JP4881324B2

JP4881324B2 - 生物の心肺の容積と流量を測定する装置

Info

Publication number: JP4881324B2
Application number: JP2007555559A
Authority: JP
Inventors: ジェイ．ファイファー，ウルリヒ; クノール，ラインホルト; ミシャール，フレデリク
Original assignee: Pulsion Medical Systems SE
Current assignee: Pulsion Medical Systems SE
Priority date: 2005-02-18
Filing date: 2006-01-03
Publication date: 2012-02-22
Anticipated expiration: 2026-01-03
Also published as: DE502006009157D1; US8257273B2; ES2361179T3; DE102005007592A1; EP1848329A1; EP1848329B1; US20080146945A1; WO2006087245A1; JP2008529695A; DE202006020941U1

Description

本発明は、少なくとも一つの生物の血流力学パラメータを測定する装置、具体的には生物の心肺の容積と流量を測定する装置に関する。

侵襲的測定手段により得られる希釈曲線により血流力学パラメータを測定する装置は、とりわけ集中治療医術において広範囲に使用されている。ここで言う血流力学パラメータとは、具体的には、心拍出量（CO）、全拡張末期容量（GEDV）、血管外肺水分容量（EVLW）等の容量特性または体積流量特性である。対応システムは市販されていて、常に指示薬として冷気（即ち、冷気塊）の下で動作する。肺動脈を測定箇所とする熱希釈法測定の実施にあたり共に使用され、広く知られている右心カテーテルシステムに加えて、経肺動脈熱希釈法測定（transpulmonary thermodilution measurement）のためのシステムは市場での地位を確立した。

経肺動脈熱希釈法測定のための方法と装置は、とりわけ下記特許文献１及び２ならびにそれらの出願に対して引用された文献に開示されている。
WO 93/21823 A1 WO 01/30237 A1

実測した希釈曲線に基く血流力学パラメータの測定においては、患者固有の異常に基く不正確さや誤差が起こり得る。そのような異常には、右心房の左心房への機能短絡攪乱（いわゆる―右左短絡、RL短絡）、左心室から右心室への機能短絡攪乱（いわゆる―左右短絡、LR短絡）が含まれる。

右心カテーテルを用いた熱希釈法測定のフレームワーク内における左右短絡の測定は特許文献３に開示されている。これに関連して、短絡の測定は、短絡の無い状態で想定される体温の推移と時間経過に伴う体温の推移を比較することによって行われる。短絡のない状態での同一条件下での同じ個体の体温の推移は必ずしも分っていないので、相当低い精度の推定値に過ぎない。心臓自体が本質的に侵襲的測定の対象なので、従来のバルーンカテーテルの形態での右心カテーテルの使用は、殊更に無視し得ない医学的危険を負う。その上、右左短絡の欠陥は、非常に頻繁に発生する一方で考慮されていない。
米国特許第5,595,181号

非特許文献１において、二指標希釈技術を用いた左右短絡の測定、即ち肺動脈測定と大動脈測定を用いた希釈曲線の並行測定が説明されている。ここで、また、右心カテーテルの応用には、医学的危険を伴う肺動脈測定を必要とする。
J.K.G. Wietachによる学位論文能ochDie Doppelindikatordilution zur Quantifizierung von Herzzeitvolumen und Links-Rechts-Shunt bei Patienten mit kongenitalem Vitium cordis"（「生来の心臓疾患を持つ患者における心拍出量と左右短絡の定量化のための二指標希釈（Dual-indicator dilution）」,Goettingen 1995

このような背景において、信頼できる血行動態の観察を保証し、短絡血流を引き起こす心臓疾患を持つ患者においても殆ど間違いがなく、患者に限りなく優しい、生物の血流力学パラメータを測定する装置を創造することが本発明の目的である。

この目的は、本発明の一実施の様態に従い、請求項１に係る装置により成就される。

有利な本発明の実施の形態は、請求項２乃至２７の内の1項に従って構成される。

驚くことに、当該技術に熟練した人にとっても、望ましくは中心静脈カテーテルと動脈カテーテルを有する経肺動脈測定配置の評価ユニットを適切なプログラム技術で構成する（セットアップする）ことは、これに関連して必要とされる右心カテーテルを使用せずに、または実施されるべき肺動脈の測定値に頼ることなく、起こり得る右心から左心への短絡血流（RL短絡）および／または左心から右心への短絡血流（LR短絡）を取得するのに十分である。

