10４Ｂの裏へ湾曲して下行大動脈101cへ入り、体の下部へ向かう。
出願人は、上行大動脈101aが気管支10４Ａ、10４Ｂ及び気管103に非常に近接して通っているため、２個以上の内部、または内部及び外部のセンス電極をこの位置に配することにより、介在する組織を比較的少なくして上行大動脈101aのBIA測定が可能であることを見出した。例えば、第１のセンス電極は気管103に配置し、第２のセンス電極は患者の上胸骨切欠部105近くの外表面に配置してもよい。あるいは、２個以上のセンス電極を上行大動脈101aの軸に沿った気管103内に配置して、少なくとも第１のセンス電極を大動脈弓101b上に配置し、第２のセンス電極を大動脈弓101bの真下のレベルに配置するようにしてもよい。
患者の外表面または患者の気道内に配置された電流電極により患者の組織に印加されるAC電圧は、患者の組織にAC電流を流す。測定されるセンス電極間の電圧差は組織インピーダンスの計算に使用される。大動脈からの（冠状動脈以外の）最初の分岐は測定位置の下流の大動脈弓101bからであるため、上行大動脈101aからの血流の測定により、左心室からの血液排出量を正確に測定することができる。
さらに、式（1）で算出した生体電気インピーダンスI（t）は、大動脈血流による所望の記号S（t）=F（t）*T（t）と、体の動作や呼吸による効果など非心拍関係の生理学的効果により生じるノイズ成分N（t）とからなる。信号対ノイズ比（SNR）は以下のように計算される。
SNR=S（t）/N（t） （3）
心拍出量の正確な測定には繰り返し行うBIA測定を平均する必要がある。しかし、SNRが増加する場合は、正確な血流測定を達成するために平均をより少なくする必要がある。出願人は、SNRがセンス電極の位置に影響を受けること、より詳しくは、以下にさらに詳細に述べるように、上行大動脈に対して好適な配向でセンス電極を配置することにより、SNRを向上させることができることを見出した。
本発明の装置は、実施例の２つのファミリーに対して説明される。実施例の第１のファミリーでは、患者の胸部の外表面に配置された２個以上の電流電極により励磁AC電流が胸部に印加される。実施例の第２のファミリーでは、電流電極は患者の気道内に配置される。電流電極の配置の選択がBIA値や対応する心拍出量測定に実質的に影響しないように意図している。むしろ、内部対外部の電流電極の使用の選択は、装置の特別な使用に関係している。例えば、内部電極は無菌の作用部位を通るワイヤの数を減らすのに望ましいし、外部電極はある程度の短期間の心拍出量の監視状況で使用するのに望ましい。
図３Ａ〜図３Ｃを参照して、本発明の実施例の第１のファミリーの構成例を説明する。図３Ａにおいて、本発明の原理に従って構成された装置10を説明する。装置10は、センス電極装置11、外部センス電極12、電流電極13,インピーダンス記録器110、ディジタルサンプラ112、及びコンピュータ114を含んでいる。図３Ａ〜図３Ｃでは、患者の胸部は符号100で示し、大動脈弓は符号106で断面を示している。
センス電極装置11は、膨張式カフ18を有する気管内チューブ17、患者に空気を通すためのルーメン、および少なくとも１個、好ましくは２個以上のセンス電極19を備えている。センス電極19は気管内チューブ（例えば図５Ｂ）のルーメン内に摺動可能に配置されたワイヤ20上で保持される。ワイヤ20は、配置位置から動く際は外側に歪曲し、センス電極19を気管及び/または気管支の内表面に接触させるように働く。
外部センス電極12は、患者の胸部の表面上の、上胸骨切欠部内または付近に好適に配置され、電流電極13は、患者の胸部100の外表面上のセンス電極を囲うのに適切な位置に配置される。外部センス電極12は、例えばマサチューセッツ州ボストンのMedtronic-Andover Medical社製造のモデルAMI1750-001のスポットEKG電極からなるものでもよい。センス電極装置11、外部センス電極12、及び電流電極13は、電気リード21によりインピーダンス記録器110に接続される。膨張式カフ18は、気管の内壁に係合して気管内チューブ17を適所に保持し安定させる。
インピーダンス記録器110は、例えば100kHzで動作するMinnesota Impedance Cardiograph Model 30４Ａなどの、電流電極13により注入された電流（一般に50-100kHzで1mA未満）とインピーダンス測定能力の両方を提供する、商業的に有用なインピーダンス記録器である。
インピーダンス記録器からの信号は、例えばマサチューセッツ州マンスフィールドのComputerBoards社製の標準12ビットのアナログ−ディジタル変換器を用い、250Hzの周期で、ディジタルサンプラ112でディジタルにサンプリングされる。ディジタルサンプラ112からのサンプリングされた出力は、以下に説明するように格納や処理用に、例えばIntel 386以上のマイクロプロセッサを持つIBM互換パーソナルコンピュータなどのコンピュータ114へ供給される。
