JPH03504202A - 非侵襲性連続平均動脈血圧モニタ - Google Patents

Abstract

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Description

【発明の詳細な説明】 非侵襲性連続平均動脈血圧モニタ 発明の背景 この発明は患者の平均動脈血圧を測定する装置および方法に関し、かつ、より詳 細には、平均動脈血圧を連続的に追跡するために患者の身体の２つの部分におけ るインピーダンスの変化率の非侵襲性の連続的な記録および分析を提供する装置 および方法に関する。さらにより詳細には、この発明は、小型化が可能な装置を 使用して、双方の平均動脈血圧、左心ワークインデックス（ｌｅｆｔ　　ｃａｒ ｄｉａｃ　　ｗｏｒｋ　　１ｎｄｅｘ）および全身血管抵抗指数を連続的にかつ 非侵襲的に測定するための方法に関する。

平均動脈血圧（ＭＡＰ）および心係数（ＣＩ）はともに人体の心血管系を通る血 液の循環に含まれる力および機構を規定する。患者が安静状態にあるとき（すな わち、患者の身体が不活性状態にあるとき）のＭＡＰおよびＣＩの測定は患者が 正常な血圧および血流を有するかまたは異常な血圧および血流を有するかのいず れであるかを決定する。

たとえば、ＭＡＰの値は患者が低い血圧（低血圧症）かまたは正常な血圧（正常 血圧症）かまたは高い血圧（高血圧症）のいずれを有するかを示し、かつＣＩの 値は患者の血液が低いかまたは正常かまたは高い流れの状態かのいずれにあるか を示す。ＭＡＰおよびＣＩの測定が流体の状態の制御が不可欠である患者におけ る血液の循環の異常性の程度を「量化し」、治療のための最適のコースを指示し 、患者の経過を管理しかつリハビリテーションのためのチェック点を確立するた めの大変重要な臨床情報を提供する。加えて、ＭＡＰおよびＣＩの測定が、心血 管系の酸素輸送特性等の他の重要な血液の循環の情報および機構を規定する。

たとえば、左心ワークインデックス（Ｌ　ＣＷ　Ｉ　）は、ＭＡＰにＣＩを乗じ 、定数を乗じたものに等しい（すなわち、ＬＣＷＩ＝ＭＡＰＸ定数）。ＬＣＷＩ は心臓におけるボンピング筋の酸素消費量に直接的に関連する。全身血管抵抗指 数（ＳＶＲＩ）はＭＡＰに定数を乗算し、ＣＩにより除算したものにおよそ等し い（すなわちＳＶＲＩ＝（ＭＡＰ×定数）／ＣＩ）。５ＶＲＩは人体の全体的酸 素の需要に反比例し、かつまた心臓への後負荷（ａｆｔｅｒｌｏａｄ）の主要な 構成要素を表わす。

多くの診断目的のために、ＭＡＰの安静状態での測定は患者の心血管系の状態を 決定するために重要である。正常な心血管系は、血液が流れる種々の器官の肉体 的能力に対して長引く緊張を作り出すことがない、患者の身体のすべての部分、 特に脳および心筋への十分な血液の流れにより特徴づけられる。

異常な心血管系においては、血圧は高すぎるかまたは低すぎるかであり、各々の 異常性が身体の種々の部分に付帯する結果を有するかもしれない。長引く高い血 圧（高血圧症）は患者の身体における種々の器官に緊張を与えかつ結局、心不全 、脳血管性の症候（発作）または腎臓への損傷をもたらすかもしれない。患者が 高血圧症であるという認識は臨床家にその状態を制御するための成る薬を投薬す ることかつ患者に特別食（すなわちナトリウムの摂取を軽減したもの）を定める よう知らせる。また、患者が患いかつその高血圧を引き起こしてきた腫瘍または 病気を発見する上で臨床家の助けとなり得る。長引く低い血圧（低血圧症）は患 者が事故または手術により出血をしているときには典型的である。低血圧症は患 者の身体のすべての部分への、最も深刻な場合には脳および心筋への、血液の流 れを減じる可能性があり、これら部分へ修復不可能な損傷を引き起こす可能性が ある。患者が低血圧症であるという認識が臨床家に患者の血圧を上げるための方 法を使用するように知らせる。

血液はいかなる身体の部分でも電気的には最も伝導性の物質なので、電気バイオ インピーダンスの測定が身体の部分での電気的伝導性における変化の結果として 血流の量化を可能にする。たとえば、心拍出量を測定するために使用される電気 インピーダンス技術は心臓血管の動きにより引き起こされる胸の電気インピーダ ンスにおける変化に基づく。インピーダンスの変化は患者の身体の部分を横切っ て、固定された周波数定数の大きさの電流の流れを引き起こしかつ瞬間的インピ ーダンスに直接的に比例する電圧を検知することにより測定される。血流から結 果として生じる人体組織におけるインピーダンスの変化を測定するために数多く の装置が開発され、かつ相応して心拍出量（ＣＯ）を正確に測定することが可能 である。しかしながら、これら装置のいずれも血圧を測定するためにバイオイン ピーダンス技術を使用しない。

このように、１つの同質の技術がＭＡＰ、ＬＣＷＩ、５ＶＲＩおよびＣＩを測定 しかつ計算するために使用され得るようなバイオインピーダンス技術により、正 確にかつ連続的にＭＡＰを測定することが可能な装置への必要が存在する。装置 は超小型電子回路を使用して小型化され得る。

このようなバイオインピーダンス装置への必要は動脈血圧を測定するための現在 の方法が血圧測定の原則にすべて基づく事実からも明らかである。典型的な血圧 測定の場合、ふくらませることが可能なカフが患者の上部の腕のまわりに巻かれ かつそれが腕を押圧するようにふく°らまされる。

カフにおける圧力が時間とともに減少すると、患者の心拍をモニタすることによ り手動でまたは自動的に心血管系の収縮期および拡張期の圧力の決定がなされる 。オシロスコープと組合わせることにより、血圧測定技術はＭＡＰを測定するこ とができるが、典型的にはＭＡＰは次の式による収縮期および拡張期の圧力から 算定され、２収縮期−２拡張期 ＭＡ　Ｐ　＝　　　　　　　　　　　＋’拡張期　　　（１）ここで２収縮期は 収縮期の血圧であり、かつ２拡張期は拡張期の血圧である。こうして、現在のＭ ＡＰ測定のための方法は単なる概算を提供するにすぎず、臨床家が患者の身体の 問題を適切に診断するのに十分な正確さでないかもしれない。

実際的な観点から、血圧測定法の使用は４つの付加的な欠点を含む。第１に、そ れは複数の心拍にわたっての平均の血圧を決定しかつしたがって現実には一連の テストである。加えて、収縮期の血圧が初めに測定され、時間が経過した後に拡 張期の血圧測定に伴なわれるので、測定は所与の時間での実際のそれぞれの血圧 に相関しているようには思えない。たとえば、２つの測定の間の時間の遅延のた めに、拡張期の血圧は収縮期の血圧が測定されるときには異なっているかもしれ ず、収縮期の血圧は拡張期の血圧が測定されるときには異なっているかもしれな い。第２に、ふくらませることが可能なカフがそれが取付けられている部分（す なわち、患者の腕）の端にまで血液が流れることを妨害し、かつしたがって心臓 から逆のカフの側の端の部分への血液の流れを減する。血流におけるこの軽減の 不利な結果は血圧の測定があまりに頻繁に繰返されると尺骨神経障害を引き起こ すかもしれないということである。第３に、血圧測定のための自動化された機械 装置は嵩張りかつ高出力のデマンドを有する含気性のポンプおよび制御バルブを 必要とする。第４に、ふくらまされている間のその大きさのために、カフが測定 が行なわれている間の患者の肉体的動きを制限する。またカフが自動的に血圧を 測定する装置に接続されていれば、カフが嵩張った、おそらくは静止した含気性 のポンプおよび制御バルブに接続されるので患者の動きはさらに制限される。

このように、患者の身体のどの部分への血流をも妨害することなくまたはＭＡＰ が測定されている間患者の肉体的な動きを制限することなしに、正確にかつ連続 的にＭＡＰを測定することができる装置への必要が存在する。

発明の要約 この発明は血流を妨害せずまたは患者の肉体的動きを制限しない電気バイオイン ピーダンス技術の使用により平均動脈血圧（ＭＡＰ）、左心ワークインデックス （ＬＣＷＩ）および全身血管抵抗（ＳＶＲＩ）を連続的にかつ非侵襲的に測定し かつモニタする装置および方法を提供することならびに小型化され得る装置を提 供することにより先行技術の装置の欠点を克服する。

