JP4526266B2 - 心臓パラメータをモニタするための非侵襲的システム - Google Patents
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Description
1.本発明の分野
本発明は、心臓パラメータをモニタするための非侵襲的方法および装置に関する。
現在、麻酔薬(感覚の喪失を引き起こす薬剤)が外科手術によく使用される。全身麻酔薬は一般に、中枢神経系の漸進的な機能低下を引き起こし、患者に意識を喪失させる。これに対して、局部麻酔薬は、それが適用される部位において感覚に影響を及ぼす。
SVは、3つの構成パラメータの関数である。前負荷(P)は、拡張期末期における心血管筋肉の「張り」を示し、後負荷(A)は、左心室からの血液流出に対する「抵抗」を示す。収縮性(C)は、心血管筋肉の「緊張」の上昇率を示す。SVは、PおよびCが上昇すれば上昇し、Aが上昇すると減少する(Braunwald, E., M.D., ed., Heart Disease, A Textbook of Cardiovascular Medicine, Fourth Edition, Philadelphia, W.B. Saunders Company, 1992, p. 420参照)。言い換えれば、次式が成立する。
(式中、f( )は所定の関数である。)
式2から、1つの見方として、SVが3次元空間内のベクトル関数になっていることがわかる。このベクトルは単純に(P,A,C)である。これらのベクトル空間の軸は互いに直行して、P、AおよびCを含んでいる。式1により、COはHRを因数としてSVに直線的に比例している。このことから、HRがスカラーであり、3次元血行動態ベクトル空間H内でベクトルに作用していることがわかる。式2を式1に代入すると、次式が得られる。
所与系のあらゆる可能な血行動態が、この(P,A,C)空間内の固有な点で表され、HR倍される。生命と合致する複数の点の部分集合がH内にある。被験体は、Pと呼ぶことのできる生理学的血行動態ベクトルの部分空間であり、P全体がH内に含まれている。この血行動態ベクトル空間内の血行動態ベクトルの位置をたどれば、つまりその軌線を追跡すれば、手術中における薬理療法および輸液療法の効果をかなり完璧に知ることができ、そのベクトルの位置および、互いに直交している3本の軸それぞれに対するそのベクトルの相対射影の変化に対して、輸液および利尿薬、昇圧薬、後負荷軽減剤、麻酔薬、変力作用(inotropes)および陰性変力作用(negative inotropes)を滴定することができる。
本発明の別の目的は、患者の血行動態を非侵襲的にモニタし、前負荷、後負荷および収縮性に関するほぼ正確な情報を提供するための装置および方法を提供することである。
第1の側面において、本発明は、心臓パラメータをモニタする方法を提供する。この心臓パラメータモニタ方法は、被験体から複数の所定の非侵襲的心臓パラメータを非侵襲的に測定する工程と、その非侵襲的心臓パラメータを、1セットの所定の変換式に基づいて複数の侵襲的心臓アナログに変換する工程とを含む。
左心室拡張末期圧(LVEDP)、全身血管抵抗(SVR)および左心室圧の最大増加率(dp/dtmax)はそれぞれ、前負荷、後負荷および収縮性の、臨床上有用な指標であり、これらの侵襲的心臓アナログ、または概算値である。これらの心臓パラメータをそれぞれ対に組み合わせても互いに完全に直線的比例を示すわけではないが、互いに単調に増加していく。したがって、LVEDP、SVRおよびdp/dtmaxは、輸液および利尿薬、昇圧薬および後負荷軽減剤、麻酔薬、変力作用および陰性変力作用などの心臓用薬剤に反応する心臓パラメータでもある。これこそが、これらのパラメータをさらに制御して患者の血行動態の状態を調節するために適切な投与量の薬剤を投与するのに、臨床医がLVEDP、SVRおよびdp/dtmaxに依存できる理由である。
SV=f(LVEDP、SVR、dP/dtmax) 式4
CO=HR[f(LVEDP,SVR,dP/dtmax)] 式5