BIA測定値は、電流を電流電極13を通じて注入し、センス電極装置11上のセンス電極19のうち選択された１個と外部センス電極12の間の電圧差を測定することにより得られる。こうして、装置10で検出される電圧降下は、主として上行大動脈内の血流の変化により起る電圧降下に相当する。２個以上のセンス電極を気管内チューブ17上に配することにより、大動脈弓106に最も近いセンス電極19が選択され、外部センス電極12と組み合わされて、生体電気インピーダンス判定に使用される電圧の測定に使われる。こうして、例えば、臨床医は各センス電極19と外部電極12との組み合わせを順次用いて、最も強力な信号を提供する組み合わせ、従って最適な心拍出力測定を決定することができる。
あるいは、外部センス電極13を使用せず、センス電極19間の電圧降下を用いて生体電気インピーダンスを直接計算することもできる。この場合は、センス電極19のうち１個が大動脈弓106と同じかわずかに上の高さに位置して、他の１個のセンス電極19が大動脈弓の真下の高さに配置するように、気管内チューブ17を（例えばチューブ上に配されたＸ線マーカを使用して）気管内に配置する。２個以上のセンス電極がセンス電極装置上に供給されている場合は、臨床医はセンス電極の様々な組み合わせを評価して、最も強力な信号を提供する組み合わせを決定することができる。
図３Ｂを参照して装置30を説明する。装置30は前段で説明した図３Ａの装置と同様であり、センス電極装置31、電流電極32、インピーダンス記録器110、ディジタルサンプラ112、及びコンピュータ114を備えている。センス電極装置は、膨張式カフ34を有する気管内チューブ33と、少なくとも基部及び末端のセンス電極35、36を含んでいる。本実施例では、基部及び末端のセンス電極がいっぱいに押し出された時に、これら２個の電極を結ぶ線が気管内チューブの縦軸に対して角度αを形成するように配置されている。
電流電極32のうち１個は、の基部センス電極35から基部方向の胸部100に当てられ、他の電流電極は、末端センス電極36から末端方向の胸部に当てられ、電流電極はセンス電極を囲うことになる。インピーダンス記録器110からの電流は、電流電極32により患者の胸部100へ注入され、基部及び末端センス電極35、36により検出される。そしてセンス電極35、36間の電圧降下はインピーダンスの決定に使用される。
本発明の一態様に従えば、センス電極35、36と気管内チューブの縦軸の間で形成される角度αは、好ましくは25度から45度の範囲にあることが好ましい。出願人は、このようなセンス電極の配向により大動脈構造の屈曲を明らかにできると判断している。詳しくは、出願人は、図３Ａの実施例と対照的に、基部及び末端センス電極を気管内チューブ31に対しある角度に配置することにより、センス電極が上行大動脈の軸により近接して沿うものと期待している。
図３Ｃを参照して装置40を説明する。装置40は図３Ｂの装置30の変形であり、センス電極装置41、電流電極42、インピーダンス記録器110、ディジタルサンプラ112、及びコンピュータ114を備えている。センス電極装置41は、膨張式カフ44を有する気管内チューブ43、基部センス電極45、46、及び末端センス電極47、48を含んでいる。基部センス電極46及び末端センス電極47は、いっぱいに押し出された時、（気管内チューブの湾曲により）これら２個の電極を結ぶ線が気管内チューブの縦軸に対して角度αを形成するように配置される。基部センス電極45及び末端センス電極48もまた、いっぱいに押し出された時、これら２個の電極を結ぶ線が気管内チューブの縦軸に対して角度βを形成するように配置される。電流電極42は、センス電極装置41上の全てのセンス電極を囲うように胸部100上に配置される。
センス電極46、47と気管内チューブの縦軸との間で形成される角度αは25度から45度の範囲にあり、対応する角度βは65度から45度の範囲にあることが望ましい。センス電極45、48は電極46、47の組に対し直交しているのが好ましい。こうして、センス電極46、47は上行大動脈の軸に（軸上に）より近接して沿うのに対し、センス電極45、48の組は大動脈の軸に垂直に（軸に対して垂直に）方向付けられ、呼吸効果や心臓壁の動作などの非血流効果により影響を受けた信号を提供する。
従って、センス電極46、47間で測定される電圧降下は、上行大動脈内の血流及び他のいずれかの非心臓効果に対応する、「軸上の」インピーダンスを計算するのに使用され、一方センス電極45、48間で測定される電圧降下は、主として非血流効果に対応すると予想される「軸に対して垂直の」インピーダンスを計算するのに使用される。出願人は、軸上のインピーダンスから軸に対して垂直のインピーダンスを減算することにより、その結果得られるインピーダンス値が支配的に血流に対応し、図３Ａまたは３Ｂの装置で得られるよりも高いSNRを得るであろうと意図している。
