JPH02504596A - 患者の心臓出力を改善するための装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 −の　　　′　び 皮丘上！ 本発明は低レベルの心臓出力を有する患者の循環系を高めるための装置に関する 。特に、本発明は、患者の心臓サイクルに関係した態様で胸肉の圧力を制御する ことにより心臓出力を高めるための装置及び方法に関する。

１１孜Ｉ 通常、急性の心臓呼吸不全を有する患者に適用される機械的な吸息（Ｉ！極的な 圧力による肺膨張）は、肺を膨張させ、気道の圧力を増加し、そして平均の胸肉 の圧力を増加させる。しかしながら、機能的な肺の容積のこの増加から患者によ ってもたらされる利益は、胸肉の圧力の増加により実際相殺される。なぜならば 、後者は、心臓への静脈の戻りにおける減少、右心房の経壁圧（右心室充填圧力 ）の減少を生成し、そして右心室の脈拍出力を制限するからである。肺動脈の肺 循環が、右心室から左心室への導管として働き、かつ右心に対して高いキャパシ タンスを有するので、左心房の経壁圧（左心充填圧力）及び左心室の脈拍出力は 同様に減少する。右心に対するこの影響の２〜５の鼓動の相の遅延がある。これ は、積極的な圧力の肺の膨張が連続的（ＣＰＰＶ）もしくは間欠的（ＩＭＶ）の いづれかで与えられる機械的な通気中にすべての患者における減少された心臓出 力の主な機構である。

一般に、心臓出力は、機械的な通気中、５０〜７５％だけ減少され得、このこと は、器官の血の流れ、組織の潅流（ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ）、及び患者の生存に深 い影響を有し得る。さらに、心臓出力における衰退は、機能的な血液減衰量の硬 化、心筋虚血及び梗塞形成、減じられた血管運動の調子、−回呼吸量の大きい呼 吸、延ばされた吸息時間、そして積極的な終わりの呼気圧力の適用（酸素付加及 び肺動脈のガス交換を維持するために急性の呼吸不全を有する患者に遍在的に与 えられる）を一層悪くするであろう。

大動脈の脈拍圧及び平均の動脈の血圧における変化もまた積極的なもしくは陽性 の圧力の吸息を生じ得る０例えば、ピークの積極的な圧力の吸息は、肺循環の直 列の耐性において正味の増加を生じる。肺循環が右心及び左心の出力を機械的に 結合するので、通常の低速で高容量の機械的な通気（すなわち、ＣＰＰＶ、　Ｉ ＭＶ）で生じるもののような、肺血管の耐性における増加は、右心室の抽出を妨 げ、右心室の大きさ及び壁応力を増加して、心筋虚血を生成する。減少された右 心室の抽出は、肺の血液流を減速し、左心室の充填を減少し、右心室及び左心室 の妨害の状態を作る。このことは、減少された左心の前負荷（過膨張された右心 室による左心室の容積内への侵入に起因する減少した左心室充填）及び減少した 左心の抽出をもたらす、この方法で、通常の機械的な通気は、右及び左心室の作 用の直列及び並列の双方の関係を変えることによって深遠な心臓循環の悪化作用 を生じ得る。

肺胞の流路にパルス波もしくは脈拍波の電波時間中に、パルス同期した信号の助 けを借りて呼吸ガスの圧力を瞬時的に減少し、次に、該減少に先立って存在した 圧力を直ちに再創設することにより、機械的な吸息の循環に与える不利な影響を 軽減するためのいくつかの試みがある。

パルスもしくは脈拍の適切な同期は心臓の左肩の充填を援助する。このことは幾 分利益があるが、増加した平均の胸肉圧力に対して従属的な、減少した双方の心 室の前負荷の全問題を扱ってはいない。

免囚−の一驚示 本発明の主な目的は、心臓圧力を増加させるために胸肉圧力において絶えずくつ かえさえるタイミングを取られた増加を使用することにある。

本発明のもう１つの目的は、心臓循環を、抑圧するよりもむしろ、援助するよう 機械的な呼吸を用いることである。

本発明のさらなる目的は、心臓充填及び抽出を、除外するよりもむしろ援助する であろう心臓周期中の時点で胸肉圧力を増加させるよう圧力インパルスを与える ことである。

本発明の方法によれば、改善された心臓循環系の援助は、患者の心臓周期におけ る心室の抽出の発症を検出し、前記心室の抽出の発症に対して相対的な相で患者 の胸肉の圧力を選択的に増加させることにより患者に与えられる。この方法はさ らに、心臓循環出力を監視する段階と、前記心臓出力を最大にするように前記心 室の拍出の発症に対する胸肉圧力の増加の相対的な相を調節する段階と、を含ん でいる。前記胸肉の圧力を選択的に増加させる前記段階は、正の整数であるＮの 心臓周期ごとに一度行われる。

本発明によれば、患者の心臓出力を改善するための装置は、患者の心臓周期にお ける心室の抽出の発症を検出するための検出手段と、患者の胸肉圧力を選択的に 増加させるための圧力増加手段と、前記検出手段に応答して、前記心室の抽出に 対して相対的な相で前記圧力増加手段を附勢するための制御手段と、を含んでい る。この装置は、さらに、前記装置が心臓出力を改善する範囲を確かめそれを示 す出力信号を提供するための心臓循環系監視手段を含み得る。該装置は、また、 前記出力信号に応答して、前記心臓出力が最大となるよう前記検出手段に応答す る前記制御手段の附勢を遅延させるための遅延手段をも含み得る。装置はまた、 前記検出手段に応答してＮの心臓周期ごとに出力を提供する配分手段をも含み、 この場合、前記制御手段は該配分された出力に応答する。

このように本発明によれば、患者の胸肉圧力は、心室の抽出と同時に、すなわち 、等容性収縮中に（僧帽弁の閉成と大動脈弁の開放との間の時間）増加される。

これは、これまた呼吸を援助する機械的な呼吸器により行われても良いし、患者 の胸を取り巻くブラダもしくは胸肉への埋め込みのような他の手段により行われ ても良い。

機械的な吸息が、２５０〜３５０ミリ秒に短縮され（従って、全呼吸周期もしく はサイクルは心臓周期もしくはサイクル内に生じる）、そして心室の抽出の発症 を記す（連続的に記録されるＥＣＧのＲ波の後４０〜１００ミリ秒）心臓周期内 の特定の点に同期されるならば、次に、肺の膨張、及び心臓周期と同調して生じ る平均胸内圧力における増加が、左心室の前負荷を維持し、それにより増大され た心臓出力のモードを提供するように用いられ得る。さらに、平均胸内圧力の増 加が右及び左心室の抽出中に生じるので、心筋層が働かなければならない経壁圧 勾配（ピークの心室収縮期圧カー大動脈圧力）は減少される。このように心室後 負荷は減少され得、そしてこのことは、減少された心筋層壁の応力並びに減少さ れた心筋層の酸素消費に帰結し得る。この通気モードは、心筋層の節約効果を提 供し得る。胸肉圧力が、各心臓周期の弛緩期の相中の最下点にあるので、心室前 負荷（充填）は、鼓動対鼓動ベースで増大される。正味の効果は、増大された心 臓出力及び減少された心筋層の仕事である。