したがって、血行動態系の状態は実質的に、上記4種類のパラメータにより説明される。このうち3種類のパラメータが、3次元ベクトル空間H’内で1つのベクトルを構成する。H’の複数本の軸が、適切な単位によるLVEDP、SVRおよびdP/dtmaxである。このベクトルの関数「f」が拍出量SVを決定する。第4のパラメータである心拍数HRはスカラーとしてベクトルに直線的に作用して、心送血量COを決定する。
SV=f(EI,MAP,E−M) 式7
上記関係は、侵襲的に測定される数量(P,A,C)またはその同等物(LVEDP,SVR,dP/dtmax)間の関係と数学的および論理的に等しい。
SVR=k2(MAP*E−M)+c2 式9
ln(dP/dt)max=k3(l/E−M)+c3 式10
式10をdP/dtmaxについて解くと、
dP/dtmax=Z[exp(k3/E−M)ただし、Z=exp(c3)とする。 式11
このとき、k1、k2、k3およびc1、c2、c3は経験的比例定数である。
駆出間隔内における左心室からの血液平均流出速度を、Fei(単位cc/秒)とする。すると、定義により、以下の関係が成立する。
本発明に開示する実験結果に基づくと、Feiは経験的かつ直線的に超越数eI/E−Mに比例する。数量l/E−Mは、脈波または同様の機械的イベントの電気機械的変換および弾性伝播が起こる時間比率である。したがって、次式が成立する。
このとき、k4およびc4は経験的比例定数である。
式13をSVについて解くと、次式が得られる。
SV=EI*Fei 式15
式14を用いてFeiに代入すると、式15は以下のようになる。
SV=EI*[k4*exp(1/E−M)+c4] 式16
または
SV∝EI*[exp(I/E−M)] 式16a
このとき「∝」は、「比例する」の意味である。SVについては、2本の直交ベクトルの和の長さまたはノルムなど、別の公式化も存在する。こうした2本の直交ベクトルの一方はEIの関数であり、もう一方は(E−M)の関数である。
DI=T−EI 式17
このとき、Tは、心臓周期の時間長さである。Tは、EKGのR波間の時間間隔を測定することにより非侵襲的に容易に得ることができ、これは心拍数HR(単位:拍数/分)の逆数に直線的に比例する。すなわち、次式となる。
上記近似計算では、等容性収縮および弛緩にかかる時間が無視されている。しかし、この2つの間隔は、いずれの心臓周期についても比較的わずかな時間であるため、この近似計算は有用である。
SVR=k2’(MAP*E−M)+c2’ 式20
1n(dP/dt)max=k3’(1/E−M)+c3’ 式21
このとき、k1’、k2’、k3’、c1’、c2’およびc3’は、特定の患者に対する定数である。
2匹の雌ブタ(ブタ1およびブタ2)に対して別々に実験を行った。2匹のブタにイソフルラン、酸素およびフェンタニルを投与して、普通の麻酔を行った。その後、挿管治療を施し、機械的に人工呼吸を施した。そのモニタを、EKG、大腿動脈ライン、およびスワンガンツ熱希釈肺動脈カテーテルで行った。カプノグラフを用いて、呼吸周期の二酸化炭素を測定した。食道用サーミスタを用いて、体温を測定した。パルスオキシメータを用いて酸素飽和度を測定した。さらにカテーテルを針に固定し、前胸壁から左心室に挿入した。蛍光透視鏡により、このカテーテルを誘導し、留置した。静脈内のコントラストおよび圧力の読取り値から、カテーテル先端部が左心室内に入ったことを確認した。
侵襲的に測定した血行動態状態のベクトルと非侵襲的に測定した血行動態状態のベクトルとの間の明確な相関関係に加えて、侵襲的に測定した血行動態状態の各パラメータと非侵襲的に測定したその各同等パラメータとの間の相関関係を別個に以下の説明で立証する。
したがって、1/(Q−A)、さらには推測により(1/(Q−A”max)が、電気機械的変換および弾性波伝播速度に関する直線的関係の手がかりとなる。
このとき、Tは心臓周期の時間長さである。Tは、EKGのR波間の時間間隔を測定することにより非侵襲的に得られ、1分当たりの心拍数(HR)の逆数に直線的に比例する。すなわち、次式となる。