図４Ａ〜図４Ｃを参照して、本発明の実施例の第２のファミリーを説明する。以下の図４Ａ〜図４Ｃの説明において、インピーダンス記録器110、ディジタルサンプラ112、及びコンピュータ114は、図３を参照して上述したのと同じ機能を果たしており、従って、さらなる詳細な説明は省略する。
図４Ａを参照して、本発明の実施例の第２のファミリーの第１の実施例を説明する。装置50は、この装置内で電流電極が胸部の外表面ではなく、むしろ気管内チューブ上に配置されている点を除いては、図３Ａを参照して上述した装置と同様である。詳しくは、装置50は、気管内チューブ51、２個以上のセンス電極52、外部センス電極53、膨張式カフ53、54、膨張式カフ53、54上にそれぞれ載置された基部及び末端電流電極55、56を含んでいる。電極52、53、55、56はリード57によりインピーダンス記録器110に接続されている。
基部電流電極55は、膨張式カフ55が膨張される時に、喉頭または咽頭に接触するように患者の気管内に配置される。末端電流電極56は、膨張式カフ54が膨張される時に、患者の気管内壁に接触するように、例えば、胸骨の剣状突起の下の高さに配置される。電流電極55、56はAC励磁電流をインピーダンス記録器110から患者の胸部へ伝導する。
センス電極52、53は、図３Ａを参照して上述したように使用される。詳しくは、インピーダンス値は、センス電極52のうち選択された１個と外部電極53の間、大動脈弓106の上下に配置されたセンス電極52間、またはそれらの組み合わせのいずれかで測定された電圧に基づいて決定される。
図４Ｂは実施例の第２のファミリーの他の構成例を示している。装置60は、膨張式カフ64、65上にそれぞれ配置された基部及び末端電流電極67、68を含む点を除いては、図３Ｂの装置と同様である。基部及び末端センス電極62、63は、いっぱいに押し出された時、これら２個の電極間の線が気管内チューブ61の縦軸に対して角度αを形成するように配置される。角度αは好ましくは25度から45度の範囲内にあり、電極は上行大動脈の軸にさらに近接して沿うように配置される。
図４Ｃにおいては、実施例の第２のファミリーの他の構成例を示している。装置70は、図３Ｃの装置40について説明したものと同様である。装置70は、図４Ｂを参照して説明したものと同様で、同様の目的で同様に動作する基部及び末端電流電極を含んでいる。装置70は、図３Ｃを参照して上述したような１組の「軸上の」センス電極72、73、及び１組の「軸に対し垂直の」電極74、75を含んでいる。出願人は、「軸上の」電圧降下と「軸に対し垂直の」電圧降下との差を取ることにより、呼吸による効果や壁動作による結果をインピーダンスから除くことが可能なため、装置70は図４Ａ、図４Ｂの実施例より高いSNRを提供するであろうと予想している。
図５Ａ、図５Ｂを参照して、図３Ｂの装置と同様のセンス電極装置80の実施例をより詳細に説明する。装置80は、基部センス電極82、末端センス電極83、及び膨張式カフ84を有する気管内チューブ81を備えている。図５Ｂに示すように、気管内チューブ81は挿管の間患者に空気を送り込むためのルーメン85、基部センス電極82を通して往復に動かすためのルーメン86,末端センス電極83を通して往復に動かすためのルーメン87、膨張式カフ84を膨張させるためのルーメン88を含んでいる。
センス電極82、83は、好ましくは、約0.020インチ（0.051mm）の厚さの、電気的に絶縁したステンレス鋼のワイヤからなり、これらはルーメン86、87から延出する際は外側へ歪曲し、電極を患者の気道（例えば気管または気管支）の内壁に接触させるよう強制するために予め圧迫されている。各センス電極82、83は、先端に非外傷性の端部を提供する露出した楕円または円形の領域を有している。センス電極は、ルーメン86、87からいっぱいに押し出された時、電極の先端の間の線が気管内チューブの縦軸に対して、好ましくは25度から45度の範囲の角度を形成するように配置される。
センス電極82は、気管内チューブ81の基部端部の開口部90を通じてルーメン86に入り、気管内チューブ81の側面に開口するスカイブ91を通じてルーメン86から出る。センス電極83は開口部92を通じてルーメン87に入り、気管内チューブ81の先端付近のスカイブ93を通じてルーメン87から出る。各センス電極は、それぞれルーメン86、87の外で延長する電極の長さに渡る0.0005インチ（0.013mm）厚さの絶縁性の層を含んでいるが、電極の先端の楕円または円形の部材は絶縁されておらず、患者の気道の内壁との電気的接続を提供する。