図面の簡単な説明 本発明のさらなる目的、特徴及び長所は、図面と共に以下の詳細な説明を考慮す れば明瞭となるであろう。

第１図は、本発明による装置のブロック図；第２図は、患者の回りに置かれ、胸 肉圧力を増加するために用いられ、そして第１図の装置とともに用いるためのブ ラダを示す図； 第２Ａ図は、第１図の連続的な出力モニタの実施例の要素を示す図； 第３図は、第２図及び第２Ａ図の装置が、第１図の装置に接続され得る態様を示 す図； 第４Ａ図〜第４Ｅ図は、第１図の装置の動作の第１のモードが開始されるときの 生理学的なパラメータの相互関係を示す図； 第５Ａ図〜第５Ｅ図は、第１図の装置の動作の第１のモードから第２のモードへ の変更を示す、第４Ａ図〜第４Ｅ図と同様の図； 第６Ａ図及び第６Ｂ図は、第１図の装置のマイクロプロセッサにより用いられる プログラムのフローチャートを示す図； 第７図は、第６図のフローチャートで用いられる第１のサブルーチンのフローチ ャートを示す図；第８図は、第６図フローチャートで用いられる第２のサブルー チンのフローチャートを示す図；である。

図７７）ＩＪＩ’、Ｌ説−明 第１図を参照すると、本発明によるシステム１０は、患者の心臓周期に同期され る短期間高周波気圧パルスを提供する。システムは、マイクロコンピュータ１２ によって制御される。マイクロコンピュータ１２は、マイクロプロセッサ２０に 接続されるクロック１４．ＲＡＭ１６及びＲＯＭ１８を含んでいる。マイクロプ ロセッサ２０は、入力／出力ボート２４にも接続される、内部データ母線２２に インタフェースされる。内部母線２２はまたＣＲＴまたは他の適切なディスプレ イであって良い表示ユニット２８を制御する表示制御器２６にも接続される。第 ４Ａ図〜第４Ｅ図及び第５Ａ図〜第５Ｅ図に関して以後述べられるように、内科 医または他の健康管理の専門家がシステムの動作を監視しかつ最適にするのを可 能にするための適切な波形が表示ユニット２８上に表示され得る。

さらに、キーボード３０によって入力され、そしてマイクロコンピュータ１２の マイクロプロセッサ２０にインタフェースされるデータ及び他の情報も表示され 得る。

第１図には示されていないが、マイクロコンピュータ１２は、ＰＣ型であっ′Ｃ 良く、そして付加的なデータ記憶能力のためのディスク・ドライブ（図示せず） を有し得る。ディスク・ドライブは、ファイルの保管能力をもたらすフロッピデ ィスクを用いる型であって良い、さらに、マイクロコンピュータ１２は、プリン タのためのインタフェースを有し得る。

患者の心臓の鼓動を示す電気信号は、心電計のリードによってシステム２０に与 えられる。これらリードは、Ｒ＾リード３２、ＬＡリード３４及びＬＬリード３ ６含んでいる。これら３つのリードの２つは、入力リード選択器４０によって分 離増幅器３８に接続される１分離増幅器３８は、心電計にとって適している既知 のいくつかの増幅器のいずれでも良い、入力選択器４０は、ドライバ４２からの 論理信号によって制御されるスイッチング装置から成る。ドライバ４２は、ボー ト２４がらの外部のデータ母線４４に接続される。従って、第６図を参照して以 下に説明するように、キーボード３０での適切な入力もしくはエントリが用いら れ、３つのリード３２．３４及び３６のうちの２つが任意の特定の時間点におい て分離増幅器３８の入力に接続されるのを選択し得る。

分離増幅器３８の出力は、アナログ−ディジタル変換器４６に与えられる。アナ ログのマルチプレクサ入力を有する変換器４６は、１つ以上のアナログ信号をデ ィジタル形態に変換するために用いられる。変換器４６は、入力のすべてが変換 され得るように、充分に高い変換速度（ｃｏｎｖｅｒｓｉｏｎ　ｒａｔｅ）を有 し、これにより入力信号が正確にディジタル形態で表わされるのを可能にする。

変換器４６のディジタル出力は、データ母線４４によってポート２４の適切な入 力端子に与えられる０次にマイクロプロセッサ２０は、ＲＡＭ　１６内にディジ タル信号を記憶する作用を行う、これら信号は、結局、表示ユニット２８上に表 示を与える際の使用のために内部データ母線２２によって表示制御器２６に与え られる。

分離増幅器３８の出力はまたＲ−波（Ｒ−ｗａｖｅ）検出器４８にも与えられる 。Ｒ−被検出器４８は、分離増幅器３８によって与えられる信号の微分係数もし くは勾配の符号の反転を認識する通常のピーク検出器を含んでおり、そしてかか る反転が生じたときに短いディジタル出力パルスを出力する。かかる符号の反転 のために波形を評価することに先立って、Ｒ−被検出器４８への内部のフィルタ がＰ及びＴ波形をろ渡して取り除くために用いられ、これにより、ＱＲＳ群の周 波数成分のみがピーク検出器に通される。

Ｒ−被検出器４８の出力は、カルジオタコ回路５０に与えられる。カルジオタコ 回路５ｏは、患者の心拍数を表わすディジタル出力をデータ母線４４上に与える 。このことは、カウントを増大するために所定の時間期間、カルジオタコ回路５ ０内のアップ／ダウン計数器内にＲ−被検出器４８の出力を出し、次に、カウン トをゼロに減少させるために所定の時間期間、同じアップ／ダウン計数器内に既 知の周波数のクロックからのパルスを出すことによって達成され得る。かかるカ ルジオタコ回路は、当該技術分野において良く知られている。

Ｒ−被検出器４８の出力はまたソレノイド駆動回路５２にも与えられる。駆動回 路５２は、ソレノイド制御弁５６のソレノイドを動作させ、圧力調整器５８の出 力からのガスの量が弁５６を通るのを可能にするようちょっと開かせる。調整器 ５８への高圧入力は、システム１０が患者にインタフェースされる態様に依存し て、適切であり得る、空気源または空気と酸素の混合源（図示せず）に接続され る。