この概算では、等容性収縮および弛緩に必要な時間は無視されているが、これらの間隔の心臓周期に占める割合は比較的小さいため、この概算は本発明に有用なものである。式26に示した方法だけでなく、DIは、左心室の真上において患者の胸表面に配置された1MHzドップラー超音波装置によっても得られる。拡張期充満における血流は特徴的に低速であるため、ドップラー周波数シフトも同様に低速となる。この低速ドップラーシフトの継続時間が、DIの正確な測定値に役立つ。DIは、僧帽弁が開くと同時に始まり、僧帽弁がぴたりとしまると同時に終わる。ドップラー装置は比較的高価であるが、肥満体患者に使用するには利点がある。状況によって、DIを普通の聴診器や心音図で任意に得ることもできる。普通の聴診器や心音図では、DIの終了時点は、第1の心音、すなわち「とくんとくん」という2音のうちの「とくん」として示される。特定の病理を患う患者の場合、僧帽弁の開く「ぴたり」という音を聴診器で聴くことができる。おそらく、大半の患者について、心音図で僧帽弁の開く時点がわかるはずである。別法として、上述した光ファイバセンサを、胸の下胸部上に配置して、拡張期充満により発生する、光ファイバ光信号の振幅における低周波数振動の継続時間を測定することによりDIを得ることもできる。好ましくは、本発明に用いるDIを式25により導く。
(T−EI)={(Al−A2)/[1+exp({LVEDP−x0)}/dx)]}+A2 式27
このとき、A1およびA2は漸近線であり、A2>A1である。x=x0における数量(T−EI)は、この2本の漸近線の平均値であり、「dx」は、このS字状が上昇する急峻度と共に低下する比例定数である。
後負荷に対する別法による概算値がSVRcである。SVRcは、駆出間隔(EI)に対してのみ定義される体血管抵抗である。すなわち、流動抵抗が血行の細動脈レベルにおいて抵抗血管により呈される間隔である。これに対して、SVRは、心臓周期全体に対して定義される。SVを駆出間隔EI(単位:秒)に対する拍出量(単位:cc)としよう。するとオームの法則により次式が得られる。
上述のように、数量[SV/EI]は、ブタ1の場合にはR=0.97997、ブタ2の場合にはR=0.95425として、exp(1/Q−A”max)と相当な直線的相関関係にある。そこで、式29の[SV/EI]にexp(1/Q−A”max)を代入すると、次式となる。
このとき「∝」は直線的比例関係を示している。
ただし、式30を後負荷の指標として用いるには、実際的な問題がある。分母が分子に対して小さくなると、商であるMAP/[exp(1/Q−A”max)]の確率的誤差が、(Q−A”max)が大きくなる曲線の右側部分にて連続関数が導き出せないように拡大してしまう(つまり、(Q−A”max)が大きくなり、exp(1/Q−A”max)が1に近づく)。この問題は、定数Kを分母に加えるだけで簡単に解決できる。Kは、分母「K+exp(1/Q−A”max)」が、生理学的範囲全体について分子MAPと同程度の大きさとなるように十分に大きな数値でなければならない。そこで次式が得られる。
SVRc=A1*MAP/[K+exp(1/Q−A”max)]+A2 式31a
このとき、K、A1およびA2は経験的比例定数である。Kの単位は秒−1であり、ブタ1の場合、K=400秒−1であり、ブタ2の場合K=70秒−1である。式31から、非侵襲的に測定した結果であるMAPおよびQ−A”maxからSVRcを導けることがわかる。
拡張期充満間隔に対する左心室の平均コンプライアンスCPは、次式で表される。
CP=ΔV/ΔP 式32
このとき、ΔVは拍出量SVである。安定状態では、左心室を充満させる血液量は、左心室から出る血液量と等しいが、上述したように、SV∝EI*exp(1/Q−A”max))であるため、式32の分子であるΔVにSVを代入する。拡張期におけるΔPは、左心室拡張末期圧(LVEDP)から等容性弛緩末期におけるLV圧(Peivr)を差し引いた値である。したがって、ΔP=LVEDP−Peivrとなる。Peivrが常に極小さな数またはゼロに近い数となるため、事実上、これを無視することができる。Peivrをゼロに近い数とし、式32について、ΔVにEI*exp(1/Q−Amax)を、ΔPに(T−EI)*MAP*(Q−A”max)を代入すると、次式が得られる。
項を入れ替えると、次式となる。
CP∝[EI/(T−EI)]*[exp(1/Q−A”max)/(MAP*Q−A”max)] 式34
または
CP=A3*[EI/(T−EI)]*[exp(1/Q−A”max)/(MAP*Q−A”max)]+A4 式34a
このとき、A3およびA4を経験的比例定数とする。