各センス電極82、83は、位置決めロッキングハブ94を有する基本端部を含み、コネクタブロック95を通じて摺動するよう配置されている。コネクタブロック95は、各センス電極とコネクタブロック間で確立される摺動電気接続を可能にしており、センス電極がそこを通じて基本部方向及び末端方向に動くことを可能にしている。プラグ96は、コネクタブロック95に電気的に接続されたケーブル97を介してセンス電極82、83をインピーダンス記録器110に接続する。
膨張式カフ84の内部は、気管内チューブ81のルーメン88を介して通気ポート98と流体接続している。膨張させられると、膨張式カフ84は気管内チューブ81を患者の気道内の適当な位置に保持し、それによって気管内チューブの偶然の動きを防止する。また、膨張式カフ84はセンス電極82、83が気管の内壁に接触するのを助ける。膨張式カフ84はルーメン88を介して通気ポート98と接続した従来の膨張手段（つまり、液体が充填された注射器または圧縮ガスシリンダ）を用いて膨張することが可能である。あるいは、膨張式カフ84の代わりに、拡張心棒や他の機械的構成など、センス電極を患者の気道の内壁に接触するよう強制するための他の適切なタイプの拡張可能な部材を使用することもできる。
気管内チューブ81の基本端部、つまり臨床医によって操作される端部には、チューブの周囲に、患者の気管内での電極82、83の周囲の配向を反映する基準マーク99がある。基準マークは、電極82、83が気管壁の上行大動脈に最も近い部分に正しく位置することを確実にするために用いられる。
図５Ａ、図５Ｂのセンス電極装置の他に可能な実施例（不図示）では、２個以上のセンス電極を気管内チューブ上に配し、気管内チューブを患者の気管内に配置した後で、臨床医が電極から受信する信号を最適に配列する。このように、例えば最大のSNRなど所定の測定基準に従って、最適な出力を提供するセンス電極のある組を選択する。そうした実施例では、インピーダンス記録器またはディジタルサンプラを変更して、計算される心拍出量に寄与するセンス電極を選択するための適切な選択切り替えロジックを、ハードウェアまたはソフトウェアとして含むようにしてもよい。
図６Ａ、図６Ｂを参照して、図４Ｃの装置70と同様の装置120をより詳細に説明する。装置120は、膨張式カフ128、129上に配置された基部センス電極122、123、末端センス電極124、125、電流電極126、127を有する気管内チューブ121を備えている。図６Ｂに示すように、気管内チューブ121は、それぞれ、挿管の間患者に空気を送り込むためのルーメン130、基部センス電極122、123を通して往復に動かすためのルーメン131、132、末端センス電極124、125を通して往復に動かすためのルーメン133、134、電流電極126、127用の電気リードワイヤ136を通して延出させるためのルーメン135、及び膨張式カフ128、129を膨張させるためのルーメン137、138を含んでいる。
センス電極は、それぞれのルーメンからいっぱいに押し出された時、電極123、125の先端間の線が気管内の縦軸に対して、好ましくは25度から45度の範囲で角度を形成し、こうして大動脈構造の屈曲配向を概算するように配置される。また、センス電極122、124がいっぱいに押し出された時に、これらの電極間の線は、好ましくは電極123、125間の線に対して直交している。これにより装置120は、図４Ｃを参照して上述したように、「軸上の」及び「軸に対して垂直の」インピーダンスの判定を可能にする。
センス電極122〜125は気管内チューブ121の基本端部に近い開口部を通じて各ルーメン131〜134へ入り、気管内チューブの側面に開口したスカイブを通じて各ルーメンから出る。そして、センス電極は、図５Ａ、図５Ｂの実施例のセンス電極82、83と同じ様に、ルーメンを通じて往復に動かすことが可能である。同様に、センス電極は図５Ａ、図５Ｂの実施例で上述したように構成されており、コネクタブロック140及びケーブル141を介してプラグ139に電気的に接続されている。
膨張式カフ128、129は、気管内チューブ121のルーメン137、138を介して通気ポート142と流体接続しており、図５Ａ、図５Ｂの実施例で上述したように膨張することができる。膨張式カフ128、129は、膨張させられると、気管内チューブ121を患者の気道内で適当な位置に保持し、電流電極126、127を患者の気道の内壁に電気的に接触するよう強制する。
電流電極126、127は、、膨張カフ128、129の全周囲に延出するか、またはカフ周囲の一部のみの上に延出する、高さ約６〜10cmの、例えばミネソタ州セイントポールの3M Companyから入手可能なタイプM6001のホイル片からなる。電流電極は、適切な接着剤または固定手段を用いて膨張式カフの外部に配置することもできる。基部電流電極126は、好ましくは電気的に接地されている。あるいは、膨張式カフ128、129が偏心形状を持つ場合は、電流電極は、気管内チューブ121の外部に直接取付けてもよい。