この発明は患者の平均動脈血圧を連続的にモニタする非侵襲性の装置を含む。装 置は、患者の心臓の心室収縮の間に動脈内への血液の噴出により引き起こされる 第１の部分での血流における増加を検知しかつ第１の部分で血流における増加が いつ発生するかを示す第１の出力信号を発生するために患者の身体の第１の部分 に（たとえば、胸の上に）電気的に接続可能な第１の電気バイオインピーダンス 測定装置を含む。その装置はさらに患者の心臓の心室収縮の間に動脈内への血液 の噴出により引き起こされる第２の部分°での血流における増加を検知しかつ第 ２の部分での血流における増加がいつ発生するかを示す第２の出力信号を発生す るために患者の身体の第２の部分に電気的に接続可能な第２の電気バイオインピ ーダンス測定装置を含む。第２の部分は第２の部分での血流における増加が第１ の部分での血流における増加の後に時間間隔をおいて発生するように第１の部分 から距離をおいて（たとえば、ふくらはぎの上に）置かれる。第１の出力信号お よび前記第２の出力信号の間の時間間隔は第１の部分および第２の部分の間の距 離に比例しかつ患者の平均動脈血圧とは逆の関係にある。装置はまた第１の出力 信号および第２の出力信号の間の時間間隔を測定し、かつ測定された時間間隔に 基づいて患者の平均動脈血圧′を計算しかつ第１の部分および第２の部分の間の 距離を計算する電子測定および計算回路をも含む。

この装置の好ましい実施例では、第１の電気バイオインピーダンス測定装置は高 周波定振幅電流出力を有する電流源を含み、第１および第２のインジェクタ電極 は患者の第１の部分（たとえば胸部に）へ電流源の出力を流入するべく患者の上 に位置決めが可能であり、かつ第１および第２のセンサ電極は患者の第１の部分 を通る電流の流れにより引き起こされる電圧を検知するために第１および第２の インジェクタ電極の近くで患者の上に位置決め可能である。

検知された電圧は各心臓周期の間に第１の身体の部分での血液の流れにより引き 起こされる第１の身体の部分の電気バイオインピーダンスにおける変化に従い変 化する大きさを有する。このような好ましい実施例はさらにセンサ電極により検 知された電圧を受取りかつ各心臓周期の間に第１の部分での血流に従い変化する 大きざを有する第１の出力信号を発生するべく第１および第２のセンサ電極に接 続された電子回路を含む。このような実施例では、電子回路は好ましくは第１の 部分における電気バイオインピーダンスの変化の比率に比例する大きさを有する 微分された電圧を発生する微分器を有する。微分された電圧は患者の心臓の心室 収縮により引き起こされる第１の部分での血流における増加の最大比率に対応す る少なくとも１個のピークを有する。

同様の態様で、第２の電気バイオインピーダンス測定装置が好ましくは高周波定 振幅電流出力を有する電流源を含み、第３および第４のインジェクタ電極は患者 の上で患者の第２の部分へ（たとえば、ふくらはぎで）前記電流源の出力を流入 するべく位置決めが可能であり、第３および第４のセンサ電極は前記患者の上で 患者の第２の部分を通る電流により引き起こされる電圧を検知するために前記第 ３および第４のインジェクタ電極の近くに位置決め可能である。検知された電圧 は各心臓周期の間に第２の身体の部分での血液の流れにより引き起こされる第２ の身体の部分の電気バイオインピーダンスにおける変化に従い変化する大きさを 有する。第２の電気バイオインピーダンス装置の好ましい実施例はさらに第３お よび第４のセンサ電極により検知される電圧を受取りかつ各心臓周期の間に第２ の身体の部分での血流に従い変化する大きさを有する第２の出力信号を発生する ために第３および第４のセンサ電極に接続された電子回路を含む。このような実 施例では、電子回路は好ましくは第２の部分での電気バイオインピーダンスの変 化の比率に比例する大きさを有する微分された電圧を発生する微分器を含む。微 分された電圧は患者の心臓の心室収縮により引き起こされる第２の部分での血流 における増加の最大の比率に対応する少なくとも１個のピークを有する。

好ましくは、電子測定および計算回路は第１の電気バイオインピーダンス測定装 置からの前記第１の出力信号に応答しかつ第２の電気バイオインピーダンス測定 装置からの第２の出力信号に応答するマイクロプロセッサである。マイクロプロ セッサは第１の出力信号により示される血流における増加と第２の出力信号によ り示される血流における増加の間の時間間隔を測定する。

装置は好ましくはマイクロプロセッサに電気的に接続された入力装置を含む。入 力装置は第１および第２の部分の間の距離を表わすデータ入力をマイクロプロセ ッサに提供するべく操作可能である。

電子測定および計算回路は好ましくは患者の平均動脈血圧を表わす出力信号を発 生する。また好ましくは、それは患者の平均動脈血圧を表示する前記電子測定お よび計算回路に電気的に接続された表示装置を含む。

この装置の特に好ましい実施例では、電子測定および計算回路は第１の出力信号 により示される血流における増加の後に予め定められた時点で始まりかつ予め定 められた持続時間を有する時間窓を発生するための手段を含む。電子測定および 計算回路は時間窓の間においてのみ第２の出力信号をモニタしそれにより第１の 部分での血流の始まりと第２の部分での血流の始まりの間の時間間隔の不正確な 測定の可能性を減じる。時間窓はソフトウェアまたはハードウェアにおいて有利 に実現され得る。

電子測定および計算回路は好ましくは下記の関係に従い患者の平均動脈血圧を計 算する、 ここでＭＡＰは計算された平均動脈血圧であり、Ｄは２つの身体の部分の間の血 管の距離であり、ＡＰＰＤは測定された動脈脈拍伝搬遅延であり、ＡＰＰＤ。＋ Ｉ＋ｅ＋は測定遅延における経験的に決定されたオフセットでありかつ５ＬＯＰ Ｅは測定された遅延における変化と平均動脈血圧における変化の間の経験的に決 定された関係である。たとえば、典型的な患者では、５ＬＯＰＥは１トルにつき 約−０，８７５ミリセカンド／　ｍ　”−かツＡ　Ｐ　Ｐ　Ｄ、、１１＊＊＋は 約２１０ミリセカンドである。

特に好ましい実施例では、第１の電気バイオインピーダンス測定装置は患者の測 定された心拍出量に対応する大きさを有する出力信号を提供する。電子測定およ び計算回路は測定された心拍出量を患者の心係数に対応する大きさに変換する。

電子測定および計算回路はそこで次の関係に従い患者の左心ワークインデックス を計算する、ＬＣＷＩ＝ＭＡＰｘＣＩ　ｘｃＯＮｓＴＡＮＴここでＬＣＷＩは患 者の左心ワークインデックスであり、ＭＡＰは患者の平均動脈血圧であり、ＣＩ は患者の心係数であり、かつＣ０Ｎ５ＴＡＮＴは心係数および血圧のパラメータ のために選択された定数である。電子測定および計算回路はまた患者の全身血管 抵抗指数を以下の関係に従い有利に計算し、 ５ＶＲＩ＝　（ＭＡＰ／Ｃ１）ｘｃＯＮｓＴＡＮＴここで５ＶＲＩは患者の全身 血管抵抗指数であり、ＭＡＰは患者の平均動脈血圧であり、ＣＩは患者の心係数 でありかつＣ０Ｎ５ＴＡＮＴは心係数および血圧のパラメータのために選択され た定数である。

部分における血流を検知するための電子バイオインピーダンス測定装置は、この 出願の譲受人に譲渡された、「非侵襲性連続心拍出量％：ｊｌ　　（ＮＯＮＩＮ ＶＡＳＩＶＥＣＯＮＴＩＮＵＯＵＳ　　ＣＡＲＤＩＡＣＯＵＴＰＵＴＭＯＮＩＴ ＯＲ）という名称の米国特許第４４５０５２７号に記載されるものに類似する有 利な装置である。米国特許第４４５０５２７号がここに引用により援用される。

他の商業的に入手可能な電気バイオインピーダンス測定装置が使用されてもよい 。米国特許第４４５０５２７号に開示される装置は心臓のポンピング動作から結 果として得られる身体の部分における血液の流れにより引き起こされる時間（す なわちｄＺ／ｄｔ）に関連して身体の部分の電気バイオインピーダンスにおける 変化を検知する。このように、電気バイオインピーダンスにおける変化は心臓の ボンピング動作と同期される。電気バイオインピーダンスにおける変化が心臓周 期の始まりに関して発生する時間は心臓からの身体の部分の距離と身体の部分を 心臓と相互接続する動脈において血液が流れる速度により決定され名。血流速度 は順に平均動脈血圧の関数である。この発明は身体の第１の部分（すなわち胸の 部分での）での電気バイオインピーダンスの変化の発生と患者の第２の身体の部 分（すなわち、ふくらはぎの下部）での対応する変化の発生の間の時間の量（す なわち伝搬の遅延）を測定する。２つの身体の部分での対応する変化の間の伝搬 の遅延は電子測定および計算回路により患者の平均動脈血圧（ＭＡＰ）を計算す るために使用される。