次に、上記ベクトルをその非侵襲的相関物で表す。
Xn={[(T−EI)*MAP*(Q−A”max)];[MAP/(K+exp(1/Q−A”max))],(Q−A”max)} 式37
次に、上記ベクトルのノルム、つまり、ベクトルとベクトルとの内積の平方根を見出す。これにより、虚血関数「I」が得られる。「I」は、虚血出現時に突然増加し、次式で表される。
I={(T−EI)2*MAP2*(Q−A”max)2+MAP2/{K+exp(1/Q−A”max)}2+(Q−A”max)2)}1/2 式38
Claims (64)
- 左心室拡張末期圧(LVEDP)、全身血管抵抗(SVR)、及び、左心室圧の最大増加率(dp/dt max)のうちの少なくとも1つからなる心臓パラメータをモニタする系であって、
被験体から複数の所定の非侵襲的心臓パラメータを非侵襲的に測定するための非侵襲的心臓パラメータ測定ユニット;
前記非侵襲的心臓パラメータを、1セットの所定の変換式に基づいて複数の侵襲的心臓アナログに変換するために、前記非侵襲的心臓パラメータ測定ユニットに接続された変換ユニット、及び、
前記変換ユニットに接続されて、血行動態状態を示すベクトルを表示する表示ユニット、
を含み、
前記非侵襲的心臓パラメータが、心拍数(HR)、駆出間隔(EI)、平均動脈圧(MAP)、電気機械的間隔(E−M)のうちの少なくとも1つからなり、当該電気機械的間隔(E−M)が、電気的イベント(E)と機械的イベント(M)との間の時間であり、
前記侵襲的心臓アナログが、前負荷(P)、後負荷(A)、及び、収縮性(C)のうちの少なくとも1つからなり、
前記ベクトルが、前記侵襲的心臓アナログである、
系。 - 前記非侵襲的心臓パラメータ測定ユニットが、ヒトから前記所定の非侵襲的心臓パラメータを測定する、請求項1に記載の心臓パラメータをモニタする系。
- 前記非侵襲的心臓パラメータ測定ユニットが、動物から前記所定の非侵襲的心臓パラメータを測定する、請求項1に記載の心臓パラメータをモニタする系。
- 前記非侵襲的心臓パラメータ測定ユニットが、HRとして表される心拍数を測定するための心拍数モニタと、EIとして表される駆出間隔およびE−Mとして表される電気機械的間隔の機械的イベントMを測定するための振動感知装置と、MAPとして表される平均動脈圧を測定するための血圧測定装置と、前記電気機械的間隔の電気的イベントEを測定するための心電計測定装置とをさらに含む、請求項1に記載の心臓パラメータをモニタする系。
- 前記振動感知装置が、ドップラー超音波装置および光ファイバ装置の少なくとも一方を含む、請求項4に記載の心臓パラメータをモニタする系。
- 前記変換ユニットが、Pとして表される前負荷、Aとして表される後負荷、およびCとして表される収縮性を含む前記所定の侵襲的心臓アナログを出力する、請求項1に記載の心臓パラメータをモニタする系。
- 前記変換ユニットが、
k1、k2、k3、c1、c2およびc3を経験的比例定数とする、
P=k1(EI*MAP*E−M)+c1、
A=k2(MAP*E−M)+c2、および
1n(C)=k3(1/E−M)+c3
を含む前記所定の変換式に基づいて、前記P、前記Aおよび前記Cを決定する、請求項6に記載の心臓パラメータをモニタする系。 - 前記変換ユニットが、
k1’、k2’、k3’、c1’、c2’およびc3’を前記被験体の特定の一体に対する経験的比例定数とし、Tを前記被験体の前記一体に関する心臓周期の時間長さとする、
P=kl’((T−EI)*MAP*E−M)+c1’、
A=k2’(MAP*E−M)+c2’、および
1n(C)=k3’(1/E−M)+c3’
を含む前記所定の変換式に基づいて、前記P、前記Aおよび前記Cを決定する、請求項6に記載の心臓パラメータをモニタする系。 - 前記変換ユニットが、
k1’、k2’、k3’、c1’、c2’およびc3’を前記被験体の特定の一体に対する経験的比例定数とし、DIを拡張期充満間隔とし、Tを前記被験体の前記一体に関する心臓周期の時間長さとする、
P=kl’(DI*MAP*E−M)+c1’、
A=k2’(MAP*E−M)+c2’、および
1n(C)=k3’(1/E−M)+c3’