駆動回路５２は、データ母線４４上に与えられるマイクロコンピュータ１２から の信号に応答する。しかしながら、上述したように、Ｒ−被検出器４８の出力は また回路５２にも与えられる。Ｒ−被検出器４８からのパルスは、単独では回路 ５２を附勢しない０代わりに、所定の遅延間隔が開始し、その間隔中に、もし、 適切な信号がデータｔ！１４４を通り回路５２によって受信されたならば、駆動 回路５２は、ソレノイド５４を附勢する。この作用を行うための適切な論理回路 は、当該技術分野において良く知られている。

弁５６の出力は、圧力管路６０に接続される。圧力溜めまたはバラスト（安定器 ）６２もまた弁５６からの空気の脈動（パルス）をいくらか平滑化するのを提供 するために管路６０に接続され、これにより、患者に対してより安楽感を提供す る。

管路６０は、出力圧力モニタ６４に接続される。モニタ６４は、患者にシステム １０をインタフェースするために用いられる出力圧力管路６２内のゲージ圧を表 わすアナログ信号を与えるための適切なトランスデユーサを含んでいる。モニタ ６４内の圧カドランスデューサのアナログ出力は、マイクロコンピュータ１２に よって処理され得るディジタル型に変換される目的のために変換器４６に与えら れる。従って、適切なデータがＲＡＭ　１６内に記憶されたならば、アナログ圧 力波形が表示ユニット２８上に表示され得る。さらに、患者の安寧にとって有害 な状態が発生した場合に医療スタッフにそれを知らせ、ＲＯＭ１８に格納されて いるプログラムの制御下で、かかるどんな発生をも軽減もしくは修正するための 自動応答を開始するために、警報スレショールドが設定され得る。

連続的な心臓出力モニタ６６（第３図）は、アナログ−ディジタル変換器４６の １つの入力にアナログ信号を与える。圧力モニタ６４の場合と同様、出力モニタ ６６は、警報作用を行うために用いられ得、すなわち患者の健康にとって有害な 状態が存在するということを信号が示すようなものである場合に、システムｌＯ の所定の動作変化を行うために用いられ得る。

第２図を参照すると、出力管路６２は、適切な救助用ばんそうこ７２によって患 者７０の胸（胸部）の回りに締め付けられる、膨張させられる圧力ジャケットま たは袋６８に接続される。患者をシステム１０にインタフェースするために、ふ くらまされる袋を使用すれば、健康な組織を全く冒さないという極端な長所があ る０袋６８は、衝撃を扱うために用いられるもののような、または高加速度状態 下で人体の血液配分を制御するために高性能の航空機のパイロットによって用い られるもののようないくつかの良く知られた袋（プラグ）のいずれであっても良 い、出力管路６２に沿って圧力パルスを正当に与えることによって、以後より完 全に述べられるように、胸肉の圧力は心臓周期に関連したタイミングを取られた 間隔で律動的に増加される。

第２Ａ図は、患者にシステム１０をインタフェースするための代替的な方法を示 す、この実施例は、連続的な心臓出力モニタ６６を含んでいる。第１の酸素濃度 センサ７４は、管路６２の空気／酸素混合物における酸素の濃度を測定する。管 路６２に通じる患者の装着管７６は、次に、機械的に援助された呼吸を患者に提 供するために用いられる気管内の管（図示せず）に接続される。管路６２内の第 ２の酸素センサ７８は管６２によって排出される空気流、すなわち圧力モニタ６ ４（第１図）からの空気流と患者の肺によって排出されるガスとの混合物におけ る酸素の濃度を決定する。流量センサ８０は、管６２から排出されるガスの量を 決定する。フローセンサもしくは流量センサ８０はまた弁５６（第１図）の開口 によって圧力パルスが与えられるとき、パルスのガスの部分が管７６及び気管内 の管を通り、患者の肺内に押しやられるように、流れに少量の抵抗を与えるため にも働酸素センサ７４及び７８は、ポーフログラフィによる酸素分析システムと 関連するものであっても良く、また、光学蛍光性の技術によるものであっても良 く、いずれの場合もマイクロコンピュータ１２に実際の入力を与え得る。フロー センサ８０は、呼吸装置のようないくつがのどのような既知の装置であっても良 く、そしてマイクロコンピュータ１２に入力を与えるために適切な電子パッケー ジと関連している。

第２Ａ図の連続的な心臓出力モニタ６６はまた動脈及び静脈の血の酸素濃度にお ける差を決定するための手段を含んでいる。指先パルスオキシメータセンサ８２ （図示しない関連の電子パッケージを有する）は、動脈の血の酸素含有量を決定 するために用いられる。肺動脈カテーテル８６（及び関連の電子パッケージ、図 示せず）の端部で肺の動脈に位置付けられる、光学的酸素濃度センサ８４は、静 脈の酸素含有量を決定するために用いられる。

第１の酸素センサ７４と、第２の酸素センサ７８とフローセンサ８０と、そして センサ８２及び８４に関連した電子パッケージとからの信号はすべてマイクロコ ンピュータ１２に与えられる。フィックスの式（Ｆｉｃｋ’５ｅｑｕａｔｉｏｎ ）の変形を用いて、マイクロコンピュータ１２、はほとんど即時ベースで、心臓 出力を決定するために、動脈及び静脈の酸素濃度の差と酸素摂取濃度とを監視す る。

フィックスの式は、器官による物質の摂取または放出が器官への血の流れと、物 質の動静脈の濃度との積であるという理論に基づいている。肺に適用されるとき 、この原理は、次のように定められ得る：酸素摂取は、血液流量に、動脈酸素濃 度及び静脈酸素濃度における差を乗算した積に等しい、心臓出力を決定するため に、心臓出力は患者の酸素消費量を、動静脈酸素濃度差によって除算したものに 等しい。

センサ７４及びセンサ７８における酸素濃度の差に、センサ８０の流量出力を乗 算し、そしてこの積を、センサ８２及び８４によって決定された動静脈酸素濃度 における差で除算することによって監視が行われる。引き続く商は先入れ先出し 方式もしくはＦＩＦＯのメモリとして作用するようプログラム化されたＲＡＭ１ ６の部分に記憶される。記憶された値の合計値が所定の限界値以下に落ちたとき 、警報もしくはアラームがもたらされ、このようにして、患者の心臓出力が降下 したことを示す。

第２Ａ図の連続的な心臓出力モニタ６６は、心臓出力の比較的正確な絶対的決定 を提供するよう設計されているが、第２Ａ図に示された装置の代わりに他のシス テムも用いられ得る。身体に導入された光学的フロー・センサ、ドツプラー・フ ロー・プローブ、電磁フロー・メータまたはインピーダンス・フロー・センサに より、心臓出力の相対的な指示がマイクロコンピュータ１２に提供され得る。し かしながら、これらセンサと関連する電子装置は、心臓の大きさよりむしろ流量 に応答し、そして出力（代表的には時間期間に渡って平均される）は、絶対的と いうよりもむしろ相対的な心臓出力の表示を提供する。