これに関連して、一つのモデルは、希釈曲線に対応する関数ｙが、モデルパラメータとして特性時間（characteristic times）を含むいくつかの項を持つ攪乱関数（disruption function）Iの畳み込みとして含まれる基礎として用いられるのが望ましい。これらの項は、単純化のため、右心房をRA、右心室をRV、肺血液量をPBV、血管外熱容量（extravasal thermal volume）をETV、左心房をLA、左心室をLVと記述した理想的混合容量または遅延要素に対応する。
短絡は、心臓内外とともに両方向に向かって起こり得る。

望ましくは、評価ユニットをプログラム技術で確立し、以下のステップを実行する。 (a) 開始点と希釈曲線ｙの希釈ピークを推定する。(b) 平均輸送時間

（ｔは時間変数）と希釈ピーク後の減衰時間DST（y ∝ exp(-t/DST)に対して希釈曲線ｙの指数関数減衰より）を計算する。(c) 平均輸送時間MTTと減衰時間DSTを用いて基本モデルのモデルパラメータを測定する。(e) 心拍出量COと短絡血流比sを計算する。(f) モデルパラメータを含む項を計算する。(g) 血流力学パラメータを計算する。

モデルパラメータの測定は、以下の部分的なステップを用いて有利に行われる：(i) モデル曲線を希釈曲線に適合させる（例えば、レーベンバーグ-マルカート（Levenberg-Marquardt)のアルゴリズムを用いて）。(ii) モデル曲線よりモデルパラメータを測定する。

代替として、モデルパラメータは以下の部分的ステップにより有利に測定することもできる： (i) 希釈ピークに先行して存在する短絡ピークを測定する。(ii) 可及的最大限の範囲を希釈曲線で囲む短絡ピークの下の希釈ピークにおける接線を測定する。(iii) 希釈曲線の開始点の位置と接線に接する接点と短絡ピークと希釈ピークとによって測定されるカーブパラメータを用いてモデルパラメータを推定する。

好適な一実施の形態によれば、中心静脈カテーテルと動脈カテーテルが備えられているが、本発明の代替の実施の形態においても、例えば、ティンパノメトリック（tympanometric）温度測定場所に依ったり、または光学的手法に依り非侵襲性な手法で動脈信号を検出するか、および／または中心静脈でなく末梢的な方法でシステム攪乱を引き起こすことにおいて有利である。後者の場合においては、末梢的なきっかけの結果としてどのような追加的遅延が考慮されるべきかが単に分るか十分な近似をもって推定できるかが必要なだけである。

基本的には、攪乱は、熱の導入、「冷気の導入」（冷気塊の注入）、塩化リチウムの注入（LiCL）、インドシアニン・グリーンの注入（ICG）、その他の指示薬の使用により発生する。

攪乱関数は、基本的には所望のいかなる経過（但し、十分な正確さをもって知られるもの）をも取り得る。例えば、擬似確率的分布も可能である。

基本的には、本出願の枠組み内で説明または示唆される発明のいかなる変形は、個別の事例における経済的、技術的条件次第で、とりわけ有益になり得る。特に異議が唱えられない限り、また技術的条件において可能な限り、各実施の形態における個々の特長は互換性を有し、互いに組み合わせ可能である。

以下に、本発明の好適な実施の形態を図面を用いながら詳細に説明する。ここで、図面は単に概要を示すものとする。

図1に示す装置は、中心静脈カテーテル11を有し、患者の上部大静脈10への冷気塊の注入を可能とする。基礎的な攪乱関数の評価を可能な限り正確に、可能な限り精密に表すことを可能にするために、所定の注入液温度、注入液量、および注入時間（可能な限り短く選択される）の順守、即ち同じものの検出が推奨される。評価ユニット14に一体化された好適な定量ポンプ15によって、これを自動的に実行することもできる。一方で、手動で行うボーラス注入も可能である。

動脈カテーテル12（図1には測定場所のみマーキングによって示される）は、評価ユニット14に接続される温度センサ13を有し、時間依存の温度信号を検出し、これによりプログラム技術の観点から見て適切に装備された評価ユニット14におけるシステム応答として熱希釈法曲線yを獲得し、更に処理する。