上記のとおり、この発明の好ましい実施例では、胸部の電極に電気的に接続され た電気的バイオインピーダンス測定装置が測定された電気バイオインピーダンス の変化から心拍出量（ＣＯ）を計算しかつ出力として心拍出量（ＣＯ）を提供す る。心拍出量を出力として提供するような装置の１つが、５リングリ−・ストリ ート、アーパイン、カリフォルニア　９２７１８の、ボメッドφメディカル・マ ニュファクチャリング・リミテッド（ＢｏＭｅｄ　　Ｍｅｄｉｃａｌ　　Ｍａｎ ｕｆａｃｔｕｒｉｎｇ　　Ｌｔｄ、）から商業的に入手可能なＮＣＣ０Ｍ　（登 録商標）非侵襲性連続心拍出量モニタであり、それは心係数等、血流のパラメー タを測定するためにバイオインピーダンス測定技術を使用する。

そのような装置の動作が米国特許第４４５０５２７号およびボメッド・メディカ ル・マニュファクチャリング・リミテッドから入手可能な製造文献に記載される 。患者の心係数（ＣＩ）は患者の身体の体重または患者の表面積に正規化された 患者の心拍出量（ＣＯ）である。患者の心拍出量は患者の体重または表面積とと もに計算手段に付加的な入力として与えられる。ＭＡＰを計算することに加えて 、計算手段はＬＣＷＩおよび５ＶＲＩを計算するために心拍出量（ＣＯ）を使用 する。

この発明の好ましい実施例では、装置は患者の血圧が患者の移動性を全く損うこ となしに連続的にモニタされ得るような携帯性を提供するべく超小型電子技術を 利用して小型化される。

この発明は患者の平均動脈血圧を非侵襲的にモニタするための方法をさらに含む 。その方法は第１の電気バイオインピーダンス測定装置を患者の身体の第１の部 分に電気的に接続するステップと、患者の心臓の心室収縮の間に動脈内への血液 の噴出により引き起こされる第１の部分での血流における増加を検知するステッ プと、かつ第１の部分で血流における増加がいつ発生するかを示す第１の出力信 号を発生するステップとを含む。その方法は第２の電気バイオインピーダンス測 定装置を患者の身体の第２の部分に電気的に接続するステップと、患者の心臓の 心室収縮の間に動脈内への血液の噴出により引き起こされる第２の部分での血流 における増加を検知するステップと、第２の部分で血流に増加がいつ発生するか を示す第２の出力信号を発生するステップとをさらに含む。方法は、第２の部分 での血流における増加が第１の部分での血流における増加の後に時間間隔をおい て発生するように第２の部分を第１の部分から、ある距離に配置するステップを 含み、第１の出力信号と第２の出力信号の間の時間間隔は第１の部分と第２の部 分の間の距離に比例しかつ患者の平均動脈血圧に反比例する。方法はまた第１の 出力信号と第２の出力信号の間の時間間隔を測定し、かつ測定された時間間隔に 基づいて患者の平均動脈血圧を計算しかつ第１の部分と第２の部分の間の距離を 計算するステップとを含む。

この発明の好ましい実施例では、第１の部分での血流の検知のステップは高周波 定振幅電流を発生するステップと、患者の第１の部分に電流を流入するステップ と、患者の第１の部分を通る電流の流れにより引き起こされる電圧を検知するス テップと、電圧が各心臓周期の間に第１の部分での血液の流れにより引き起こさ れる第１の部分の電気バイオインピーダンスにおける変化に従い変化し、かつ検 知された電圧を増幅するステップと、各心臓周期の間に第１の部分での血流に従 い変化する大きさを有する第１の出力信号を発生するステップとを含む。

好ましくは、方法は第１の部分での電気バイオインピーダンスの変化の比率に比 例する大きさを有する微分された電圧を発生するステップをさらに含む。微分さ れた電圧は患者の心臓の心室収縮により引き起こされる第１の部分での血流にお ける増加の最大比率に対応する少なくとも１個のピークを有する。

また好ましくは、第２の部分での血流を検知するステップは、高周波定振幅電流 を発生するステップと、電流を患者の第２の部分へ流入するステップと、患者の 第２の部分を通る電流の流れにより引き起こされる電圧を検知するステップと、 電圧は各心臓周期の間に第２の部分での血液の流れにより引き起こされる第２の 部分の電気バイオインピーダンスにおける変化に従い変化する大きさを有し、検 知された電圧を増幅しかつ各心臓周期の間に第１の部分での血流に従い変化する 大きさを有する第２の出力信号を発生するステップとを含む。方法はまた好まし くは第１の部分での電気バイオインピーダンスの変化の比率に比例する大きさを 有する微分された電圧を発生するステップを含み、微分された電圧が患者の心臓 の心室収縮により引き起こされる第２の部分での血流における増加の最大の比率 に応答する少なくとも１個のピークを有する。

好ましい実施例では、計算するステップはマイクロプロセッサにより達成され、 かつその方法は第１および第２の部分の間の距離を表わすマイクロプロセッサへ ブータラ入力するステップをさらに含む。

好ましくは、その方法は患者の平均動脈血圧を表わす出力信号を発生する。また 好ましくは、その方法は患者の平均動脈血圧を表示する。

この方法の代替的実施例は第１の出力信号によって示される血流における増加の 後に予め定められた時間で始まりかつ予め定められた持続時間を有する時間窓を 発生するステップを含む。測定ステップは時間窓の間においてのみ時間間隔の最 後を測定するべく使用可能で、それにより第１の部分での血流の始まりと第２の 部分での血流の始まりの間の時間間隔の不正確な測定の可能性を減する。

好ましくは、計算するステップは以下の関係に従い達成され、 ここでＭＡＰは計算された平均動脈血圧であり、Ｄは２っの部分の間の血管距離 であり、ＡＰＰＤは測定された動脈脈拍伝搬遅延であり、Ａ　Ｐ　Ｐ、Ｄ、ｔｔ −ｅ、は測定の遅延において経験的に決定されたオフセットであり、かつ５ＬＯ ＰＥは測定された遅延における変化および平均動脈血圧における変化の間の経験 的に決定された関係である。この方法の例示的実施例では、５ＬＯＰＥは１トル あたり約−０，８７５ミリセ力ンド／ｍであり、ＡＰＰＤ−１＋−ｅ、は約２１ ０ミリセカンドである。

この方法は有利には患者の測定された心拍出量に対応する大きさを有する出力信 号を提供するステップと、測定された心拍出量を患者の心係数に対応する大きさ へ変換するステップと、かつ患者の左心ワークインデックスを以下の関係に従い 計算するステップとをさらに含む、ＬＣＷＩ＝ＭＡＰｘＣＩ　ｘｃＯＮｓＴＡＮ ＴここでＬＣＷＩは患者の左心ワークインデックスであり、ＭＡＰは患者の平均 動脈血圧であり、ＣＩは患者の心係数でありかつＣ０Ｎ５ＴＡＮＴは心係数およ び血圧のパラメータのために選択された定数である。

この発明は患者の測定された心拍出量に対応する大きさを有する出力信号を提供 するステップと、測定された心拍出量を患者の心係数に対応する大きさへ変換す るステップと、かつ患者の全身血管抵抗指数を以下の関係に従い計算するステッ プとを含み、 ＳＶＲＩ＝　（ＭＡＰ／ＣＩ）ＸＣＯＮＳＴＡＮＴここで５ＶＲＩは患者の全身 血管抵抗指数であり、ＭＡＰは患者の平均動脈血圧であり、ＣＩは患者の心係数 でありかっＣ０Ｎ５ＴＡＮＴは心係数および血圧のパラメータのために選択され た定数である。

図面の簡単な説明 第１図は患者の胸部上の第１の体の部分を示しかつ患者のふくらはぎの上の第２ の体の部分を示す、患者に相互接続された装置を示すブロック図である。

第２ａ図、第２ｂ図および第２ｃ図はそれぞれ１つの心拍の間の心臓の電気的動 きと第１の部分での時間の関数としての部分的インピーダンスの変化の比率（ｄ Ｚ／ｄｔ）と第２の部分での時間の関数としての部分的インピーダンスの変化の 比率（ｄＺ／ｄｔ）との間のタイミングの関係のグラフ図である。