第２Ａ図に従って、患者のインタフェースによって引き起こされる呼吸は、短く て、早い吸息もしくは早い息切れから成る。このことは、患者の自然の呼吸サイ クルが用いられる通常の人工呼吸器の動作がらの逸脱を記す。

短くて早い吸息は、以下に示すように心臓の抽出に同期しているならば、心臓出 力の極端に意味ある高揚をもたらす。

第２図及び第２Ａ図は、それぞれ、健康な組織を完全に冒さない、もしくは完全 に非侵略的な患者のインタフェース、並びに比較的健康組織を冒さない患者の呼 吸のインタフェースを示しているが、胸肉の圧力を増加するための他の手段が意 図されるのが分かる０例えば、袋もしくはブラダが、本発明の原理に従って胸肉 の圧力を増加するよう、心臓に近接して患者の胸部内に植え込まれても良い、し かしながら、この方法は、必要な外科的手順により相当の危険を伴うことが認め られるであろう。

第２図または第２Ａ図で説明した患者に対するインタフェースの方法は、各々独 立して実施され得るが、一致して胸肉の圧力を増加させるために双方とも同時に 用いられる得るということも企てられる。第３図を参照すると、システム１０の 出力管Ｆ！＠６２は、例えば、管路６２内に簡単なＴ接続器８８を用いて、袋６ ８（第２図）と患者の装着管７６（第３図）との双方に接続され得る。

袋６８と患者の接続管７６との間で管路６２内のガスの流れを適切に配分するた めに、適当な調節可能の流れ圧迫器９０がＴ接続器８８の下流に設けられ得る。

第２Ａ図の装置は、通常の人工呼吸装置に接続されるとき、心臓出力モニタとし て独立して用いられ得る。この点では、本発明による循環系補助に用いられるた だ１つの患者のインタフェースが第２図の袋であるとしても、第６図を参照して 以後より充分に説明されるように、第２Ａ図の連続的な心臓出力モニタが、シス テムの動作を監視するために長所的に用いられる。

第４Ａ図〜第４Ｅ図を参照すると、生理的パラメータと第１図のシステムの動作 との相互関係が示されている。

上から下に順番に表わされた波形は、大動脈の圧力Ａ。、心電図ＥＣＧ、弁５６ のソレノイドを活性化する方形波ＳＱ、換気呼吸（ｖｅｎｔｉｌａｔｉｏｎ　ｂ ｒｅａｔｈ）　Ｑ　Ｖ及び電磁的なフロー・プローブによって測定される心臓出 力ＱＦを表わす、システム１０の動作は、時刻Ｔで開始する。この時刻の前は、 大動脈圧力Ａ０は低く、循環の病気を持った患者に見られ得るような心臓出力の 不十分さを示す。

時刻Ｔに続＜ＥＣＧにおける最初のＱＲ３群の発生は、時間遅延間隔ｔｄの開始 をトリガする。この遅延間隔（はご４０ｍ秒からほぼ２００ｍ秒までの範囲内の いづれかであり得、代表的にはＬｏｏｍ秒程度である）の終わりで、方形波が弁 ５６のソレノイドに与えられ、これにより弁５６を開く。弁５６は、マイクロコ ンピュータ１２によって決められた時間期間ｔｉｐ　（代表的には１２０ｍ秒の 吸入時のプラト一時間）の間開いたままである。

時刻Ｔ後のＥＣＧのＱＲ３群ごとに、時間ｔｄ及び幅ｔｉｐによって遅延された もう１つの方形波が与えられる。管路６２内の結果の圧力パルスは、患者の呼吸 が時刻Ｔ前の通常の呼吸サイクルのものから、時刻Ｔ後の心臓速度（ｃａｒｄｉ ａｃ　ｒａｔｅ）のものに等しい速度で生じる短い高頻度の呼吸まで変化するよ うにする。かかる高頻度の呼吸が開始した後（期間ｔｄに対応する時間だけ心室 駆出に対して時間的に遅延された）、心臓出力ＱＦにおける相当の増加が観察さ れる。

上述したシステムの動作は、１：１の呼吸対心臓速度モードにある。第５Ａ図か ら第５Ｅ図に示されるように、これはただ１つの動作のモードではない、（キー ボード３０で与えられる情報を通して手動で選択可能であるかまたは自動的に決 定され得る）マイクロコンピュータ１２の適切なプログラミングによってシステ ム１０は、１呼吸パルスがＮの心臓サイクルごとに与えられるというモードで動 作し得る０代表的−にはＮは、２に等しくて良い、第４Ａ図から第４Ｅ図に示さ れるように、１：１から１：２への遷移が時刻Ｕに生じる。１：２のモードにお いて、ＥＣＧ波形の他のすべてのＱＲＳ群に対して与えられるソレノイド方形波 ＳＱがある。呼吸ＱＶがソレノイド方形波ＳＱに続く、酸素の適量を供給するた めに要求される呼吸の深さは、１：１モードに対するよりも１：２モードに対す る方が大きく、従って、より長いパルス幅が適切であるということが理解される であろう。

しかしながら、この考慮は、第２Ａ図または第３図の実施例が患者のインタフェ ースとして用いられた場合にのみ適用される。他方、もし患者が自分で呼吸をす るか、または別の人工呼吸装置が与えられ、そして第２図による患者のインタフ ェースが用いられるならば、パルス幅の調節は必要ではない。

患者がやや早い心臓の鼓動を有するとき１：２モード　゛の使用が最も適切であ る。肺内のガスの大量輸送と関連した惰性により、システム１０は１分にほぼ４ ０−６０の出力パルス率で動作することが好ましい、それ故、患者がほぼ８５ｂ ｐｍ以上の心拍数を有するならば、１：２モードの動作が適切である。第５Ｅ図 に示されるように、システムが１＝１モードから１＝２モードに切換えられると きですら、一層、心臓出力ＱＦは増大する。

第６Ａ図及び第６Ｂ図を参照すると、マイクロコンピュータ１２のマイクロプロ セッサ２０により実行されるプログラムは、ディスク（図示せず）からＲＡＭ１ ６内にロードされても良いし、ＲＯＭ１８内に永久的に記憶されても良い。ステ ップ１００において、キーボード３０上の適切なエントリを用いることによりプ ログラムが呼出されたとき、すべてのレジスタを初期設定することによってプロ グラムが開始される。ステップ１０２において、患者に関するデータがキーボー ド３０を用いてシステムに入力され得るように、最初のスクリーン・表示がディ スプレイ・ユニット２８に与えられる。患者の名前及び関連のデータ（例えば、 日付、時間、ＥＣＧリード選択等）に対する適切なフィールドが与えられる。最 初のエントリが与えられた後、またはディフォルトによってデータが与えられな い場合に、生理学的表示への切り換えがステップ１０４で生じる。この点で、心 電計リードが患者に接続されているならば、内科医は、ディスプレイ２８上に患 者の心電図を視ることができる。内科医を補助するために、ディスプレイは、患 者のパルス率のディジタル読出しを含んでいる。