冷指示薬は、注入点10から、心臓1の右心房2と左心室3を通過し、肺動脈4を経由して肺循環5を通過し、血管外熱容量（ETV、血管外肺水分容量EVLWに略等しい）を伴い、左心房6、左心室7、および大動脈8を通過して測定点12に移動する。

冷指示薬の適用の代わりに、循環において攪乱を引き起こす方法として、現実に公知の他の方法もまた有利に使用される。例えば、熱パルスは中心静脈カテーテル11を経由して導入することができ、その目的のために後者は適当な加熱物質を備えることができる。更に、光学的に検出可能な試薬の注入も可能であり、そこでは動脈カテーテル12は、システム応答を測定するために、濃度測定のための光ファイバセンサを備えることが可能である。

図2を用いて、心臓1において発生する可能性のある短絡血流について再度説明する。もしも、右心房RAと左心房LAの間で右左短絡（RL短絡）が発生すれば、血液の一部は肺循環5を流れず（同様に考慮に入れるべき血管外熱容量ETVを伴った肺血液量PBVにより、図2において明らかであるが）、それ故に酸素が供給されず、このことは更なる診断に関する検討事項において重要性を持つ。もしも、左心室LVと右心室RVの間で左右短絡（LR短絡）が発生すれば、酸素供給された血液の一部は体の血液循環9に流れ込まず、それ故に心拍出量COに影響を及ぼさないことになる。

本発明によると、心拍出量および／または他の血流力学パラメータの計算において、起こり得るこれらの短絡血流のうちの少なくとも一つを考慮にいれることは、評価ユニット14をプログラム技術で構成する（セットアップする）にあたって実行される。

図3は、血流力学容量の計算において右左短絡を考慮するにあたり、評価ユニット14をプログラム技術で構成する（セットアップする）のに適切なモデルを示す。右心房RA、右心室RV、肺血液量PBV（血管外熱容量ETVを伴うことも考慮に入れる）の一連の流れと左心房LAと左心室LVの総計が考慮される。右左短絡は、右心室RVおよび肺血液量PBVに並列接続される（図2参照）。

特性時間τ₁を有する第1の理想的混合容量V1は右心房RAに割り当てられ、特性時間τ₂を有する別の（第2の）理想的混合容量V2は右心室RVに割り当てられ、特性時間τ₃と遅延要素（"delay"）D3を有する第3の理想的混合容量V3は肺血液量PBVと血管外熱容量ETVの総計に割り当てられ、特性時間τ₄を有する第4の理想的混合容量V4は左心房LAと左心室LVの総計に割り当てられる。特性時間τ_nは、容量Vnとこの容量を通過する容量流Qnに対応する商として定義付けられる。

心臓の右左半分における線形遅延は、システム応答（"output"）yに対して等しい効果を有するので、対応する効果は遅延要素（"delay"）D0に結合される。遅延要素D0は、修正された開始時間を選択することにより考慮することができる。

システム応答（"output"）yに対して以下の式が適用される。
y = I * D0 * V1 * (s・δ+(1-s)・V2 * D3 * V3) * V4
ここで、畳み込み演算子*、入力関数（"input"）即ち攪乱関数I、ディラック関数δ、短絡比（短絡と心拍出量の比）s：＝RLshunt/CO とする。

測定した希釈曲線yに関して、右左短絡が発生した場合の典型的な進行が図4に略述されるが、2つの部分に分解される。肺循環5を通過する血液の液体成分は短絡血流のない理論曲線y_uによって説明される。他の液体成分は、短絡に起因し、下式の理論短絡曲線により説明される。
y_s = y - y_u
短絡比s＝RLshunt/COは、短絡曲線y_sの積分と測定した曲線yの積分の商に相当する。

攪乱関数Iは、理想的に短い注入時間と試薬量mを有するディラックのデルタ関数になると考えられ、以下の式で表される。
I = (m/CO)・δ(t) = ｃ_０・δ(t)
以下の式は時定数に対して適用され、
τ1 = V1 / CO
τ2 = V2 / ((1-s)・CO)
τ3 = V3 / ((1-s)・CO)
τ4 = V4 / CO
これにより、以下の式が得られる。

ここで、d0とd3は遅延要素D0とD3にそれぞれ対応する特性時間を表す。初期濃度ｃ_０は希釈曲線の積分により測定され、以下となる。

最大容量V3に関しては、指数関数的減衰y ∝ exp(-t/DST) の時定数DST（下降時間）の特性時間τ₃は希釈ピーク後の希釈曲線yと同等になり、以下となる。
τ3 = DST
平均輸送時間MTTは、以下の式