第３図は正規化されたＡＰＰＤおよびＭＡＰの間の関係のグラフである。

装置の好ましい実施例の詳細な説明 第１図はこの発明の方法に従う典型的なＭＡＰ測定およびモニタテストのステッ プを達成するための患者１０２への相互接続を示すこの発明に従い組立てられた 装置１００の特に好ましい実施例の使用を示す。第１の電圧検知電極１１０が患 者１０２の首の区域で首の付根および右の前頭面を囲む線の交差する地点で取付 けられているところが示される。第２の電圧検知電極１１２は患者の左側の左中 央液窩腺状で剣状のプロセスレベルで取付けられる。第１の電圧検知電極１１０ および第２の電圧検知電極１１２は２つの電極の間の胸部の組織および流体を含 む第１の体の内側部分１１４を境界決めする。第１の電流流入電極１２０は第１ の検知電極１１０より約５センチ上で患者の首に取付けられる。第２の電流流入 電極１２２は中央液窩腺に沿って第２の検知電極１２２の約５センチ下で患者に 取付けられる。第１の電流流入電極１２０および第２の電流流入電極１２２はそ の２つの電極の間の胸部の組織および流体を含む第１の外側の体の部分１２４を 境界決めする。第１の内側の体の部分１１４は第１の外側部分１２４内に含まれ る。

第３の電圧検知電極１３０は患者のふくらはぎの上部部分に取付けられる。第４ の電圧検知電極１３２は患者のふくらはぎの下部部分に取付けられる。第３の電 圧検知電極１３０および第４の電圧検知電極１３２はその２つの電極の間の患者 のふくらはぎの組織および流体を含む第２の内部の体の部分１３４を境界決めす る。第３の電流流入電極１４０は第３の電圧検知電極１３０の約５センチメート ル上で患者に取付けられる。第４の電流流入電極１４２は第４の電圧検知電極１ ３２の約５センチメートル下で患者に取付けられる。第３の電流流入電極１４０ および第４の電流流入電極１４２はその２つの電極の間の患者のふくらはぎの組 織および流体を含む第２の外側の体の部分１４４を境界決めする。第２の内側の 体の部分１３４は第２の外側の体の部分１４４内に含まれる。

電極１１０．１１２．１２０．１２２．１３０．１３２．１４０および１４２は 有利には標準スポットの、事前にゲルづけされた処分可能なＥＣＧ電極または他 の容易に入手可能な電極である。バンドの電極等、他の電極も使用可能であるが 、スポット電極が特に有利である、というのはそれらは安価で、処分可能でかつ 運動または長期のモニタリングの悶着用するのに比較的快適だからである。

単一の電極が図示されるが、多くの応用において単一の電極の各々が有利には、 第２の電気的に接続された電極に接続され得ることを理解されたい。たとえば、 第１図において第１の電流流入電極１２０は患者１０２の首の左手の側の上に示 される。付加的な電流流入電極（図示されていない）は第１１の電流流入電極１ ２０に電気的に接続されかつ首の右手の側止の対応する位置上に位置決めされ得 る。

類似する電極が第２の電流流入電極１２２、第１の電流検知電極１１０および第 ２の電流検知電極１１２それぞれに電気的に接続され得る。このような応用にお いては、電気的に相互接続された電極の各対は患者１０２の前面の中央線に関し て対称に配置される。

第１の電圧検知電極１１０および第２の電圧検知電極１１２は電気的に第１の電 気バイオインピーダンス測定装置（ＥＢＭＤＩ）１６４の第１の電圧検知入力１ ６０および第２の電圧検知入力１６２に電気的に接続される。第１の電流流入電 極１２０および第２の電流流入電極１２２は第１の電気バイオインピーダンス測 定装置１６４のそれぞれ第１の電流流入出力１７０および第２の電流流入出力１ ７２に電気的に接続される。同様の態様で、第３の電圧検知電極１３０および第 ４の電圧検知電極１３２は第２の電気バイオインピーダンス測定装置（ＥＢＭＤ ２）１８４の第１の電圧検知入力１８０および第２の電圧検知人力１８２に電気 的に接続される。第３の電流流入電極１４０および第４の電流流入電極１４２は 第２の電気バイオインピーダンス測定装置１８４のそれぞれ第１の電流流入出力 １９０および第２の電流流入出力１９２に電気的に接続される。

第１の電気バイオインピーダンス測定装置１６４は有利には、５、リングリ−・ ストリート、アーバイン、カリフォルニア　９２７１８のボメッド・メディカル ・マニュファクチャリング・リミテッドから商業的に入手可能なＮＣＣ０Ｎ　（ 登録商標）非侵襲性連続心拍出量モニタ等の商業的に入手可能な装置である。電 気バイオインピーダンス測定装置１６４の動作が引用によりここに援用される、 米国特許第４４５０５２７号に記載される。例示的なバイオインピーダンス測定 装置の動作がまたここに引用により援用される、メディカル電子工学（ＭＥＤ　 Ｉ　ＣＡＬ　　ＥＬＥＣＴＲＯＮＩＣ３）１９８３年４月の９５頁−１０５頁の 「電気バイオインピーダンスＪ　　（ＥＬ、ＥＣＴＲＩＣＡＬＢ　Ｉ　ＯＩＭＰ ＥＤＡＮＣＥ）にＢ、スラメックにより開示される。

簡単には、第１の電気バイオインピーダンス測定装置１６４は第１の電流流入電 極１２０と第２の電流流入電極１２２の開の第１の外側の部分１２４を通って流 れるように患者の体に流入される高周波の、定電流を発生する。第１の外側の部 分１２４の組織および流体を通って流れる電流はまた必然的に第１の内側の部分 １１４を通って流れる。

第１の内部の部分１１４の組織および流体の電気インピーダンスによる電流の流 れは第１の検知電極１１０および第２の検知電極１１２により検知される電圧を 発生しかつそれは第１の電圧検知入力１６０および第２の電圧検知入力１６２の 間の第１の電気バイオインピーダンス測定装置１６４へ入力として与えられる。

第１の内部の部分１１４における流体の量における変化により引起こされる第１ の内部の部分１１４の電気バイオインピーダンスにおける変化が第１の検知電極 １１０および第２の電圧検知電極１１２の間で電圧の大きさが検知されることを 引起こす。

第１の電気バイオインピーダンス測定装置１６４は第１の電圧検知電極１１０お よび第２の電圧検知電極１１２から検知された電圧を受取り、検知された電圧を 増幅しかつ第１の体の内側の部分１１４の電気バイオインピーダンスにおける変 化に従い変化する大きさを有する時変電圧Ｚ（１）を提供するべく高周波成分を フィルタ処理する。

（名称２　（１）がここでは時変電圧が体の内側の部分１１４の電気バイオイン ピーダンスを表わすことを示すために使用される。）この時変電圧２　（１）は ２　（１）出力電圧として第１のＺ　（ｔ）出力端子２００上に与えられる。第 １の電気バイオインピーダンス測定装置１６４は、第１の体の内側の部分１１４ の電気バイオインピーダンスの変化の比率に比例する大きさを有する第１のｄＺ ／ｄｔ出力端子２０２上に第１の微分された出力電圧ｄＺ＋／ｄｔを提供するべ く時変電圧２（１）を微分する。（再び、名称ｔＺ／ｄ　ｔは微分された出力電 圧が電気バイオインピーダンスの変化の比率を表わすことを示すために使用され る。）。

時変電圧２　（１）および第１の微分された電圧ｄＺ、／ｄｔは２　（１）およ びｄＺ＋／ｄｔ電圧波形を処理しかつ患者の心血管系に関する量的情報を発生す る第１の計算回路ブロック２１０により表わされる計算回路の入力として与えら れる。第１の計算回路ブロック２１０により表わされる計算回路は有利には第１ の電気バイオインピーダンス測定装置１６４の部分として含まれる。こうして、 第１の電気バイオインピーダンス測定装置１６４および第１の計算回路ブロック ２１０が全体のブロック２１２の部分として（破線で）示される。たとえば、ブ ロック２１２は有利には第１の体の内側の部分１１４のベースインピーダンス２ ゜、心臓の心室の噴出時間（ＶＥＴ）、インピーダンス変化の最大の比率、心臓 の１回拍出量（Ｓｖ）、心拍数および心拍出量（ＣＯ）を計算するボメッド・メ ディカル・マニュファクチャリング・リミテッドから入手可能なＮＣＣＯＭ（登 録商標）非侵襲性連続心拍出量モニタを表わし得る。