ステップ１０６において、患者に接続されているはずの、連続的な心臓出力（Ｃ ，Ｃ，０）モニタ６６の出力を監視するためのループ（別には図示していない） が開始される。第２Ａ図示に関して上で説明したように、患者の心臓出力を決定 するよう、先入れ先出し方式のメモリにエントリを追加することによって監視が 行われる。このループは、以後述べられるように、時々刻々とアクセスされてい る現在値でもって、この点以後連続的に動作する。

連続的な心臓出力モニタ６６が接続されていなかった場合にＪ連続的な手動動作 のみを許容するよう、マイクロコンピュータ１２をプログラミングし得る。

ステップ１０８において、制御モード及び内科医により選択された制御データが 入力され得る。この点で手動制御を用いるための決定が行われ得る。この場合、 内科医は、上述したように１：１または１：２のモードを選択するために、Ｎに 対する値、例えば１または２をそれぞれ入力する。さらにミリ秒におけるｔｄ及 びｔｉｐの選択された値が入力され得る。ディフォルト値が与えられ、その値は 、データが変更されないならば、自動的に入力される。このデータは表示ユニッ ト２８のディスプレイ上の適切なフィールドに置かれ、チェックされた後、入力 される。連続的な心臓出力モニタ６６によって決定された心臓循環出力Ｑｎの現 在の値が記憶され、ぞしてステップ１１０においてシステム１０は心臓循環補助 を提供することを開始する。ステップ１１２において、システムを動作させて患 者に新しい平衡状態をもたらすのを許容するためにほぼ１５秒の遅延がある。患 者の心臓出力がステップ１１０における援助の開始のすぐ前のもの以下であると いうことを連続的な心臓出力モニタ６６の出力（ステップ１０６において始めら れたループによって連続的に与えられる）が示すかどうかを決定するためにステ ップ１１４で検査が為される。何等かの理由で心臓出力が増加していないならば 、ステップ１１６で援助は終結され、表示ユニット２８によって発せられる可聴 音声及び該表示ユニット２８上への適切な視覚警報指示の形態で警報が附勢され る（（ステップ１１８）、このように、システム１０の動作が増加した心臓出力 を提供しない場合には、システム１０のオペレータは直ちに警報される０次に、 システムを再開始させて異なった制御データを選択するか、システムの故障の可 能性を検査するか、のいづれかを行うことが必要である。

援助された心臓出力が援助されない心臓出力よりも大きいと仮定すると、プログ ラムはステップ１２０に分岐され、そこで手動または自動モードのいづれかが選 択されたかに関する決定が為される１手動モードが選択されたと仮定すると、プ ログラムはステップ１２１に分岐され、そこで連続的な心臓出力モニタ６６の出 力（ステップ１０６の実行の時点から連続的に実行しているループによって決定 される）が連続的に監視される。心臓出力がステップ１１４の後で決定される援 助された心臓出力の０．７倍より大きい限り、システムの動作は、どのような警 報も生成することなく継続する。このことは、例えば患者がぐっすり眠っている ことにより、援助された心臓出力にいくらかの減少を許容する。しかしながら、 心臓出力が援助された値の０．７倍以下に減少したならば、プログラムはステッ プ１１８に分岐され、そして警報が鳴動される。この場合、心臓循環の援助は自 動的には終結されない。

第６Ａ図及び第６Ｂ図には示されていないけれども、心臓出力を最適化するため にキーボード３０を用いて入力データを手動で調節し得るように、例えばステッ プ１２２による監視の間中に、ある点でプログラム割り込みを与えることが有利 である。このことは、システムが循環の援助を与えており、かつ心臓出力が監視 されかつ表示されている間に行われるのが有利である０手動によるかかる最適化 の後、ステップ１０８で開始するプログラムを再−人力することが適切である。

動作の自動モードが選択されたならば、次に、ステップ１２０からの分岐がステ ップ１２２に行き、そこで第７図に関して以後述べられる、遅延時間ｔｄを自動 的に最適化するためのサブルーチンが開始される。遅延が最適化された後、第８ 図に関して以下に述べられるように、吸息パルス幅ｔｉｐを最適化するサブルー チンがステップ１２４で実行される。遅延時間ｔｄ、パルス幅ｔｉｐ及び心臓出 力Ｑｎの最適値が１２６で記憶される。

与えられた心肺の循環援助の程度を決定する際に最も重要であると観察されてき たパラメータは、ステップ１２２で最適化される遅延時間ｔｄである。しがしな がら、ステップ１２４でのパルス幅ｔｉｐの調節もまた心臓出力に影響を与え得 る。従って、遅延と幅を反復的に調節すれば有利である。このことは、調節ルー プを設けることによって行われる。ステップ１２８において、ゼロの値に初期化 されているカウンタが、１カウントだけ増分される。ステップ１３０において、 例えば２または３の値であって良い所定の整数Ｙよりカウントが小さいか否かに 間する決定が為される。ステップ１２８における現在のカウントがＹの値より小 さいならば、プログラム・ループはステップ１２２に戻る０次に、遅延ｔｄが１ ２２で最適化され、幅ｔｉｄは再度１２４で最適化され、そして心臓出力を含ん だ新しい最適値が１２６で記憶される。カウントは、ステップ１２８で増分され る。

カウントがＹに等しいとき、プログラムはステップ１３０からステップ１３２に 分岐し、そこでカウンタはリセットされる。ステップ１３４において、ステップ １２６で記憶された最適値の０．９倍以下に心臓出力が減少したか否かを決定す るために、該心臓出力は連続的に監視される。減少したならば、システムはステ ップ１３６でデータをＲＡＭ１６内に記録することを開始する。データはまたデ ィスク・ドライブ内のディスク上にも記憶され得る。データは、パルス率（パル ス速度）連続的な心臓出力モニタ６６の出力、または他の任意の関連の生理学的 データを含み得、これらデータは、次に、内科医によって後で解釈及び再検討に 利用される。

ステップ１３８においては、最も最近に記憶された値ではなくむしろ、循環援助 が開始されてから生じた最大の値ＱｎＭ＾Ｘ（ステップ１２６で記憶された値の 最大）の０．７倍以下に心臓出力が減少したか否かに関する決定が行われる。答 が“いいえ”（ＮＯ）である限り、プログラムループはステップ１２２に戻り、 再度の最適化を行う、しかしながら答が“はい”　　（ＹＥＳ）ならば、ステッ プ１２２へのループに先立って警報がステップ１４０で附勢され、その理由は、 心臓出力における３０％以上の減少は、データを単に記録するよりもむしろ、事 実究明を是認する充分な原因と見なされるからである。