また、気管内チューブ121は、患者の気道内の気管内チューブの周囲の配向を決定するのに役立つ基準マークを含んでいる。
図７Ａ、図７Ｂの装置150を参照して、図６Ａ、図６Ｂの装置の他の実施例を説明する。装置150は、縦長の膨張式部材156上に配置された基部スポットタイプセンス電極152、153、末端スポットタイプセンス電極154、155を有する気管内チューブ151と、膨張式カフ159、160上にそれぞれ配置された電流電極157、158を備えている。本発明の高SNR比に従って、電極153、154間の線は気管内チューブ151の縦軸に対して、好ましくは25度から45度の範囲の角度αを形成し、この線は電極152、155間の線に対し直交している。
縦長の膨張式部材156は、ルーメン162（図７Ｂ参照）を介して通気ポート161より膨張させられ、膨張式カフ159、160は、それぞれ通気ポート163及びルーメン164、通気ポート165及びルーメン166を介して膨張させられる。電流電極158、159をプラグ167に接続する電気リードワイヤはルーメン168を通じて経路化され、センス電極152-155をプラグ169に接続する電気リードワイヤはルーメン170を通じて経路化されている。気管内チューブ151は、挿管の間通気を供給し酸素を管理する通路171を含んでいる。気管内チューブ121の基本端部もまた患者の気道に挿入された時の気管内チューブの周囲の配向を決定するための基準マークを含んでいる。
偏心形状を持つことが可能な膨張式部材156は、膨張させられると、センス電極152〜155を患者の気道の内部に電気的に接触するよう強制する。同様に、膨張式カフ159、160は、膨張式部材156の基部方向及び末端方向の位置で電流電極を患者の気道の内壁に電気的に接触するよう強制する。
電流電極158、159は、上述のようなタイプの導伝ホイル片からなり、膨張式カフ128、129の全周囲に延出しても、その周囲の一部のみの上に延出してもよい。センス電極152〜155も、上述のように、導伝ホイル片から同様に形成しても、スポットタイプEKG電極から構成してもよい。電流及びセンス電極は、適切な接着剤または固定手段を用いて膨張式部材及びカフの外部に固定される。
本発明の上述のいずれの実施例における動作を簡単に説明する。まず、気管内チューブを患者の鼻腔を通じて挿入し、標準的な挿管により喉頭蓋を通過させて気管へ入れる。本発明の装置が、例えば手術中患者に麻酔が掛けられている間など比較的短期間に使用される場合は、気管内チューブを口から気管へ挿入してもよい。あるいは、従来の気管切開術によって上胸骨切欠部の外科手術的開口を通じて気管への挿入を行うこともできる。
気管内チューブの基本端部の周囲の基準マーク（存在した場合）を使用して、臨床医は気管内チューブを操作して患者の気道内の気管内チューブの適切な位置付けを確実に行うことができる。そして膨張式カフまたはカフを膨張させて（または図７Ａ、図７Ｂの実施例については、縦長の膨張式部材を膨張させ）、気管内チューブを安定させ、センス電極のハブを末端方向に移動してセンス電極が患者の気管及び/または気管支の内壁に接触するよう配置する。電流電極は、膨張式カフが膨張させられることにより患者の気道の内部に接触するよう強制されるか、または患者の外表面に別々に取り付けられる。そしてセンス電極（随意に外部センス電極を含む）及び電流電極をインピーダンス記録器110に接続する。そして、上述の処理のために生体電気インピーダンス値が決定される。
公知のKubicek式に基く心拍出量の計算方法を説明する。図８を参照すると、測定されたインピーダンスの１次導関数（dZ/dt）（曲線Ｉ）が、心拍周期内の現象を表わす波形要素が明示されている通常の患者の代表的な心電波形（曲線II）と比較されている。曲線Ｉは、心拍周期の最初に起る心房の活動による、下降方向の曲線の偏向で表わされるＡ波要素を含んでいる。Ｉ波要素は等尺性収縮の間に起る曲線Ｉにおける上昇方向の偏向を表わしている。Ｂ波要素は心室からの血流の開始に相当し、曲線ＩのＣ波要素は心拍周期の間の主要な上昇方向の偏向を表わしている。ゼロ点から測定されるこの偏向の振幅は心室の鼓動量（SV）の計算で使用される。曲線Ｉの点Ｘ、Ｙは、それぞれ大動脈および肺の弁の閉鎖を反映している。点Ｏは心室の急速な充填に対応している。
SVは式（4）に従って以下のように計算される。
SV=ρ（L/Zo）2*（dZ/dtp）τ （4）
ここで、
SV = 心室の鼓動量、ml
ρ = 血液の抵抗率（通常の患者では約150-200 ohm-cm/sであり、血球容積比の関数として各患者に対して補正できる）