第２の電気バイオインピーダンス測定装置１８４もまた有利にはボメッド・メデ ィカル・マニュファクチャリング・リミテッドから入手可能なＮＣＣ０Ｍ　Ｃ登 録商標）非侵襲性連続心拍出量モニタでもよい。代替的なものでは、第２の電気 バイオインピーダンス測定装置１８４はＮＣＣＯＭ（登録商標）非侵襲性連続心 拍出量モニタについて上記に述べられたものと同様の態様で動作する、これもま たボメッド・メディカル・マニュファクチャリング・リミテッドから入手可能な 、ＢＩＯＣＯＮ　（商標）電気バイオインピーダンスコンバータ等の、より単純 な電気バイオインピーダンス測定装置でもよい。第２の電気バイオインピーダン ス測定装置は第３の電流流入電極１３０および第４の電流流入電極１３２の間の 第２の外側の体の部分１４４に流入される高周波の、定電流を発生する。第２の 体の内側の部分の組織および流体を通って流れる電流は第３の電圧検知電極１４ ０および第４の電圧検知電極１４２により検知される電圧を発生する。第２の電 圧は第２の電気バイオインピーダンス測定装置１８４の第１の電圧検知入力端子 １８０および第２の電圧検知入力端子１８２０間の第２の電気バイオインピーダ ンス測定装置１８４へ入力として与えられる。第２の電気バイオインピーダンス 測定装置１６４はｄＺ／ｄｔ出力端子２１６上に第２の微分された出力電圧ｄＺ ２／ｄｔを与えるべく検知された電圧を増幅し、フィルタ処理しかつ微分する。

上記の、ＮＣＣ０Ｍ　（登録商標）非侵襲性連続心拍出量モニタとは違い、Ｂ　 Ｉ　０ＣＯＮ（商標）電気バイオインピーダンスコンバータはいカナル計算回路 も含まずかつ第２の体の内側の部分１３４の電気バイオインピーダンスの変化の 比率を表わすｄＺ／ｄｔ出力信号（ｄＺ２／ｄｔ）のみを出力端子２１６上に与 える。

代替的実施例では、共通定電流源が有利には２つの電気バイオインピーダンス測 定装置のために使用される。このような実施例では、共通定電流源は患者１０２ の言上の第１の電流流入電極１２０と患者のふくらはぎの下部の部分上の第４の 電流流入電極１４２に電気的に接続される。この電気的相互接続が第２の電気バ イオインピーダンス測定装置１６４の第２の電流流入出力１７２から第４の電流 流入電極１４２にかけて仮想線２１８で図示される。代替的実施例では、第２の 電流流入電極１２２および第３の電流流入電極１３０は使用されないことを理解 されたい。さらに、代替的実施例では、第２の電気バイオインピーダンス測定装 置１８４は電流源を含まずかつ第２の電気バイオインピーダンス測定装置１８４ から第３の電流流入電極１３０または第４の電流流入電極１４２いずれへも接続 は存在しない。この代替的実施例では、第１の電気バイオインピ−ダンス測定装 置１６４により発生させられた定電流が第１の電流流入電極１２０および第４の 電流流入電極１４２の間を流れかっしたがって患者１０２の胸部およびふくらは ぎを通って流れる。胸部に流れる定電流により発生させられる電圧は第１の電圧 検知電極１１．ｏおよび第２の電圧検知電極１１２により検知されかつふくらは ぎを流れる同じ定電流により発生させられる電圧は第３の電圧検知電極１３０お よび第４の電圧検知電極１３２によって、従前どおり、検知される。この特定的 実施例は電子技術の小型化に関して特に有利である、というのは１つの定電流発 生器だけが必要とされ、従って必要とされる全体の電子回路が減じられるからで ある。

第１の電気バイオインピーダンス装置１６４の端子２゜２からの第１の微分され た出力信号ｄＺ＋／ｄｔおよび第２の電気バイオインピーダンス測定装置１８４ の端子２１６からの第２の微分された出力信号ｄ　Ｚ　２　／　ｄ　ｔは第２の 計算回路ブロック２２０−・入力として与えられる。第２の計算回路ブロック２ ２０は２つの微分された出方電圧のピークの大きさを検知する従来のピーク検知 回路（図示されていない）を含む。第２の計算回路ブロック２２０は２つのピー クの間の時間遅延を測定するディジタルタイマ、ソフトウェアタイミングループ 等々（図示されていない）をさらに含む。第２の計算回路ブロック２２０は２つ のピークの間の測定された時間遅延に基づいて患者１０２の平均動脈血圧（ＭＡ Ｐ）を計算する。時間遅延の測定および平均動脈血圧の計算は有利には平均動脈 血圧が連続的にモニタされる各心臓周期の間に達成される。

平均動脈血圧の計算がそれに基づく理論が以下に述べら当該技術では周知のとお り、微分された出力電圧を作り出す電気バイオインピーダンス測定装置たとえば 第１の電気バイオインピーダンス測定装置１６４は第１の体の内側の部分１１４ への急激な血液の流入および結果として得られる第１の体の内側の部分１１４の 電気バイオインピーダンスにおける減少により引起こされる各心臓周期１回ごと のピークの大きさを含む。血液の流入は心臓周期の収縮期の部分の間に患者の心 臓のボンピング動作により引起こされる。ピークの大きさが生じる時点は心臓に 関しての第１の体の内側の部分１１４の位置に部分的に依存する。たとえば、第 ２ａ図および第２ｂ図は心臓周期の始まりおよび第１の体の内側の部分１１４の 微分された電気バイオインピーダンス信号のピークの大きさの間の時間の関係を 図示する。

第２ａ図は患者の心臓の電気的運動を表わす例示的心電図検査（ＥＣＧ）の波形 ３００のグラフである。ＥＣＧの波形３００は典型的にはＥＣＧのＱＲ３群とよ ばれる心臓周期の始まりでのピーク３０２を含む。ＱＲ３群のＲの部分は心臓の 心室収縮の始まりでの心室脱分極化により引起こされる。第２ｂ図は第１の電気 バイオインピーダンス測定装置１６４により作り出される微分された電圧ｄ　Ｚ ／ｄｔの簡略化されたグラフ３１０である。ｄＺ／ｄｔグラフ３１０は第１の体 の内側の部分１１４の組織への血液の流入により引起こされる電気バイオインピ ーダンスにおける変化の最大比率（すなわち、（ｄＺＩ　／ｄ　ｔ）１．８）を 表わすピーク３１２を含む。この変化の最大比率は心臓の左心室からの血液のピ ーク噴出速度（ＰＥＶ）に対応する。

図示のとおり、ｄＺ／ｄｔピーク３１２は心臓の噴出前の期間（Ｐ　Ｅ　Ｐ）と 呼ばれる時間の量だけＥＣＧピーク３０２から時間的に遅延される。これは心臓 の左心室が完全に収縮しかつ血液を大動脈に噴出して送り込むために必要とされ る時間であり、そこでは患者の胸部の血液の潅流における増加が電気バイオイン ピーダンスにおける減少および従ッ’７：　ｄ　Ｚ　／　ｄ　を波形３１０にお けるｄＺ／ｄｔピーク３１．２を引起こす。

類似した態様で、第２Ｃ図は第２の電気バイオインピーダンス測定装置１８４の 第２の微分された電圧出力ｄＺ２／ｄｔを表わす電圧波形３２０のグラフである 。電圧波形３２０は患者のふくらはぎにおける血液の流れから結果として生じる 第２の体の内側の部分１３４の電気バイオインピーダンスにおける急激な減少に より引起こされる（ｄＺ２　／ｄ　ｔ）−、、を表わすピーク３２２を有する。

図示のとおり電圧波形３２０のピーク３２２は第２ｂ図の電圧波形３１０のピー ク３１２から時間で変位させられかつ従ってＥＣＧ波形３００におけるＱＲ３群 のＲ波３０２から時間でさらに遅延させられる。

第１の微分された出力電圧ｄＺＩ／ｄｔ（すなわち、胸部の第１の体の内側の部 分１１４での電気バイオインピーダンスにおける変化に対応する電圧）を表わす 電圧波形３１０（第２ｂ図）のピーク３１２と第２の微分された出力電圧ｄＺ２ ／ｄｔ（すなわち、ふくらはぎの第２の体の内側の部分１．３４での電気バイオ インピーダンスにおける変化に対応する電圧）を表わす電圧波形３２０（第２Ｃ 図）のピーク３２２との間の時間の遅延は心臓から噴出された血液がピーク速度 で胸部の第１の体の内側の部分１１４からふくらはぎの第２の体の内側の部分１ ３４へ移動する間の時間間隔に対応する。この時間間隔は動脈脈拍伝搬遅延（Ａ 　Ｐ　Ｐ　Ｄ）と呼ばれる。