第７図を参照して、ステップ１２２の遅延最適化サブルーチンを説明する。ステ ップ１４２におけるスタート時にサブルーチンと関連した適切なレジスタを初期 化した後、心臓出力Ｑｎの現在の値がステップ１４４で記憶される。ステップ１ ４６において、遅延時間ｔｉｄの最初の値は１０ミリ秒だけ増分されて新しい値 を提供する。

最初の値は、ステップ１０８で手動的に入力されても良く、またディフォルト値 であっても良い。いづれの場合にも、この最初の値は、最適なものとして予想さ れるものよりも小さいように選択されるべきである。この場合ならば、時間遅延 がステップ１４６で増分されたとき、ステップ１４８において入力Ｑｎ＋１とし て与えられる心臓出力における増加がある。ステップ１５０において少なくとも ２分の遅延後に新しい平衡状態を制定するのを可能にするために、ステップ１４ ４の心臓出力Ｑｎ及びステップ１４８の心臓出力Ｑ　ｎ　＋　１間で比較が為さ れる。心臓出力が減少されていない限り、プログラムはステップ１５２にループ しもしくは循環し、そこでＱｎの新しい値がステップ１４８で決定されたものと 等しく設定される。再度、ステップ１４６において遅延時間が増分され、そして 心臓出力の最後の値がステップ１４８でアクセスされる。ステップ１５０におけ る決定が再度行われ、増分が心臓出力をわずかに降下させるまで、ステップ１４ ６．１４８．１５０及び１５２を含むループが継続する。心臓出力がわずかに降 下した時点でプログラムはサブルーチンから出る０図示されていないけれども、 所望ならば、出る直前に遅延時間を１０ミリ秒だけ減分させることが可能である 。

第８図を参照すると、パルス幅ｔｉｐに対して同様のルーチンが続けられる。ス テップ１５６におけるスタート後、現在の心臓出力Ｑｎは、ステップ１５８にお いて入力として与えられる。初期の吸息のプラト時間ｔｉｉｐ　（初期のパルス 幅すなわち吸息時間）は、１０ミリ秒のような固定値１だけ増分される。ステッ プ１６２において、心臓出力Ｑ　ｎ　＋　１に対する新しい値がアクセスされる 。

ステップ１６４において、ステップ１５０におけるのと同様の決定が為される。

心臓出力が減少されていなければ、次に、プログラムはステップ１６６に分岐し 、そこで心臓出力Ｑ　ｎ　＋　１の現在の値がＱｎの新しい値として読込まれる 。ステップ１６０においてパルス幅が再度増分され、プログラムはステップ１６ ２へそして１６４へと進む。心臓出力が先の値に対して減少されたということが ステップ１６４において決定されるような時点まで、ステップ１６０．１６２． １６４及び１６６を含んだループが続く８次にサブルーチンは１６６で出される 。第７図に対して上述したように、サブルーチンから出る前に吸息パルス幅は、 心臓出力が最大にされるように、先の増分に等しい量だけ減分され得る。しかし ながら、比較的小さい変更が行われることに鑑み、このステップは、特にパルス 幅に対して重要なものとは見なされない。

本発明の種々の変更が当業者には明瞭であろう０例えば、ここには示さなかった が、Ｎの値の自動選択を行い得るのは明白であろう、従って、もし患者の心臓の 鼓動が成る所定率もしくは所定速度以上に増加したならば、１：１モードから１ ：２モードに変更することが望ましいであろう、Ｎ値対心拍数（ｈｅａｒｔ　ｒ ａｔｅ）のルックアップ・テーブルを設けることができる。しかしながら、モー ド変更が急速かつ反復的で患者に不快感を与えないように何等かのヒステリシス を組み入れなければならないことを認識するであろう、さらに、上述に記したよ うに、モードが変更される場合、本発明の装置が第２Ａ図または第３図の配列を 用いて・患者にインターフェースされるならば、充分な通気を提供するよう、パ ルス幅ｔ　　ｉｐにおける変更も同様に生じなければならない。

本発明は、周縁の循環を有して患者に心肺の循環援助を提供する際に特に良好に 適しておりかつ最も効果的である。事実、患者が困難に遭遇すればする程、本発 明により与えられる援助はますます大きくなる。この点、本発明は、過酷な循環 系の障害の治療を受けている患者の生命を延ばす際に臨界的に重要である。

本発明を特定の実施例を参照して説明してきたが、この実施例は、単に、本発明 の原理の適用を説明するだけであることを理解すべきである。多くの変更がこの 実施例に為され得、そして本発明の精神の範囲を逸脱することなく他の配列を工 夫し得る０例えば、本発明は、マイクロコンピュータを用いて履行されるのが有 利であるけれども、遅延発生器及びＮでの除算回路を含んだ個別の回路を用いて 、手動制御されるシステムが履行され得る。

さらに、かかる回路がマイクロコンピュータで制御され等価な方法も当業者によ り行われであろう。

ＦＩＧ　３ ＋２０へ １１４力）６ 手続補正書 ６、補正の内容 １、事件の表示 ＰＣＴ／ＵＳ　　８９１０１３５６ （１）請求の範囲を別紙の通り補正する。

（２）明細書第９頁２６行の「６２」を「６１」と補正する。

」を「ステップ１５４においてサブルーチンがら出る。」と補正し、同第２７行 のｒ１６６Ｊをｒ１６８Ｊと補正する。

（８）同第２５頁２行の「精神の範囲」を「精神並びに範囲」と補正する。

尋−＝４寺→］１求！１【朋 １、思考の心臓サイクルにおける心室の抽出の発症を検出し、患者の心臓出力を 示す出力信号を提供するために゛患者の心臓出力を監視し、そして前記心室の抽 出に対して相対的な相で患者の胸肉圧力を周期的に増加する、患者に循環系の援 助を提供する方法であって、（ａ）呼吸ベースで呼吸と実質的に同時に患者の心 臓出力を監視し、 （ｂ）患者の肺に呼吸流体を注入することにより心室の抽出に対し相対的な相で 患者の胸肉圧力を選択的に増加し、そして （ｃ）心室後負荷を減少しかつ心室前負荷を維持することにより心臓出力を最大 にするよう、前記出力信号に応答して、心室の抽出に対する圧力増加の相対的な 相を反復的に調節する、 ようにしたことを特徴とする患者に循環系の援助を提供する方法。

２、胸肉圧力を選択的に増加させる前記段階は、Ｎが正の整数である場合に、Ｎ の心臓サイクルごとに一度行われる請求の範囲第１項記載の方法。

３、前記圧の整数は１または２、特許請求の範囲第２項記載の方法。

４、さらに、胸肉圧力の増加が生じる時間間隔の期間は、心臓出力を最大にする ように調節されることを特徴とする請求の範囲第１項記載の方法。

５、心臓出力を最大にするために、時間間隔の期間は、前記相対的な相の調節と 同時に反復的に調節される請求の範囲第４項記載の方法。

６、患者の心臓出力は、酸素の摂取、並びに患者の動脈の酸素濃度及び静脈の酸 素濃度間の差を決定することにより、そして心臓出力を決定するよう酸素濃度の 差を表わす値で、酸素の摂取を表わす値を除算することにより、監視されること を特徴とする請求の範囲第１項記載の方法。