Ｌ = センス電極間の距離、cm
Zo = 測定電極間の平均インピーダンス、ohms
dZ/dtp= インピーダンス波形の１次導関数における上昇方向の偏向のピーク値（Ｃ波の振幅）
τ= 心室からの排出時間（曲線ＩにおけるＢ波要素の発生と点Ｘの間の期間として計算される）
インピーダンス記録器により決定されるインピーダンスのディジタル化された１次導関数は、Ｂ波及びＣ波要素と偏向点Ｘを抽出するために分析される。そして曲線Ｉの波形におけるＢ-Ｃ-Ｘ部の振幅、これらの要素の間の時間を用いて式（4）で鼓動量が計算される。電極間の距離Ｌは、（センス電極は全て気管内チューブ上に配置される場合）製造パラメータとして知られているか、または、（図３Ａのように外部センス電極が用いられる場合）外寸法に基づいて計算される。
本発明の好適な実施例では、SVは、良好な信号特性を持つ、つまり、インピーダンス信号の導関数の振幅がある特性の測定基準以上である、各データ要素に対して継続的に計算される。SVは、コンピュータ114に関連する表示（不図示）上で継続的に更新することも可能であり、電流の流動平均やユーザ選択可能な先行心拍周期数からなるものでもよい。そして、心拍出量は、瞬間的平均SV及び心拍数の積として計算することができる。また、非数字的に表示してもよい。
他に本発明の方法に従えば、本発明の装置を用いて心拍出量を計算する式は以下のように得られる。
円筒形血管の断面積ａは以下のように計算される。
断面積ａの血管内の瞬間的血流Ｑは以下の式から計算される。
Q=a2P/8πLη （6）
ここで、ηは血液の動的粘性、Ｐは血管に沿う平均血圧降下（心拍周期中最大差の直線的関数）、Ｌは電極相互の間隔である。
従って、心拍出量（CO）は、Ｑを予め規定された間隔（例えば１分間隔）に渡って積分することにより計算される。
CO=∫Qdt （7）
出願人は、図１Ｂに示す単純な並行円筒形モデルにおいても、インピーダンスの変化と心拍出量との関係は複雑であり、多数の経時変化する生理学的パラメータに加えて電極配置に依存しているということを見出している。Kubicek等式（式（4））など公知の生体インピーダンスアルゴリズムは、従来の装置で使用する場合、この複雑さを明らかにせず、従って臨床での使用が限られていた。
しかし、本発明に従えば、センス電極が上行大動脈に近接して配置されるため、最初の試験で鮮明で再現可能な波形（移植した流量計により決定されるような波形）が提供される。この直線的に経時変化する（つまり心拍周期に伴う）血流とインピーダンス変化との関係は以下のように記述される。
Q（t）=T（G,Zo,t）ΔZ（t） （8）
ここで、Ｑは計算された血流、Ｔは伝達関数、Ｇは電極相互の間隔及び電極の大きさに依存した定数、ｔは心拍周期に相対的な時間間隔（例えばEKGのｐ波）である。
式（8）の伝達関数Ｔは、内在流体プローブを用い継続したインピーダンス測定を行って、患者の体内で生体内部実験を行うことにより、経験的に得られる。ルックアップテーブルLUT（t）は上記実験から生成され、瞬間的血流Ｑの推定に使用される。そして、例えば１分間などに渡り行われるＱの積分に基づいて、または１心拍周期の総体平均を積分して心拍数で乗算することにより、COが計算される。
CO=K/Z2 o∫LUT（t）ΔZ（t）dt （9）
ここで、Ｋは経験的に得られる定数である。
本発明の他の実施例では、他のタイプの定量分析を可能にする付加的なセンサを含んでいてもよい。例えば、近赤外線光吸収に基づく血液酸素濃度測定技術を使用するのに適したダイオードを気管内チューブ上に配置して、血液酸素の飽和レベルを測定することもできる。特に、例えば、その全体が参照により含まれる米国特許第5,099,842号に記載されるように、単数または複数の赤色光及び赤外線発光ダイオードを含む多数発光ダイオードを、膨張式カフまたは部材または両者の上で気管内チューブ上に配置して、相互反射率酸素濃度測定技術を用いた血液酸素の飽和測定値を得ることができる。
図９Ａを参照して、液体管理用制御装置としての本発明の装置の使用について説明する。図９Ａでは、心拍出量は装置170により測定される。この装置は上記の実施例のいずれかに従い、患者200に配置された気管内チューブ171を含んでいる。装置170は、液体供給システム173に結合されたルーメン172を介して静脈注射による液体管理を制御する測定基準として血行力学的状態を測定するのに使用される。コンピュータ174はIBM互換PC（例えばインピーダンス記録器110とディジタルサンプラ112から出力されるインピーダンス値から心拍出量を計算するものと同じコンピュータ）であり、液体供給システム172を制御する。