ＡＰＰＤは部分的には第１の体の内側の部分１１４から第２の体の内側の部分１ ３４への血管距離に依存しかつ部分的には患者の胸部の大動脈から患者のふくら はぎの動脈へ流れる血液の伝搬速度に依存する。一度２つの体の内側の部分を規 定する電極が適用されれば、距離は一定にとどまるので、ＡＰＰＤは主に血液の 伝搬速度の関数である。

動脈脈拍伝搬速度（Ａ　Ｐ　Ｐ　Ｖ）と呼ばれる、血液の伝搬速度は、順に平均 動脈血圧（ＭＡＰ）に依存する。平均動脈血圧に関する血液の伝搬速度の間の関 係はＡＰＰＤが患者の予想される血圧の範囲を超えて平均動脈血圧にほとんど直 線的な関係を有するほどであることが発見された。たとえば、Ｗ、シムラー（Ｗ 、Ｓｃｈｉｍｍｌｅｒ）にょる［動脈脈拍速度の生理学および病態生理学Ｊ　　 （Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃ　　ｕｎｄ　　Ｐａｔｈｏｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃ　 　ｄｅｒ　　ａｒｔｅｒｉｅｌｌｅｎ　　Ｐｕｌｓｗｅｌｌｅｎｇｅｓｃｈｗｉ ｎｄｉｇｋｅｉｔ）、ドイツ血液循環学会研究所参考文献４０の、６１頁−７３ 頁を参照すると、そこでは動脈血圧脈拍伝搬速度（Ｃ）が以下のような弾性（Ｅ ）、動脈壁の厚さくｈ）、動脈の半径（ｒ）および血液濃度（Ｄ）の動脈モジュ ールの関数として規定され、柔軟性を測定するために使用された。しかしながら 、この発明はこの関係を平均動脈血圧を決定する新しい方法のための基礎として 使用する。

動脈血圧脈拍伝搬速度（Ａ　Ｐ　Ｐ　Ｖ）は遅延が測定される距離によって動脈 脈拍伝搬遅延（Ａ　Ｐ　Ｐ　Ｄ）に関連する、というのは速度がその距離を移動 するためにかかる時間を移動した距離に乗算Ｉ７たものに等しいからである。平 均動脈血圧は平均動脈血圧（ＭＡＰ）を計算するために使用されるＡＰＰＤとＭ ＡＰの間のはっきり規定された、はとんど直線の逆の関係が存在するような態様 でシムラーの式におけるＥ、ｒおよびＤに影響を与える。ＡＰＰＤがＭＡＰに直 線的に関連づけられるためには、ＡＰＰＤはまず患者の背丈における差分を考慮 するべく正規化されなければならない。正規化は第１の部分から第２の部分へ移 動する距離がより背の高い患者にはより長くかつより背の低い患者にはより短く なるので必要である。このように、ＡＰＰＤは直接的に患者の背丈に依存する。

一般的には、人間の大人は解剖学的には比例的であり、かつＡＰＰＤは背丈に依 存するように正規化され得る。大人が解剖学的に比例するということは胸部の第 １の内側の部分１１４からふくらはぎの第２の内側の部分１３４へ移動する距離 が患者の全体的背丈の比率の見地からみて同じであるということを意味する。た とえば、２人の患者がＨｌおよびＨ２の背丈を有する場合、体の部分を規定する 電極の一貫した配置を仮定すれば、それらのそれぞれの胸部の体の内側の部分１ １４とそれらのそれぞれのふくらはぎの第２の体の内側の部分１３４との間の距 離はそれらの背丈の断片とほぼ等しくなるであろう。たとえば、第１図と関連し て上記に述べられる電極の例示的な配置のための、患者の胸部の第１の体の内側 の部分１１４と患者のふくらはぎの第２の体の内側の部分との間の血管距離は典 型的な患者の背丈のほぼ５５％になる。言換えれば全体的背丈Ｈ１を有する患者 の２つの部分の間の血管距離は０．５５ＸＨ１でありかつ背丈Ｈ２を有する患者 の２つの部分の間の血管距離は０．５５ｘＨ２になる。このように、各患者にお ける測定されたＡＰＰＤは患者の背丈がもはやファクタとならないように正規化 されたＡＰＰＤを計算するために患者の背丈で除算され得る。

正規化された動脈脈拍伝搬遅延（ＡＰＰＤ）（すなわち、この例では０．５５Ｘ Ｈの正規化ファクタにより除算された測定されたＡＰＰＤ）と典型的患者のため の平均動脈血圧（ＭＡＰ）との間の逆の直線的関係が６０−１５０トル（ｍｍＨ ｇ）の正常ＭＡＰの範囲のために第３図にグラフ上に曲線３３０により図示され る。図示のとおり、平均動脈血圧における上昇は（第３図におけるグラフの水平 軸に沿って右側）結果としてＡＰＰＤにおける減少をもたらす（第３図の垂直軸 に沿って下向き）。

第３図におけるグラフから、典型的患者には、測定された動脈脈拍伝搬時間（Ａ ＰＰＤ）、２つの体の部分の間の血管距離（Ｄ）および平均動脈血圧（ＭＡＰ） の間には以下のような関係が存在することがわかる、入ＰＰＤ　＝　　Ｄ　　ｘ 　　（（ＳＬＯＰＥ　　ｘ　　ＫＡＰ）　　十　入ＰＰＤｏｆｆｓｅｔ）　　　 　　　　　　（３）ここではＡＰＰＤはミリセカンドでの動脈脈拍伝搬遅延であ り、Ｄはメートルでの血管距離であり、５ＬＯＰＥはメートル当りのミリセカン ド／トルでの第３図におけるグラフのスロープであり、ＭＡＰはトルでの平均動 脈血圧でありかっＡＰＰＤ、ｔｒ−□はグラフ３３０の延長したものが動脈脈拍 伝搬遅延軸と交差する部分である。ＡＰＰＤは測定された動脈脈拍伝搬遅延であ りかっＭＡＰは測定された遅延から計算されるので、式（３）は以下のように書 替えられ得る、 第１図との関連において電極のスペーシングが上記にのべられたので、典型的な 患者のための平均動脈血圧の予測される範囲のための以下の関係が持続する、Ａ ＰＰＤ　　−０，５５ｘ　Ｈ（−０，８７５ｘ　ＭＡＰ＋２１０ｍ５）　　　　 　（５）および 、ニーこでＡＰＰＤｌｔｄＺ／ｄ　を波形３１０および３２０のそれぞれピーク ３１２および３２２の間で測定された、ミリセカンドでの動脈脈拍伝搬遅延であ り、Ｈはメートルでの患者の背丈でありかっＭＡＰはトルでの平均動脈血圧であ る。数値０．５５は患者の背丈を血管距離に変換する正規化ファクタである。数 値−０，８７５は経験的測定がら発生した曲線３３０のスロープでありかつ単位 ミリセヵンド／（メートル・トル）を有する。

上記のとおり、測定されるＡＰＰＤと平均動脈血圧との間の関係は患者の背丈（ Ｈ）に依存する。計算回路は有利には装置が接続される患者の背丈が式（６）の 計算のパラメータとして第２の計算回路ブロック２２０へ入れられることが可能 なように、キーボード、複数のスイッチ等々のデータ入力装置３４０へ電気的に 接続される。代替的には、２つの体の部分の間の血管距離りは式（４）の計算の パラメータとして第２の計算ブロック２２０へ入れられ得る。

平均動脈血圧（ＭＡＰ）計算の先述の方法は多くの臨床目的のためには十分に正 確でありかつ一般的に上記の従来の血圧測定方法より正確である。しかしながら 、先述の方法は４つの検知電極の一貫した位置決めに依存しかつまた患者の背丈 に比例する患者の２つの検知部分の間の距離を推定する。これらのまたは他の要 素により測定されるＡＰＰＤとＭＡＰの間の関係が第３図に示される関係から変 化する曲線の上にある状態を引起こすかもしれない。たとえば、その関係は第３ 図における曲線３３０の上にある第２の曲線３４０または第３図の曲線２４０の 下にある第３の曲線３４２により規定されるかもしれない。いずれの場合でも、 臨床的正確度の範囲内で、曲線が実質的に平行であるように曲線３４０および３ ４２のスロープは曲線２４０のスロープと実質的に同じであるということがわか った。

言替えれば、式（３）から（６）までにおいては、オフセット時間遅延ＡＰＰＤ 、、ｆ１１．、（すなわち２１０ミリセカンド）は異なるであろう。付加的な正 確度が必要とされるなら、この発明は計算された平均動脈血圧をオフセット時間 遅延を決定するための他の方法により得られた圧力と比較することにより校正さ れ得る。新しいオフセット時間遅延はそれから装置および方法が特定の患者のた めに校正されるようデータ入力装置３４０を介する計算へのパラメータとして提 供され得る。