を含む前記所定の変換式に基づいて、前記P、前記Aおよび前記Cを決定する、請求項6に記載の心臓パラメータをモニタする系。 - 前記変換ユニットが、時間に対する二次導関数M”(t)が最大値に到達した時点を決定することにより、前記E−Mの前記機械的イベントMを得る、請求項8に記載の心臓パラメータをモニタする系。
- 前記非侵襲的心臓パラメータ測定ユニットが、前記E−M決定時に、Qとして表されるQ波、Rとして表されるR波、Sとして表されるS波、および人工心室ペースメーカースパイクからなる群から選択される電気的イベントを測定する、請求項10に記載の心臓パラメータをモニタする系。
- 前記非侵襲的心臓パラメータ測定ユニットが、前記E−M決定時に、心室脱分極V(t)に対応するEKG電圧曲線を時間に対して2回微分し、電気的イベントをV”(t)を正の最大値に到達する時点として定義することにより、前記電気的イベントを測定する、請求項10に記載の心臓パラメータをモニタする系。
- 前記非侵襲的心臓パラメータ測定ユニットが、前記E−M決定時に、TAとして表される動脈圧立ち上がり時間、およびTFとして表される血流速度立ち上がり時間の少なくとも一方を含む前記機械的イベントを測定する、請求項11に記載の心臓パラメータをモニタする系。
- 前記変換ユニットが、
k1’、k2’、k3’、c1’、c2’、c3’およびKを前記被験体の特定の一体に対する経験的比例定数とし、Tを前記被験体の前記一体に関する心臓周期の時間長さとする、
P=kl’((T−EI)*MAP*E−M)+c1’、
A=k2’*MAP/[K+exp(1/E−M)]+c2’、および
1n(C)=k3’(1/E−M)+c3’
を含む前記所定の変換式に基づいて、前記P、前記Aおよび前記Cを決定する、請求項6に記載の心臓パラメータをモニタする系。 - 前記Pを示す第1の軸と、前記Aを示す第2の軸と、前記Cを示す第3の軸とで規定される3次元座標空間内に前記侵襲的心臓アナログを表示するために、前記変換ユニットに接続されたディスプレイユニットをさらに含む、請求項1に記載の心臓パラメータをモニタする系。
- 前記ディスプレイユニットがさらに、安全な血行動態状態を示す安全領域を規定する3次元オブジェクトを表示する、請求項15に記載の心臓パラメータをモニタする系。
- 前記ディスプレイユニットが、前記第1の軸、前記第2の軸、前記第3の軸および前記安全領域をそれぞれ所定のカラーで表示する、請求項16に記載の心臓パラメータをモニタする系。
- 前記ディスプレイユニットがさらに、生理的ストレス量を示すベクトル外積を表示する、請求項16に記載の心臓パラメータをモニタする系。
- 前記侵襲的心臓アナログに基づいて前記被験体の適合レベルを決定するために、前記変換ユニットに接続された決定ユニットをさらに含む、請求項1に記載の心臓パラメータをモニタする系。
- 前記侵襲的心臓アナログに基づいて前記被験体の麻酔薬関連処置の管理を決定するために、前記変換ユニットに接続された決定ユニットをさらに含む、請求項1に記載の心臓パラメータをモニタする系。
- 前記侵襲的心臓アナログに基づいて前記被験体の心臓異常状態を決定するために、前記変換ユニットに接続された決定ユニットをさらに含む、請求項1に記載の心臓パラメータをモニタする系。
- 前記非侵襲的心臓パラメータを前記侵襲的心臓アナログに変換する前に、前記非侵襲的心臓パラメータを別の箇所にある前記変換ユニットに転送するために、ある1箇所にて前記非侵襲的心臓パラメータ測定ユニットに接続されたデータ通信ユニットをさらに含む、請求項1に記載の心臓パラメータをモニタする系。
- 前記データ通信ユニットが、インターネットを介して、前記非侵襲的心臓パラメータを前記変換ユニットに転送する、請求項22に記載の心臓パラメータをモニタする系。
- 前記データ通信ユニットが、電気通信を介して、前記非侵襲的心臓パラメータを前記変換ユニットに転送する、請求項22に記載の心臓パラメータをモニタする系。
- 前記非侵襲的心臓パラメータ測定ユニットが携帯型である、請求項1に記載の心臓パラメータをモニタする系。
- 前記変換ユニットが、前記非侵襲的心臓パラメータ測定ユニットの既存の1つに対して改良されている、請求項1に記載の心臓パラメータをモニタする系。
- 侵襲的心臓アナログを生成するために、既存の非侵襲的心臓パラメータ測定装置を改良するための系であって、