図９Ａの装置の動作は以下の通りである。例えばある単位の血液の損失の後、心拍出量は変化するが心拍数及び血圧は変化しないことが知られている。このように、減少した心拍出量は患者に与える液体の量を監視するのに使用することができる。図９Ａの装置は、上記のように計算される心拍出量により患者に注入される液体量を制御する閉ループシステムを提供する。詳しくは、基線心拍出量測定値を得て、心拍出量が継続的に測定される間、50ccの液体を全量投与する。心拍出量が増加する限り、さらに液体を、例えば15分毎など定期的に投与する。危篤状態の患者に対し、このプロセスを１日に数回繰り返す。
図９Ｂを参照して、ペースメーカ180の制御装置としての本発明の装置の使用を説明する。一般に、心拍数が低いほど心筋酸素消費量が低くなるため、最小の可能な心拍数に対して心拍出量を最大にすることが望ましい。図９Ｂの構成では、心拍出量は装置181により測定される。この装置は上記のいずれかの実施例に従っており、患者200に配置された気管内チューブ182を含んでいる。装置181の出力は、コンピュータ183と連携して、以下に述べるようにペースメーカ180の設定を制御する測定基準として使用される。
まず、基線心拍出量測定値を得て、例えば２拍/分など所定量分心拍数を減少させ、一方装置181で心拍出量を継続的に監視する。心拍出量が増加または変化しない限り、心拍数を定期的に、例えば15分毎に２拍/分など所定量ずつさらに減少させる。この心拍出量を監視する間の心拍数減少プロセスを、最小の所望の心拍数が得られるか、または装置181により測定される心拍出量が減少し始めるまで継続する。心拍出量が減少し始めたと判定されると、心拍数を前のより高い心拍数に戻す。
本発明に従って構成された方法及び装置の最初の実験では、継続的な出力を伴うが、カテーテル技術に匹敵する結果が得られた。動物実験を行い、下位の大静脈内で移植された閉塞器を使用して、予荷重及び上行大動脈上に移植したドップラー超音波流体プローブを変化させ、生体インピーダンス記録器の出力に対する相関サンプルを得た。ドップラー測定値と、図４Ａの装置と同様の装置で決定された生体インピーダンスとの良好な相関が得られた。さらに、長期間の挿管の後でも気管粘膜には損傷が見られなかった。
本発明の好適な実施例を上記のように説明したが、発明から離れることなく様々な変更や修正が可能であり、添付の請求項が発明の真の精神及び範囲内でそうした変更や修正を網羅するよう意図されていることが、当業者には明らかとなるであろう。例えば、出願人は、本発明の装置及び方法が臨床研究において人間だけでなく動物被検体にも有利に適用されうると予測している。
Claims (26)
- 生体電気インピーダンス記録器と、該生体電気インピーダンス記録器の出力を処理して患者の心拍出量に対応する測定基準を計算する回路とを組み合わせて使用する装置であって、
基本部と、末端部と、縦軸とを有する気管内チューブと、
前記末端部上に配置され、前記生体電気インピーダンス記録器に電気的に接続された第１及び第２のセンス電極であって、第１の距離だけ間隔を空けて前記縦軸に沿って配置された第１及び第２のセンス電極と、
前記第１及び第２の電極を患者の気道の内壁に接触するよう強制する手段と、前記生体電気インピーダンス記録器に電気的に接続され、センス電流を患者の胸部へ注入するための第１及び第２の電流電極であって、前記第１の距離よりも広い間隔を空けて配置された第１及び第２の電流電極とを備え、
前記第１及び第２のセンス電極は大動脈内の血流の生体電気インピーダンスに対応する信号を生成し、該信号は前記生体電気インピーダンス記録器に供給されることを特徴とする装置。 - 前記生体電気インピーダンス記録器に電気的に接続された外部センス電極をさらに備え、前記第１及び第２のセンス電極のうち１個と外部センス電極とは、大動脈内の血流の生体電気インピーダンスに対応する交流信号を生成し、該交流信号は前記生体電気インピーダンス記録器に供給されることを特徴とする請求項１に記載の装置。
- 前記電流電極は気管内チューブ上に配置されることを特徴とする請求項１に記載の装置。
- 前記第２のセンス電極は前記第１のセンス電極の周囲から離れて位置し、前記第１と第２のセンス電極とをつなぐ線が気管内チューブの前記縦軸に対して角度αを形成することを特徴とする請求項１に記載の装置。
- 前記角度αは25度から45度の範囲にあることを特徴とする請求項４に記載の装置。
- 気管内チューブ上に配置された第３及び第４のセンス電極をさらに備え、該第３のセンス電極は前記第１のセンス電極の近くに、その周囲から離れて配置され、該第４のセンス電極は前記第２のセンス電極の近くに、その周囲から離れて配置され、前記第３のセンス電極と第４のセンス電極とをつなぐ線が前記第１のセンス電極と第２のセンス電極とをつなぐ線に直交することを特徴とする請求項４に記載の装置。