この発明の好ましい実施例では、第２の計算回路ブロック２２０が有利には、ブ ロック（Ｚ　ｉ　ｌｏｇ）　Ｚ８０、インテル（Ｉｎｔｅｌ）８０８８等々上記 の計算を達成するべくプログラムされた、マイクロプロセッサ（図示されていな い）を含む。第２の計算回路ブロック２２０は出力端子３５０上に第２の計算回 路ブロック２１０により計算された平均動脈血圧を表わす出力信号を提供する。

出力端子３５０からの出力信号は直列データ線または並列データバスいずれかの 上のディジタル値でもあってもよい。ディジタル値はＭＡＰデータを受取りかつ 記憶しかつそのデータを分析するコンピュータ等の、ディジタルデータ装置（図 示されていない）へ入力として提供される。代替的には、またはディジタルデー タ出力との組合せにおいて、第２の計算回路ブロックはこの発明の携帯可能な形 であって、有利には複数の７−セグメント表示装置等のディジタル表示装置であ り得る表示装置３６０を含む。表示装置３６０は血圧が患者または医療係員によ り視覚的にモニタされ得るように計算された平均動脈血圧（ＭＡＰ）のディジタ ル続出を提供する。

この発明はまた有利には、患者が移動している間、計算された平均動脈血圧のデ ィジタル表示を記憶するための、低電力の、不揮発性のメモリ等、携帯可能なデ ータ記憶装置（図示されていない）を含む。このような場合、記憶されたデータ はフロッピディスクまたは磁気テープ等の永久データ記憶装置へ従来の態様で周 期的に移動され得る。

上記のとおり、この発明の装置および方法は端部への血液の流れを遮りまたは他 の態様では抑止する閉塞するカフまたは他の類似する機械装置を使用することな く患者の動脈脈拍伝搬遅延を測定しかつ平均動脈血圧を計算する。さらに、有利 にはこの発明は装置全体が大変小さく、軽量でかつ一切完備している形に製作さ れ得るように、第１の電気バイオインピーダンス測定装置１６４、第２の電気バ イオインピーダンス測定装置１８４、第１の計算回路２１０、第２の計算回路２ ２０および表示装置３６０が、単一のユニット内に包含され得るように超小型電 子回路を使用して実現され得る。このように、患者はそのユニットをベルトまた は肩紐等々に保持することができかつ平均動脈血圧が心拍ごとに連続的に計算さ れている開披のまたは彼女の移動性を保持することができる。

再び第１図を参照すると、第２の電気バイオインピーダンス測定装置１８４は第 ２の微分された電圧出力ｄＺ２／ｄｔを提供することだけが必要なので、第２の 電気バイオインピーダンス測定装置１８４の回路は第１の電気バイオインピーダ ンス測定装置１６４の回路よりずいぶん単純であってもよい。第２の微分された 電圧出力ｄＺ２／ｄ　ｔはそれ自体に電気的雑音を有するかもしれないので、そ のことが第２の計算回路ブロック２２０が時期尚早に第２Ｃ図の波形３２０のピ ーク３２２を検知することを引起こすかもしれない。この発明の好ましい実施例 では、第２の計算回路ブロック２２０は特定の背丈の患者に、ピークが発生する ことが予想される時間の範囲の間のみ第２の電気バイオインピーダンス測定装置 １８４からの第２の微分された電圧出力をモニタするタイミング窓を含む。タイ ミング窓は、たとえば、ソフトウェア内にまたはハードウェアのタイミング回路 として実現され得る。詳細な例として、１７４センチメートルの背丈を有する患 者を考慮する。式（５）を使用すると、６０トルの最小予想ＭＡＰのための動脈 脈拍伝搬遅延は１５０ミリセカンドでかつ１５０トルの最大予想ＭＡＰのための 動脈脈拍伝搬遅延は７５ミリセカンドになるであろう。このように、第２の計算 回路ブロック２２０ｔｔｄＺ、／ｄｔ信号のピーク３１２の検知の後ニア５ミリ セカンドを開始しかつピーク３１２の検知の後１５０ミリセカンドを終了する７ ５ミリセカンドのタイミング窓を提供するであろう。

ＬＣＷＩおよび５ＶＲＩ計算の方法の説明上記のとおり、第１の電気バイオイン ピーダンス測定装置１６４がＮＣＣ０Ｍ　（登録商標）非侵襲性連続心拍出量モ ニタまたは第１の計算回路ブロック２１０を含む類似する装置であるこの発明の 実施例では、第１の電気的バイオインピーダンス測定装置１６４が第１の計算ブ ロック２１０とともに有利には連続的に患者の心拍出量（ＣＯ）を計算する。心 拍出量は第１の計算回路ブロック２１０の出力端子４００上にディジタル出力信 号として提供される。第１図にさらに図示されるとおり、出力端子４００は有利 には心拍出量のディジタル表示が第２の計算回路ブロック２２０へ入力として提 供されるように第２の計算回路ブロック２２０に電気的に接続される。上記のと おり、患者の心係数（ＣＩ）は患者の体重または表面積に関して正規化された患 者の心拍出量である。健康な患者の典型的な心係数は体重の１キログラムあたり １分につき０６１リツトルの血液でありまたは体の表面積の１平方メートルあた り１分につき３．４リツトルである。この発明の好ましい実施例では、データ入 力装置３４０はまた患者の体重または表面積を第２の計算回路ブロックが心拍出 量（Ｃｏ）から心係数（ＣＩ）を計算できるように第２の計算回路ブロック２２ ０へ入力するために使用される。第２の計算回路ブロック２２０は左心ワークイ ンデックス（Ｌ　ＣＷ　Ｉ　）および全身血管抵抗指数（ＳＶＲＩ）を次の式に 従い連続的に心拍ごとに計算するために計算された心係数（ＣＩ）を計算された 平均動脈血圧（ＭＡＰ）と組合せて使用し、ＬＣＷＩ＝ＭＡＰｘＣＩｘ０．０１ ４４　　　　（７）および ５ＶＲＩ＝　（ＭＡＰ／ＣＩ）Ｘ８０　　　　　　（８）ここでＭＡＰはトルで の平均動脈血圧であり、ＣＩは表面積のために正規化された患者の心係数であり （すなわちリットル／分／平方メートル）かつ０．０１４４および８０は圧力お よび心係数のために使用される単位のための変換ファクタである。２つの変換フ ァクタは心係数力（表面積よりもむしろ体重に基づくとき異なる。左心ワークイ ンデックス（Ｌ　ＣＷ　Ｉ　）は単位キログラム・メートル／平方メートル（す なわちｋｇ−ｍ／ｍ２）を有しかつ全身血管抵抗指数（ＳＶＲＩ）は単位ダイン ・秒／ｃｍ’　・平方メートル（すなわちｄｙｎ−８ｅＣ／Ｃｍ５　・ｍ２）を 有する。

この発明の好ましい実施例が記載されかつ図示された力（、その精神から逸脱す ることなく、種々の変更および修正力くこの発明になされ得ることは当該技術の 熟練者には明ら力１であろう。したがって、この発明の範囲は以下の添付の請求 項の範囲によってのみ制限されるべく考慮される。