７、患者の心臓サイクルにおける心室の抽出の発症を検出するための検出手段と 、患者の胸肉圧力を周期的に増加させるための圧力増加手段と、前記検出手段に 応答して、前記心室の抽出に対して相対的な相で前記圧力増加手段を附勢するた めの制御手段と、患者の心臓出力を評価しそれを示す出力信号を提供するための 心臓循環系監視手段と、が設けられた、患者の心臓出力を改善するための装置で あって、 （ａ）前記心臓循環系監視手段は、呼吸ベースで呼吸と実質的に同時に患者の心 臓出力を評価するように構成され、 （ｂ）前記圧力増加手段は、患者の肺に呼吸流体を注入するための手段を含み、 そして （ｃ）前記検出手段に応答する前記制御手段の附勢を遅延させ、それにより、心 室後負荷を減少しかつ心室前負荷を維持することにより心臓出力を最大にするよ うに心室の拍出に対する圧力の増加の相対的な相を調節するために、前記出力信 号に応答する遅延手段が設けられた、患者の心臓出力を改善するための装置。

８、前記心臓循環系監視手段は、患者の心臓からの血液の流量を決定するための 手段を含んでいる請求の範囲第７項記載の装置。

９、前記心臓循環系監視手段は、患者の酸素消費速度を決定するための酸素消費 監視手段を含んでいる請求の範囲第７項記載の装置。

１０、前記酸素消費監視手段は、患者への酸素の流れを供給するための手段と、 患者に供給される前記流れ内の酸素の濃度を測定するための第１の濃度測定手段 と、前記流れが患者により排出されるガスを含んでいる点で前記流れ内の酸素の 濃度を測定するための第２の濃度測定手段と、前記流れ内のガスの流量を測定す るための流量測定手段と、を含んだ請求の範囲第９項記載の装置。

１１、患者の動脈の酸素濃度と静脈の酸素濃度との間の差を測定し、動脈の酸素 濃度及び静脈の酸素濃度における前記差を示す差出力を提供するために、血液酸 素測定手段がさらに設けられたことを特徴とする請求の範囲第１０項記載の装置 。

１２、心臓出力を決定するための計算手段がさらに設けられ、前記計算手段は、 前記第１の濃度測定手段と前記第２の濃度測定手段とによって測定された酸素濃 度間の差を決定するための差手段と、瞬時の酸素消費の値を決定するために、前 記流量測定手段によって測定された前記流量を、前記酸素濃度間の差に乗算する ための乗算手段と、心臓出力の値を決定するために、前記瞬時酸素消費の値を、 前記血液酸素測定手段の前記差出力で除算するための除算手段と、を含んでいる ことを特徴とする特求の範囲第１１項記載の装置。

１３．平均された心臓出力を決定するために前記心臓出力の値を積分するための 積分手段がさらに設けられたことを特徴とする請求の範囲第１２項記載の装置。

１４、前記積分手段は、前記心臓出力の値を記憶するための先入れ先出しメモリ と、該メモリ内の値の合計値を決定するための手段と、を含んでいる請求の範囲 第１３項記載の装置。

１５、前記検出手段に応答する除算器手段がさらに設けられ、該除算器手段は、 正の整数であるＮの心臓サイクルごとに出力を提供し、前記制御手段は前記除算 器手段の該出力に応答することを特徴とする請求の範囲第７項記載の装置。

１６、前記正の整数を選択するための選択手段がさらに設けられたことを特徴と する請求の範囲第１５項記載の装置。

１７、前記正の整数は、１または２であるように前記選択手段によって選択され 得る請求の範囲第１６項記載の装置。

１８、前記圧力増加手段は、加圧された呼吸流体源と、該加圧された呼吸流体の 脈拍を提供するための圧力脈拍手段と、前記胸肉の圧力を増加させるように前記 脈拍を使用する患者インターフェース手段と、含んでいる請求の範囲第７項記載 の装置。

１９、前記加圧された呼吸流体は、空気または空気／ａ素の混合物であり、前記 患者インターフェース手段は、患者による吸気作用のために患者の肺に前記圧力 脈拍を供給するための管を含んでいる請求の範囲第１８項記載の装置。

国際調査報告

Claims (35)