に従い、希釈曲線より測定され、特性時間τ₁, τ₂, τ₃, d3, τ₄の合計値に等しく、結果として以下が得られる。
τ3 = MTT−DST−τ1−τ2−d3

右左心室および右左心房に関しては、簡素化された定容量条件が割り当てられ、例えば、
τ1 = 0.6・τ2
τ4 = 1.3・τ2
である。残りのモデルパラメータs, d0, d3は、適応アルゴリズム曲線（例えば、レーベンバーグ-マルカート（Levenberg-Marquardt)のアルゴリズム）により測定することが望ましい。

上記の方程式に従って測定されるモデルパラメータにより、評価ユニット14は、従来技術において可能である以上に少ない誤差偏差で種々の血流力学パラメータを計算することができる。
心拍出量（CO）は、
CO = m / c₀
肺熱容量（PTV）は、
PTV = V3 =τ3・(1-s)・CO
胸郭内熱容量（ITTV）は、
ITTV = V1+V2+V3+V4 = (τ1+τ4)・CO+(τ2+τ3)・(1-s)・CO
全拡張末期容量（GEDV）は、
GEDV = V1+V2+V4 = (τ1+τ4)・CO+τ2・(1-s)・CO
胸郭内血液量（ITBV）は、
ITBV = a・GEDV + b = a・((τ1+τ4)・CO+τ2・(1-s)・CO)+b
血管外肺水（EVLW）は、
EVLW = ITTV−ITBV
= (τ1+τ4)・CO+(τ2+τ3)・(1-s)・CO−a・((τ1+τ4)・CO+τ2・(1-s)・CO)+b
心臓指数（CFI）は、
CFI = CO / GEDV = 1 / (τ1+τ4+τ2・(1-s))
である。

評価ユニット14をプログラム技術でセットアップするにあたって、以下のように計算操作を実行すれば有利である。希釈曲線yの開始点と適切な判定基準による希釈ピークを推定した後に、これは最新技術に基づいて行われるが、平均輸送時間MTTと減衰時間DSTが計算される。モデル関数は、可及的最小限の偏差を持つ好適なアルゴリズムによる測定技術によって測定される希釈曲線に適合する。心拍出量COと短絡比sは、適合されたモデル関数のモデルパラメータによって計算される。続いて、モデル容量と他の血流力学パラメータが計算される。

もし、評価ユニット14の処理装置機材に制約があれば、評価ユニット14をプログラム技術でセットアップするにあたって、代替として、基本的に以下のように計算操作を実行すれば有利である。希釈曲線yの開始点と適切な判定基準による希釈ピークを推定した後に、これは最新技術に基づいて行われるが、平均輸送時間MTTと減衰時間DSTが計算される。熱希釈ピークの前に位置する短絡ピークは、可及的最大領域を希釈曲線yで囲む短絡ピークの下の希釈曲線yに対する接線（図4中の破線）として測定される（図4参照）。特性モデルパラメータは、特性曲線パラメータにより導かれ、例えば、開始点、希釈ピークの最大点、短絡ピークの最大点、希釈曲線yの下の領域の接線の接点、希釈曲線yの下の領域および接線である。短絡のない場合の曲線y_uは接線の下に位置する。希釈曲線の下の領域によって分割された接線と希釈曲線yとの間の領域は、右左短絡に対する低めの近似値になる。回帰またはモデル方程式を解くことにより、更なる修正とモデルパラメータが測定される。心拍出量COと短絡比sは、モデルパラメータによって計算される。続いて、モデル容量と他の血流力学パラメータが計算される。通常は、希釈ピークに先立つ追加のピークは常に右左短絡と考えられる。極端な場合、右左短絡ピークは希釈ピークの約150％も高くなることがある。

図6に示されるような希釈ピーク後の指数関数的減衰の早目の終焉は、左右短絡であることが想定される。ここでは、左右短絡を通常は希釈ピークの30％以下の状態で生ずる体の循環9を通る通常の再循環と区別することに注意を払うべきである。