- 前記気管内チューブは少なくとも第１及び第２のルーメンを備え、前記第１及び第２のセンス電極は、それぞれ前記第１及び第２のルーメンを通じて摺動するために配置された第１及び第２のワイヤを備えることを特徴とする請求項１に記載の装置。
- 前記第１及び第２のワイヤは、前記第１及び第２のセンス電極がそれぞれ前記第１及び第２のルーメンより延出する際に外側に歪曲するように、予め圧迫された部分を含み、該予め圧迫された部分は強制する手段を構成することを特徴とする請求項７に記載の装置。
- 前記気管内チューブは、通路の所望の位置に、前記気管内チューブを保持するための拡張可能な部材をさらに備えることを特徴とする請求項１に記載の装置。
- 前記拡張可能な部材は強制する手段を構成することを特徴とする請求項９に記載の装置。
- 前記気管内チューブは拡張可能な部材を含み、前記第１及び第２のセンス電極は拡張可能な部材の上に配置されることを特徴とする請求項１０に記載の装置。
- 前記拡張可能な部材は膨張式カフであり、前記気管内チューブは膨張式カフを膨張させるためのルーメンをさらに備えることを特徴とする請求項９に記載の装置。
- 少なくとも前記電流電極の１個が膨張式カフ上に配置されることを特徴とする請求項１に記載の装置。
- 前記気管内チューブは、口、鼻腔、または気管切開術を通じて患者の気管内へ挿入されるように適合されることを特徴とする請求項１に記載の装置。
- 前記装置は、チューブの基本端部上に、患者の気管内での気管内チューブ周囲の配向を決定する基準マークをさらに備えることを特徴とする請求項１に記載の装置。
- 患者の血管系へ液体のかたまりを注入するための液体管理システムをさらに備え、該液体管理システムは処理回路に接続され、心拍出量に対応する測定基準に応答することを特徴とする請求項１に記載の装置。
- 患者の心拍数を制御するペースメーカをさらに備え、該ペースメーカは処理回路に接続され、心拍出量に対応する測定基準に応答することを特徴とする請求項１に記載の装置。
- 生体電気インピーダンス記録器とコンピュータとを含むシステムにおいて、生体の心拍出量を算出する方法であって、
第１及び第２のセンス電極が第１の間隔をあけて配置された気管内チューブを生体の気管内に挿入することによって上行大動脈付近の生体の気道内に配置されている、前記第１及び第２のセンス電極間の前記第１の間隔より広い第２の間隔をあけた第１及び第２の電流電極の間に、前記生体電気インピーダンス記録器が電圧を印加する工程と、
前記生体電気インピーダンス記録器が、前記第１及び第２のセンス電極を横断して発生する電圧を検出して、前記第１及び第２のセンス電極間の生体の組織の生体電気インピーダンスを得る工程と、
前記コンピュータが、前記生体電気インピーダンスの変化に基づいて生体の心拍出量を算出する工程と、
を有することを特徴とする方法。 - 前記第１のセンス電極が生体の気管内で上行大動脈の近くに配置され、前記第１及び第２のセンス電極が生体の上行大動脈の軸に沿うように、前記第２のセンス電極が生体の気管内に配置されていることを特徴とする請求項１８に記載の方法。
- 前記第１及び第２の電流電極が生体の外表面上に配置されていることを特徴とする請求項１８に記載の方法。
- 前記第１及び第２のセンス電極が気管内チューブ上に配置されており、前記第１及び第２のセンス電極が、鼻による通路、生体の口、または気管切開術による開口を通じて、気管内チューブにより生体の気管内へ挿入されていることを特徴とする請求項１８に記載の方法。
- 前記第１及び第２の電流電極間に電圧を印加する工程及び第１及び第２のセンス電極を横断して発生した電圧を検出する工程は、継続的に実行されることを特徴とする請求項１８に記載の方法。
- 前記システムは、生体の血管系に液体のかたまりを注入する液体管理システムをさらに含み、
前記コンピュータが、前記第１及び第２のセンス電極を横断して検出された電圧に応じて、周期的に前記液体管理システムを始動させる工程をさらに有することを特徴とする請求項１８に記載の方法。 - 前記液体管理システムを周期的に始動させる工程は、心拍出量が増加中と算出される間のみ15分毎に実行されることを特徴とする請求項２３に記載の方法。
- 前記システムは、生体の心臓に電気的に接続され、心拍数を制御するペースメーカをさらに含み、
前記コンピュータが、心拍数を調整して心拍出量を最適化するために、前記第１及び第２のセンス電極を横断して検出された電圧に応じて、前記ペースメーカを制御する信号を送る工程をさらに有することを特徴とする請求項１８に記載の方法。 - 前記ペースメーカを制御する工程では、前記コンピュータが、所定の最小心拍数を得るか、あるいは心拍出量が減少中と算出されるまで、前記ペースメーカに対し心拍数を減少するよう指示することを特徴とする請求項２５に記載の方法。
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