前記既存の非侵襲的心臓モニタ装置から被験体の所定の非侵襲的心臓パラメータを受信するインターフェースユニット;
前記非侵襲的心臓パラメータを、1セットの所定の変換式に基づいて複数の侵襲的心臓アナログに変換するために、前記インターフェースユニットに接続された変換ユニット、及び、
前記変換ユニットに接続されて、血行動態状態を示すベクトルを表示する表示ユニット、
を含み、
前記非侵襲的心臓パラメータが、心拍数(HR)、駆出間隔(EI)、平均動脈圧(MAP)、電気機械的間隔(E−M)のうちの少なくとも1つからなり、当該電気機械的間隔(E−M)が、電気的イベント(E)と機械的イベント(M)との間の時間であり、
前記侵襲的心臓アナログが、前負荷(P)、後負荷(A)、及び、収縮性(C)のうちの少なくとも1つからなり、
前記ベクトルが、前記侵襲的心臓アナログである、
系。 - 前記既存の非侵襲的心臓パラメータ測定装置が、ヒトから前記所定の非侵襲的心臓パラメータを測定する、請求項27に記載の既存の非侵襲的心臓モニタ装置を改良するための系。
- 前記既存の非侵襲的心臓パラメータ測定装置が、動物から前記所定の非侵襲的心臓パラメータを測定する、請求項27に記載の既存の非侵襲的心臓モニタ装置を改良するための系。
- 前記既存の非侵襲的心臓パラメータ測定ユニットが、HRとして表される心拍数を測定するための心拍数モニタと、EIとして表される駆出間隔およびE−Mとして表される電気機械的間隔の機械的イベントMを測定するための振動感知装置と、MAPとして表される平均動脈圧を測定するための血圧測定装置と、前記電気機械的間隔の電気的イベントEを測定するための心電計測定装置とをさらに含む、請求項27に記載の既存の非侵襲的心臓モニタ装置を改良するための系。
- 前記既存の非侵襲的心臓パラメータ測定ユニットが、HRとして表される心拍数を測定するための心拍数モニタと、EIとして表される駆出間隔を測定するための振動感知装置と、E−Mとして表される電気機械的間隔の機械的イベントMを測定するためのプレチスモグラフ装置と、MAPとして表される平均動脈圧を測定するための血圧測定装置と、前記電気機械的間隔の電気的イベントEを測定するための心電計測定装置とをさらに含む、請求項27に記載の既存の非侵襲的心臓モニタ装置を改良するための系。
- 前記振動感知装置が、ドップラー超音波装置および光ファイバ装置の少なくとも一方を含む、請求項30に記載の既存の非侵襲的心臓モニタ装置を改良するための系。
- 前記変換ユニットが、Pとして表される前負荷、Aとして表される後負荷、およびCとして表される収縮性を含む前記所定の侵襲的心臓アナログを出力する、請求項30に記載の既存の非侵襲的心臓モニタ装置を改良するための系。
- 前記変換ユニットが、
k1、k2、k3、c1、c2およびc3を経験的比例定数とする、
P=k1(EI*MAP*E−M)+c1、
A=k2(MAP*E−M)+c2、および
1n(C)=k3(1/E−M)+c3
を含む前記所定の変換式に基づいて、前記P、前記Aおよび前記Cを決定する、請求項33に記載の既存の非侵襲的心臓モニタ装置を改良するための系。 - 前記変換ユニットが、k1’、k2’、k3’、c1’、c2’およびc3’を前記被験体の特定の一体に対する経験的比例定数とし、Tを前記被験体の前記一体に関する心臓周期の時間長さとする、
P=kl’((T−EI)*MAP*E−M)+c1’、
A=k2’(MAP*E−M)+c2’、および
1n(C)=k3’(1/E−M)+c3’
を含む前記所定の変換式に基づいて、前記P、前記Aおよび前記Cを決定する、請求項33に記載の既存の非侵襲的心臓モニタ装置を改良するための系。 - 前記変換ユニットが、
k1’、k2’、k3’、c1’、c2’およびc3’を前記被験体の特定の一体に対する経験的比例定数とし、DIを拡張期充満間隔とし、Tを前記被験体の前記一体に関する心臓周期の時間長さとする、
P=kl’(DI*MAP*E−M)+c1’、
A=k2’(MAP*E−M)+c2’、および
1n(C)=k3’(1/E−M)+c3’
を含む前記所定の変換式に基づいて、前記P、前記Aおよび前記Cを決定する、請求項33に記載の既存の非侵襲的心臓モニタ装置を改良するための系。 - 前記E−Mの前記Mが、時間に対する二次導関数M”(t)が最大値に到達した時点として定義される、請求項35に記載の既存の非侵襲的心臓モニタ装置を改良するための系。