左右短絡に考慮するためには、右左短絡の測定に関して評価ユニット14において実行されるのと基本的に同様な計算操作を行うことが有利である。図5に示されるように、再び、右心房RA、右心室RV、肺血液量PBV（血管外熱容量ETVを伴うことも考慮に入れる）の一連の流れと左心房LAと左心室LVの総計が考慮される。逆流方向の左右短絡は、右心室RV、肺血液量PBV、左心房LAと左心室LVの総計と並列接続される。簡略化のため、いくつかの小容量は時間遅延を伴う共通容量にシミュレートされる。
特性時間τ₁を有する第1の理想的混合容量V1は右心房RAに割り当てられ、特性時間τ₂を有する別の（第2の）理想的混合容量V2は右心室RVに割り当てられ、特性時間τ₃と遅延要素（"delay"）D3を有する第3の理想的混合容量V3は肺血液量PBVと血管外熱容量ETVの総計に割り当てられ、特性時間τ₄を有する第4の理想的混合容量V4は左心房LAと左心室LVの総計に割り当てられる。特性時間τ_nは、容量Vnとこの容量を通過する容量流Qnに対応する商として定義づけられる。

システム応答（"output"）yに対して以下の式が適用される。
y = (I * D0 * V1+y・LRshunt・δ)・V2 * D3 * V3 * V4
ここで、畳み込み演算子*、入力関数（"input"）即ち攪乱関数I、ディラック関数δ、左右短絡Lrshunt とする。

１次近似において、攪乱または入力関数（"input"）Iはディラックのデルタ関数δ、即ち、消失する持続時間を持つと考えられる。しかしながら、通常、注入は約２秒持続する。短絡の計算において、これは大きな誤差を招き得る。それ故、この代替として、本発明によれば、攪乱関数Iに対して注入期間pの間一定の流量1/pを割り当てることが可能であり、従って、攪乱関数Iを2つの異なるヘヴィサイドステップ関数として以下のように表すことが可能である。
I = (σ(t)−(σ(t−p))/p

本発明の更なる有利な展開によれば、左右短絡および右左短絡は、拡張モデルと多次元曲線適用によって同時に考慮することができ、更に、体の循環9を通る再循環をも有利に考慮することができる。関連する流れ図を図7に示す。

特性時間τ₁を有する第1の理想的混合容量V1は右心房RAに割り当てられ、特性時間τ₂を有する別の（第2の）理想的混合容量V2は右心室RVに割り当てられ、特性時間τ₃と特性時間d₃を有する遅延要素（"delay"）D3を有する第3の理想的混合容量V3は肺血液量PBVと血管外熱容量ETVの総計に割り当てられ、特性時間τ₄を有する第4の理想的混合容量V4は左心房LAに割り当てられ、特性時間τ₅を有する第5の理想的混合容量V5は左心室LVに割り当てられる。特性時間τ_nは、再び、容量Vnとこの容量を通過する容量流Qnに対応する商として定義づけられる。

心臓の右左半分における遅延成分は、再び、遅延要素（"delay"）D0において集約された効果であるが、修正された開始時間を選択することにより考慮することができる。

短絡比s_lを有する左右短絡は、右心室RV、肺血液量PBV、左心房LAおよび左心室LVに、逆流方向で並列接続される。短絡比s_rを有する右左短絡は、右心室および肺血液量PBVに並列接続される。再循環rに関しては、特性時間τ₆を有する第6の理想的混合容量V6は全身血液量SBVと特性時間daを有する遅延要素（"delay"）D3に割り当てられる。

システム応答（"output"）yに対して以下の式が適用される。
y = (I*D0+r・y*D6*V6)*(V1+sl・y)*(srδ+(1-sr)・D3*V2*V3)*V4*V5
即ち、
y = (1-s_r) y_u + s_r・y_sr + s_l・y_sl + r・y_r
ここで、短絡箇所を通過しない血液の液体成分は、短絡のない理論曲線y_uにより説明され、右左短絡に起因する液体成分は理論短絡曲線y_srにより説明され、左右短絡に起因する液体成分は理論短絡曲線y_slにより説明され、再循環に起因する液体成分は理論短絡曲線y_srにより説明される。