【特許請求の範囲】
1. １．患者の心臓サイクルにおける心室の拍出の発症を検出する段階と； 心室後負荷を減少しかつ心室前負荷を維持する時刻に前記心室の拍出に対して相 対的な相で患者の肺内の圧力を選択的に増加させる段階と； を含んだ患者に循環系の援助を与えるための方法。
2. ２．心臓循環出力を監視する段階と； 前記出力を最大にするように前記相対的な相を調節する段階と； をさらに含んだ請求の範囲第１項記載の方法。
3. ３．前記肺内の圧力を選択的に増加させる前記段階は、Ｎが正の整数である場合 に、該Ｎの心臓サイクルごとに一度行われる請求の範囲第１項記載の方法。
4. ４．前記正の整数は１または２である請求の範囲第３項記載の方法。
5. ５．前記肺内の圧力は、 ａ）患者の肺に空気を注入する、及び ｂ）患者の胸に外部圧力をかける、 の少なくとも１つにより増加される請求の範囲第１項記載の方法。
6. ６．前記外部圧力をかけることは、患者の胸を取り巻くブラダ内の流体の圧力を 増加させることにより達成される請求の範囲第１項記載の方法。
7. ７．さらに、 心臓循環出力を監視する段階と； 該出力を最大にするよう肺内圧力の前記増加が生じる時間間隔の期間を調節する 段階と； を含んだ請求の範囲第１項記載の方法。
8. ８．前記出力を最大にするよう前記相対的な相を調節する段階をさらに含んだ請 求の範囲第７項記載の方法。
9. ９．前記出力を最大にするよう前記相対的な相を調節しかつ前記期間を調節する 段階を反復的に行う段階をさらに含んだ請求の範囲第８項記載の方法。
10. １０．前記心臓循環出力を監視する前記段階は：患者による酸素の摂取を決定し ； 動脈の酸素温度と静脈の酸素濃度との差を決定し；前記酸素の摂取を前記差で除 算して前記心臓循環出力を決定する； ことを含んだ請求の範囲第７項記載の方法。
11. １１．前記肺内の圧力は、心臓の等容性収縮中に選択的に増加される請求の範囲 第１項の方法。
12. １２．患者の心臓サイクルにおける心室の拍出の発症を検出するための検出手段 と； 患者の肺内圧力を選択的に増加させるための圧力増加手段と； 前記検出手段に応答して、前記心室の拍出に対して相対的な相で前記圧力増加手 段を附勢するための制御手段と； 前記装置が心臓出力を改善する範囲を確かめそれを示す出力信号を提供するため の心臓循環系監視手段と；前記出力信号に応答する遅延手段であって、前記心臓 出力が最大となるよう前記検出手段に応答する前記制御手段の附勢を遅延させる ための前記遅延手段と；を備えた患者の心臓出力を改善するための装置。
13. １３．前記心臓循環系監視手段は、心臓からの血の流量を決定するための手段を 含む請求の範囲第１２項記載の装置。
14. １４．前記心臓循環系監視手段は、患者の酸素消費量を決定するための酸素消費 監視手段を含んでいる請求の範囲第１２項記載の装置。
15. １５．前記酸素消費監視手段は： 酸素の流れを患者に供給する手段と； 前記酸素の流れにおける酸素の濃度を監視するための第１の濃度監視手段と； 患者により排出されるガスを含んだ点で前記流れ内の酸素の濃度を監視するため の第２の濃度測定手段と；前記流れ内のガスの流量を測定するための流量測定手 段と； を備えた請求の範囲第１４項記載の装置。
16. １６．患者の動脈の酸素温度と静脈の酸素濃度における差を測定し、動脈の酸素 濃度及び静脈の酸素濃度における前記差を示す差出力を提供するための血液酸素 測定手段をさらに備えた請求の範囲第１４項記載の装置。
17. １７．心臓出力を決定するための計算手段をさらに備え、前記計算手段は： 前記第１の濃度測定手段と前記第２の濃度測定手段とによって測定された酸素温 度における差を決定するための差手段と； 前記瞬時の酸素消費の値を決定するために、前記流量測定手段によって測定され た前記流量を前記差に乗算するための乗算手段と； 心臓出力の値を決定するために、瞬時酸素消費の前記値を、前記血液酸素測定手 段の前記差出力で除算するための除算手段と； を含んでいる請求の範囲第１６項記載の装置。
18. １８．平均された心臓出力を決定するために前記心臓出力の値を積分するための 積分手段をさらに備えた請求の範囲第１７項記載の装置。
19. １９．前記積分手段は： 前記心臓出力の値を記憶するための先入れ先出しメモリと： 該メモリ内の値の合計値を決定するための手段と；を備えている請求の範囲第１ ５項記載の装置。
20. ２０．前記検出手段に応答する除算器手段をさらに備え、該除算器手段は、Ｎが 正の整数である場合にＮ個の心臓出力ごとに出力を提供し、前記制御手段は該出 力に応答する請求の範囲第１２項記載の装置。
21. ２１．前記正の整数を選択するための選択手段をさらに備えた請求の範囲第２０ 項記載の装置。
22. ２２．前記正の整数は、１または２であるように前記選択手段によって選択され 得る請求の範囲第２０項記載の装置。
23. ２３．前記圧力増加手段は： 圧力流体源と； 該圧力流体源のパルスを提供するための圧力パルス手段と； 前記肺内の圧力を増加させるように前記パルスを使用する患者インターフェース 手段と； を備えた請求の範囲第１２項記載の装置。
24. ２４．前記患者インターフェース手段は、患者の胸と接触するブラタを含んだ請 求の範囲第２３項記載の装置。
25. ２５．前記ブラダは、患者の胸部を取り巻くような形状並びに大きさである請求 の範囲第２４項記載の装置。
26. ２６．前記圧力流体は、空気及び空気／酸素の混合物の１つであり、前記患者イ ンターフェース手段は、吸気作用のために肺に前記圧力パルスを供給する少なく とも１つの管と、患者の胸部と接触する膨らまされたブラダとを含む請求の範囲 第２３項記載の装置。
27. ２７．前記ブラダは、患者の脚部の少なくともかなりの部分を取り巻くような大 きさと形状である請求の範囲第２６項記載の装置。
28. ２８．患者の心臓サイクルにおける心室の拍出の発症を検出するための検出手段 と； 患者の肺内圧力を選択的に増加させるための圧力増加手段と； 前記検出手段に応答し、心室後負荷を減少しかつ心室前負荷を維持する時刻に前 記心室の拍出に対して相対的な相で前記圧力増加手段を附勢するための制御手段 と；を備えた患者の心臓出力を改善するための装置。
29. ２９．患者の酸素消費量を測定するためのと；患者の動脈の酸素濃度と静脈の酸 素濃度における差を測定し、かつ前記差を表わす差の値を出力するための手段と ； 前記心臓出力を決定するために、前記酸素消費量を前記差の値で除算するための 除算器手段と；を備えた患者の心臓出力を決定するための装置。
30. ３０．患者の酸素消費量を測定するための前記手段は：患者に酸素の流れを供給 するための手段と；前記酸素の流れ内の酸素の濃度を測定するための第１の濃度 測定手段と； 患者によって排出されるガスを含む点で前記流れ内の酸素の濃度を測定するため の第２の濃度測定手段と；前記流れ内のガスの流量を測定するための流量測定手 段と； を備えている請求の範囲第２９項記載の装置。
31. ３１．瞬時の酸素消費を決定するための計算手段をさらに備え、前記計算手段は ： 前記第１の濃度測定手段と前記第２の濃度測定手段とによって測定された酸素濃 度における差を決定するための差手段と； 前記瞬時の酸素消費の値を決定するために、前記流量測定手段によって測定され た前記流量を前記差に乗算するための乗算手段と； を含んでいる請求の範囲第３０項記載の装置。
32. ３２．平均された心臓出力を決定するために前記心臓出力の値を積分するための 積分手段をさらに備えた請求の範囲第３１項記載の装置。
33. ３３．前記積分手段は： 前記心臓出力の値を記憶するための先入れ先出しメモリと： 該メモリ内の値の合計値を決定するための手段と；を備えている請求の範囲第３ ２項記載の装置。
34. ３４．患者に酸素の流れを供給するための手段と；前記酸素の流れ内の酸素の濃 度を測定するための第１の濃度測定手段と； 患者により排出されるガスを含んだ点で前記流れ内の酸素の濃度を監視するため の第２の濃度監視手段と；前記流れ内のガスの流量を測定するための流量測定手 段と； を備えた患者の酸素消費量を決定するための装置。
35. ３５．瞬時の酸素消費を決定するための計算手段をさらに備え、前記計算手段は ： 前記第１の濃度測定手段と前記第２の濃度測定手段とにより測定された酸素濃度 における差を決定するための差手段と； 前記瞬時の酸素消費の値を決定するために、前記流量測定手段により測定あれた 前記流量を前記差に乗算するための乗算手段と； を備えている請求の範囲第３４項記載の装置。