- 前記非侵襲的心臓パラメータ測定ユニットが、前記E−M決定時に、Qとして表されるQ波、Rとして表されるR波、Sとして表されるS波、および人工心室ペースメーカースパイクからなる群から選択される電気的イベントを測定する、請求項37に記載の既存の非侵襲的心臓モニタ装置を改良するための系。
- 前記非侵襲的心臓パラメータ測定ユニットが、前記E−M間隔決定時に、心室脱分極V(t)に対応するEKG電圧曲線を時間に対して2回微分し、電気的イベントをV”(t)を正の最大値に到達する時点として定義することにより、前記電気的イベントを測定する、請求項37に記載の既存の非侵襲的心臓モニタ装置を改良するための系。
- 前記非侵襲的心臓パラメータ測定ユニットが、前記E−M決定時に、TAとして表される動脈圧立ち上がり時間、およびTFとして表される血流速度立ち上がり時間からなる群から選択される前記機械的イベントを測定する、請求項37に記載の既存の非侵襲的心臓モニタ装置を改良するための系。
- 前記変換ユニットが、
k1’、k2’、k3’、c1’、c2’、c3’およびKを前記被験体の特定の一体に対する経験的比例定数とし、Tを前記被験体の前記一体に関する心臓周期の時間長さとする、
P=kl’((T−EI)*MAP*E−M)+c1’、
A=k2’*MAP/[K+exp(1/E−M)]+c2’、および
1n(C)=k3’(1/E−M)+c3’
を含む前記所定の変換式に基づいて、前記P、前記Aおよび前記Cを決定する、請求項33に記載の既存の非侵襲的心臓モニタ装置を改良するための系。 - 前記Pを示す第1の軸と、前記Aを示す第2の軸と、前記Cを示す第3の軸とで規定される3次元座標空間内に前記侵襲的心臓アナログを表示するために、前記変換ユニットに接続されたディスプレイユニットをさらに含む、請求項27に記載の既存の非侵襲的心臓モニタ装置を改良するための系。
- 前記ディスプレイユニットがさらに、安全な血行動態状態を示す安全領域を規定する3次元オブジェクトを表示する、請求項42に記載の既存の非侵襲的心臓モニタ装置を改良するための系。
- 前記ディスプレイユニットが、前記第1の軸、前記第2の軸、前記第3の軸および前記安全領域をそれぞれ所定のカラーで表示する、請求項43に記載の既存の非侵襲的心臓モニタ装置を改良するための系。
- 前記ディスプレイユニットがさらに、生理的ストレスの量を示すベクトル外積を表示す
る、請求項43に記載の既存の非侵襲的心臓モニタ装置を改良するための系。 - 前記侵襲的心臓アナログに基づいて前記被験体の適合レベルを決定するために、前記変換ユニットに接続された決定ユニットをさらに含む、請求項27に記載の既存の非侵襲的心臓モニタ装置を改良するための系。
- 前記侵襲的心臓アナログに基づいて前記被験体の麻酔薬関連処置の管理を決定するために、前記変換ユニットに接続された決定ユニットをさらに含む、請求項27に記載の既存の非侵襲的心臓モニタ装置を改良するための系。
- 前記侵襲的心臓アナログに基づいて前記被験体の心臓の異常状態を決定するために、前記変換ユニットに接続された決定ユニットをさらに含む、請求項27に記載の既存の非侵襲的心臓モニタ装置を改良するための系。
- 前記非侵襲的心臓パラメータを前記侵襲的心臓アナログに変換する前に、前記非侵襲的心臓パラメータを別の箇所にある前記インターフェースユニットに転送するために、ある1箇所にて前記既存の非侵襲的心臓パラメータ測定装置に接続されたデータ通信ユニットをさらに含む、請求項27に記載の既存の非侵襲的心臓モニタ装置を改良するための系。
- 前記データ通信ユニットが、インターネットを介して、前記非侵襲的心臓パラメータを前記インターフェースユニットに転送する、請求項49に記載の既存の非侵襲的心臓モニタ装置を改良するための系。
- 前記データ通信ユニットが、電気通信を介して、前記非侵襲的心臓パラメータを前記インターフェースユニットに転送する、請求項49に記載の既存の非侵襲的心臓モニタ装置を改良するための系。
- 前記既存の非侵襲的心臓モニタ装置がすべて携帯型である、請求項27に記載の既存の非侵襲的心臓モニタ装置を改良するための系。
- 患者の心収縮性を決定する系であって、