平均輸送時間は、再び、連続した流れの時定数の合計に相当する。
MTT = τ1 +τ2 + d3 +τ3 +τ4 +τ5

もし、心臓の全容量がVhで表され、第１再循環経路のみが考慮されるとすると、以下の式が得られ、

となり、最終的に、以下のようになる。

一般的には、上述のように、塩化リチウムやインドシアニン・グリーンのような非拡散血管内試薬も使用される。非拡散血管内試薬が使用される場合、心拍出量（CO）と全拡張末期容量（GEDV）は測定されるが、血管外肺水分容量（EVLW）は測定されない。ここで、上述のアルゴリズムに比較してアルゴリズムは基本的には不変であるが、最大胸郭内分散容量が胸郭内熱容量ITTV（冷試薬の場合）に代わる胸郭内血液量ITBV（塩化リチウムおよびインドシアニン・グリーン試薬の場合）に相当する例外を除く。

本発明に係る装置の最も重要な構成要素の配置を伴う心臓血管システムの概略図。起こり得る短絡血流の回路概略図。本発明に従う基本型として使用できるモデルに従う右左短絡を考慮に入れた回路概略図。希釈ピークに先行する右左短絡に起因するピークを有する希釈曲線y(t)の概略図。本発明に従う基本型として使用できるモデルに従う右左短絡を考慮に入れた回路概略図。希釈ピークに後続する左右短絡に起因する平坦部を有する希釈曲線y(t)の概略図。本発明に従う基本型として使用できるモデルに従う右左短絡、右左短絡および再循環を考慮に入れた回路概略図。

Claims

生物の少なくとも一つの血流力学パラメータを測定する装置であって、
生物の心臓血管システムへの攪乱関数と静脈血に関して定義された効果とによって特徴づけられる攪乱を引き起こす手段を有する心臓外作用ユニットと、
前記攪乱関数によりもたらされる前記心臓血管システムのシステム応答を特徴づける、動脈血の物理的変量の関数としての、測定信号を生成するセンサ装置(13)と、
前記測定信号を連続的に読み取る入力チャンネルを有する評価ユニット(14)であって、プログラム技術によって、前記測定信号の時間経過に応答する希釈曲線yから前記血流力学パラメータを計算するように構成され、これにより、起こり得る生物の心臓の右半分から左半分への短絡血流（RLshunt）及び心臓の左半分から右半分への短絡血流（LRshunt）の少なくとも一方を考慮するようになされた前記評価ユニット(14)と
を具備し、
前記血流力学パラメータを計算するために、生物の心臓血管システムおよび肺循環システムのためのモデルが基本型として用いられ、その基本型は、いくつかのシステム要素の一連の流れを構成し、短絡血流を考慮するために少なくとも一つのシステム要素は並列接続され、前記評価ユニット(14)のプログラム技術による構成は、このモデルに対応するシステム応答のモデル関数から導かれる計算操作を備え、
前記モデル関数は、直列に接続されたシステム要素と前記攪乱関数とを組み込んだ数学的畳み込み項を含むことを特徴とする装置。
前記評価ユニット(14)の前記プログラム技術による構成は、血流力学パラメータとして以下の変量、
心拍出量CO
肺熱容量PTV
胸郭内熱容量ITTV
全拡張末期容量GEDV
胸郭内血液量ITBV
血管外肺水EVLW
心臓指数CFI
のうちの少なくとも一つを計算する機能を有する、請求項１の装置。
前記モデル関数の各項は、それぞれの例におけるモデルパラメータとしての特徴的な時間を有する、請求項１の装置。
前記いくつかのシステム要素の一連の流れは、少なくとも一つの遅延要素を持ついくつかの理想的混合容量の一連の流れとしてモデル化される、請求項３の装置。
基本的なモデルにおける前記一連の流れのシステム要素として、
第１の理想的混合容量が、生物の右心房ＲＡ(2)に、
第２の理想的混合容量が、生物の右心室ＲＶ(3)に、
第３の理想的混合容量が、生物の肺血液量ＰＢＶと血管外熱容量ＥＴＶの総計と遅延要素に、そして、
少なくとも第４の理想的混合容量が、生物の左心房ＬＡ(6)と左心室ＬＶ(7)の総計に、
それぞれ割り当てられる、請求項４の装置。
前記評価ユニット(14)のプログラム技術による構成は、前記希釈曲線yの開始点を推測する機能を有し、前記希釈曲線yから時間tにより、下記式による平均輸送時間MTTを測定する機能を有し、