所定電波を有する前記患者の心電計を非侵襲的に測定するための心電計ユニット;
前記患者の動脈圧を時間に対して非侵襲的に測定するための動脈圧測定ユニット;
前記所定電波に基づいて所定心臓周期内の最小値を有する第1のポイントを決定し、前記前記患者の動脈圧に基づいて、所定生理機能の時間に対する二次導関数が最大値に到達する、前記所定心臓周期内の第2のポイントを決定するために、前記心電計ユニットおよび前記動脈圧測定ユニットに接続された決定ユニットであって、前記第1のポイントおよび第2のポイントに基づいて、前記心収縮性を得る決定ユニット、及び、
前記決定ユニットに接続されて、血行動態状態を示すベクトルを表示する表示ユニット、
を含み、
前記ベクトルが、前負荷(P)、後負荷(A)、及び、収縮性(C)のうちの少なくとも1つからなる、
系。 - 前記所定電波が、Qとして表されるQ波、Rとして表されるR波、Sとして表されるS波、および人工心室ペースメーカースパイクからなる群から選択される、請求項53に記載の患者の心収縮性を決定する系。
- 前記E−M間隔を決定する前記電気的イベントが、心室脱分極V(t)に対応するEKG電圧曲線を時間に対して2回微分し、前記電気的イベントをV”(t)が正の最大値に到達する時点として定義することにより決定される、請求項53に記載の患者の心収縮性を決定する系。
- 改良された心収縮性測定値が、前記第1のポイントと前記第2のポイントとの間の時間間隔の逆数の指数関数に比例しているものとしてさらに定義される請求項54に記載の患者の心収縮性を決定する系。
- 虚血イベントをモニタする系であって、
被験体から複数の所定の非侵襲的心臓パラメータを非侵襲的に測定するための測定ユニット;
前記非侵襲的心臓パラメータを、所定変換式に基づいて、虚血イベントを示す単一侵襲的心臓アナログに変換するために、前記測定ユニットに接続された変換ユニット、及び、
前記変換ユニットに接続されて、血行動態状態を示すベクトルを表示する表示ユニット、
を含み、
前記非侵襲的心臓パラメータが、心拍数(HR)、駆出間隔(EI)、平均動脈圧(MAP)、電気機械的間隔(E−M)のうちの少なくとも1つからなり、当該電気機械的間隔(E−M)が、電気的イベント(E)と機械的イベント(M)との間の時間であり、
前記侵襲的心臓アナログが、前負荷(P)、後負荷(A)、及び、収縮性(C)のうちの少なくとも1つからなり、
前記ベクトルが、前記侵襲的心臓アナログである、
系。 - 前記被験体がヒトである、請求項57に記載の虚血イベントをモニタする系。
- 前記被験体が動物である、請求項57に記載の虚血イベントをモニタする系。
- 前記測定ユニットが、HRとして表される心拍数と、EIとして表される駆出間隔と、MAPとして表される平均動脈圧と、E−Mとして表される電気機械的間隔とを含む前記所定の非侵襲的心臓パラメータを測定する、請求項57に記載の虚血イベントをモニタする系。
- 前記所定の変換式が、Tを心拍数HRから得られる心臓周期とし、A3およびA4を経験的比例定数とする、CP=A3*[EI/(T−EI)]*[exp(1/E−M)/(MAP*E−M)]+A4を含み、前記E−Mの前記Mがさらに、時間に対する前記Mの二次導関数M”(t)が最大値に到達した時点として定義される、請求項60に記載の虚血イベントをモニタする系。
- 前記E−Mを決定する電気的イベントが、Qとして表されるQ波、Rとして表されるR波、Sとして表されるS波、および人工心室ペースメーカースパイクからなる群から選択される、請求項61に記載の虚血イベントをモニタする系。
- 前記E−M間隔を決定する前記電気的イベントが、心室脱分極V(t)に対応するEKG電圧曲線を時間に対して2回微分し、前記電気的イベントをV”(t)が正の最大値に到達する時点として定義することにより決定される、請求項61に記載の虚血イベントをモニタする系。
- 前記機械的イベントが、TAとして表される動脈圧立ち上がり時間、TFとして表される血流速度立ち上がり時間、およびTOPとして表されるプレチスモグラフ立ち上がり時間からなる群から選択される、請求項62に記載の虚血イベントをモニタする系。
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