ここで、前記平均輸送時間MTTは、前記評価ユニット(14)のプログラム技術による構成において、前記遅延要素とともに前記第１、第２、第３、第４の理想的混合容量の特徴的な時間の合計として考慮される、請求項５の装置。
前記評価ユニット(14)のプログラム技術による構成は、希釈ピークを認識する機能と前記希釈ピーク後の前記希釈曲線yの指数関数的下降から、時間tを用いた下記式
y ∝ exp(-t/DST)
に係る指数関数的減衰時間DSTを測定する機能を有し、前記指数関数的減衰時間DSTは、前記評価ユニット(14)のプログラム技術による構成において、前記第３の理想的混合容量の特徴的な時間として考慮される、請求項５又は６の装置。
前記第１、第２、第３、第４の理想的混合容量の特徴的な時間のそれぞれ互いに対する一定の比率が、前記評価ユニット(14)のプログラム技術による構成において提供される、請求項５乃至７の何れかの装置。
前記評価ユニット(14)のプログラム技術による構成は、計算により前記希釈曲線yに対するモデル関数の一つに対応するモデル曲線を近似することにより前記特徴的な時間を測定する機能を有する、請求項５乃至８の何れかの装置。
計算による、前記希釈曲線yに対するモデル関数に対応するモデル曲線の前記近似は、レーベンバーグ-マルカート（Levenberg-Marquardt)のアルゴリズムを用いて実行する、請求項９の装置。
前記評価ユニット(14)のプログラム技術による構成は、前記希釈ピークに先行する前記希釈曲線yの追加のピークとして短絡ピークを測定する機能を有し、短絡ピークが存在しない場合は、生物の右心房RA(2)から左心室LV(7)への短絡血流は存在しない状態として提示される、請求項１乃至１０の何れかの装置。
前記評価ユニット(14)のプログラム技術による構成は、可及的最大領域を前記希釈曲線yで囲む前記短絡ピークの下の前記希釈曲線yに対する接線を測定する機能を有する、請求項１１の装置。
前記評価ユニット(14)のプログラム技術による構成は、前記希釈ピーク後の前記希釈曲線yの指数関数的下降の終りにおいて希釈曲線yの数値を測定する機能を有し、測定された数値が希釈ピークにおいて希釈曲線yの所定の数値比を超える場合、生物の左心室から右心室への短絡血流の存在が状態として与えられる、請求項１乃至１２の何れかの装置。
前記所定の比率は、少なくとも３０％である、請求項１３の装置。
下記の形式を有するディラック関数
Ｉ = ｃ₀・δ(t)
が、前記評価ユニット(14)のプログラム技術による構成において、攪乱関数として割り当てられ、δはディラックのデルタ関数、ｃ₀ は係数である、請求項１乃至１４の何れかの装置。
前記係数ｃ₀ は、
ｃ₀ = m/CO
の式により、指示薬量mと生物の心拍出量COの商と見なされる、請求項１５の装置。
前記評価ユニット(14)のプログラム技術による構成は、時間tに対する前記希釈曲線yの積分値

として前記係数ｃ₀ を測定する機能を有する、請求項１５又は１６の装置。
２つのステップ関数の差が下記式により前記攪乱関数として見なされ、
I = (1/p)・[σ(t)−σ(t−p)]
σはヘヴィサイドステップ関数であり、pは中心静脈血に関して定義された効果の持続時間である、請求項１乃至１７の何れかの装置。
前記心臓外作用ユニットは、中心静脈カテーテル(11)である、請求項１乃至１８の何れかの装置。
前記センサ装置（13）を備えた動脈カテーテルを有する、請求項１乃至１９の何れかの装置。
前記攪乱を導く手段は、静脈血において温度変化をもたらす手段であり、血液循環のシステム応答を特徴づける物理的変量は動脈血の温度である、請求項１乃至２０の何れかの装置。
前記攪乱を引き起こす手段は、中心静脈血に対する温度インパルスを発するための加熱手段を備える、請求項２１の装置。
血液循環において攪乱を引き起こす手段は、静脈血に冷気塊を注入する手段を備える、請求項２１の装置。
前記攪乱を引き起こす手段は、静脈血に指示薬を注入する手段を備え、血液循環のシステム応答を特徴づける物理的変量は、静脈血における指示薬濃度である、請求項１乃至２０の何れかの装置。
血液循環中に前記攪乱を引き起こす手段を制御するための制御ユニットを更に備える、請求項１乃至２４の何れかの装置。