ペタ３ ［和　瞭　璃　杏　鰯　失

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．患者の平均動脈血圧を連続的にモニタするための非侵襲性の装置であって、 患者の心臓の心室収縮の間動脈への血液の噴出により起こされる第１の部分（１ １４）における血流の増加を検知するための、かつ血流の増加が第１の部分（１ １４）において起こるときを示す第１の出力信号を発生するための、患者の体の 第１の部分（１１４）へ電気的に接続可能な第１の電気バイオインピーダンス測 定手段（１６４）と、患者の心臓の心室収縮の間動脈への血液の噴出により起こ される第２の部分（１３４）における血流の増加を検知するための、かつ血流の 増加が第２の部分（１３４）において起こるときを示す第２の出力信号を発生す るための患者の体の第２の部分（１３４）へ電気的に接続可能な第２の電気バイ オインピーダンス測定手段（１８４）とを含み、第２の部分（１３４）は、第２ の部分（１３４）における血流の増加が第１の部分（１１４）における血流の増 加の後で時間間隔をおいて起こるように第１の部分（１１４）から或る距離をお いて配置され、前記第１の出力信号と前記第２の出力信号との間の前記時間間隔 が第１の部分（１１４）と第２の部分（１３４）との間の距離に比例し、かつ患 者の平均動脈血圧に反比例し、 第１の出力信号と第２の出力信号との間の時間間隔を測定するための、かつ測定 された時間間隔および第１の部分（１１４）と第２の部分（１３４）との間の距 離に基づく患者（１０２）の平均動脈血圧を計算するための電気測定および計算 手段（２１０，２２０）をさらに含むことを特徴とする、装置。 ２．前記第１の電気バイオインピーダンス測定手段（１６４）が、 高周波定振幅電流出力を有する電流源（１６４）と、前記電流源（１６４）の出 力を患者（１０２）の第１の部分（１１４）へ注入し、前記第１の部分（１１４ ）において電流の流れを起こすための手段（１２０，１２２）と、患者（１０２ ）の第１の部分（１１４）を通し前記電流の流れにより起こされる電圧を検知す る（１１０，１１２）ための手段とを含み、前記電圧は各心臓周期の間第１の人 体部分（１１４）における血液の流れにより起こされる第１の人体部分（１１４ ）の電気バイオインピーダンスの変化に従って変化する大きさを有し、 前記検知手段（１１０、１１２）へ接続される電子回路（１６４）をさらに含み 、前記電子回路（１６４）は前記検知手段（１１０，１１２）により検知される 前記電圧を受け、かつ各心臓周期の間第１の部分（１１４）における血流に従っ て変化する大きさを有する第１の出力信号を発生することを特徴とする、請求項 １記載の装置。 ３．前記電子回路（１６４）が第１の部分（１１４）において電気バイオインピ ーダンスの変化の割合に比例する大きさを有する微分された電圧（ｄＺ１／ｄｔ ）を発生する微分回路を含み、前記微分された電圧（ｄＺ１／ｄｔ）は患者の心 臓の心室収縮により起こされる第１の部分（１１４）における血流の増加の最大 の割合に対応して少なくとも１個のピークを有する、請求項２記載の装置。 ４．前記第２の電気バイオインピーダンス測定手段（１８４）が、 高周波定振幅電流出力を有する電流源（１８４）と、前記電流源（１８４）の出 力を患者（１０２）の第２の部分（１３４）へ流入し、前記第２の部分（１３４ ）において電流の流れを起こすための手段（１４０，１４２）と、患者（１０２ ）の第２の部分（１３４）を通して前記電流の流れにより起こされる電圧を検知 （１３０，１３２）するための手段とを含み、前記電圧は各心臓周期の間第２の 人体部分（１３４）における血液の流れにより起こされる第２の人体部分（１３ ４）の電気バイオインピーダンスの変化に従って変化する大きさを有し、前記検 知手段（１３０，１３２）へ接続される電子回路（１８４）をさらに含み、前記 電子回路（１８４）は前記検知手段（１３０，１３２）により検知される前記電 圧を受け、かつ各心臓周期の間第２の人体部分（１３４）における血流に従って 変化する大きさを有する第２の出力信号を発生する、請求項１記載の装置。 ５．前記電子回路（１８４）が第２の部分（１３４）において電気バイオインピ ーダンスの変化の割合に比例する大きさを有する微分された電圧（ｄＺ２／ｄｔ ）を発生する微分回路を含み、前記微分された電圧（ｄＺ２／ｄｔ）は患者の心 臓の心室収縮により起こされる第２の部分（１３４）における血流の増加の最大 の割合に対応して少なくとも１個のピークを有する、請求項４記載の装置。 ６．前記電子測定および計算手段（２１０，２２０）が前記第１の電気バイオイ ンピーダンス測定手段（１６４）からの前記第１の出力信号と、前記第２の電気 バイオインピーダンス測定手段（１８４）からの前記第２の出力信号とに応答し 、かつ前記第１の出力信号により示される血流の増加と前記第２の出力信号によ り示される血流の増加との間の時間間隔を測定するマイクロプロセッサ（２２０ ）を含むことを特徴とする、請求項１記載の装置。 ７．第１（１１４）の部分と第２（１３４）の部分との間の距離を表わす前記マ イクロプロセッサ（２２０）へデータ入力を与えるための前記マイクロプロセッ サ（２２０）に電気的に接続される入力手段（３４０）をさらに特徴とする、請 求項６記載の装置。 ８．前記電子測定および計算手段（２１０，２２０）が患者の平均動脈血圧を表 わす出力信号を発生する、請求項１記載の装置。 ９．患者の平均動脈血圧を表示する前記電子測定および計算手段（２１０，２２ ０）に電気的に接続される表示装置（３６０）をさらに含む、請求項１記載の装 置。 １０．前記電子測定および計算手段（２１０，２２０）が前記第１の出力信号に より示される血流の前記増加の後に予め定められた時間に開始し、かつ予め定め られた持続時間を有する時間窓を発生させるための手段を含み、前記電子測定お よび計算手段（２１０，２２０）は前記時間窓の間のみ前記第２の出力信号をモ ニタし、それによって第１の部分（１１４）の血流の開始と第２の部分（１３４ ）の血流の開始との間の前記時間間隔の不正確な測定の可能性を低減する、請求 項１記載の装置。 １１．前記電子測定および計算手段（２１０，２２０）が以下の関係に従って患 者の平均動脈血圧を計算し、▲数式、化学式、表等があります▼ ここでＭＡＰは計算された平均動脈血圧で、Ｄは２つの人体部分の間の血管距離 で、ＡＰＰＤは測定された動脈の脈拍伝播遅延で、ＡＰＰＤｏｆｆｓｅｔは測定 遅延における経験的に決定されたオフセットで、かつＳＬＯＰＥは測定された遅 延の変化と平均動脈血圧の変化との間の経験的に決められた関係である、請求項 １記載の装置。 １２．前記第１の電気バイオインピーダンス測定手段（１６４）が患者の測定さ れた心臓出力に対応する大きさを有する出力信号を与え、前記電子測定および計 算手段（２１０，２２０）が測定された心臓出力を患者の心係数に対応する大き さへ変換し、かつ前記電子測定および計算手段（２１０，２２０）が以下の関係 に従って患者の左心ワークインデックスを計算し、 ＬＣＷＩ＝ＭＡＰ×ＣＩ×ＣＯＮＳＴＡＮＴここでＬＣＷＩは患者の左心ワーク インデックスで、ＭＡＰは患者の平均動脈血圧で、ＣＩは患者の心係数で、かつ ＣＯＮＳＴＡＮＴは心係数および圧力のパラメータのために選択された定数であ る、請求項１記載の装置。 １３．前記第１の電気バイオインピーダンス測定手段（１６４）が患者の測定さ れた心臓出力に対応する大きさを有する出力信号を与え、前記電子測定および計 算回路（２１０，２２０）が測定された心臓出力を患者の心係数に対応する大き さに変換し、かつ前記電子測定および計算手段（２１０，２２０）が以下の関係 に従って患者の血管抵抗指数を計算し、 ＳＶＲＩ＝（ＭＡＰ／ＣＩ）×ＣＯＮＳＴＡＮＴここでＳＶＲＩは患者の全身血 管抵抗指数で、ＭＡＰは患者の平均動脈血圧で、ＣＩは患者の心係数で、かつＣ ＯＮＳＴＡＮＴは心係数および圧力のパラメータのために選択された定数である 、請求項１記載の装置。 １４．前記第１の電気バイオインピーダンス測定手段（１６４）が、 高周波定振幅電流出力を有する電流源（１６４）と、前記電流源（１６４）の出 力を患者の第１（１１４）のおよび第２（１３４）の部分へ流入し、前記第１（ １１４）のおよび第２（１３４）の部分において電流の流れを起こすための手段 （１２０，１２２，１４０，１４２）と、患者の第１の部分（１１４）を通し電 流により起こされる電圧を検知するための第１の検知手段（１１０，１１２）と を含むことを特徴とし、前記電圧は各心臓周期の間第１の人体部分（１１４）に おける血液の流れにより起こされる第１の人体部分（１１４）の電気バイオイン ピーダンスの変化に従って変化する大きさを有し、前記第１の検知手段（１１０ ，１１２）へ接続される第１の電子回路（１６４）をさらに含むことを特徴とし 、前記第１の電子回路（１６４）は前記第１の検知手段（１１０，１１２）によ り検知される前記電圧を受け、かつ各心臓周期の間第１の部分（１１４）におけ る血流に従って変化する大きさを有する第１の出力信号を発生し、前記第２の電 気バイオインピーダンス測定手段（１８４）が、 患者の第２の部分（１３４）を通し電流の流れにより起こされる電圧を検知する ための第２の検知手段（１３０，１３２）を含むこと特徴とし、前記電圧は各心 臓周期の間第２の人体部分（１３４）における血液の流れにより起こされる第２ の人体部分（１３４）の電気バイオインピーダンスの変化に従って変化する大き さを有し、前記第２の検知手段（１３０，１３２）に接続される第２の電子回路 （１８４）をさらに含むことを特徴とし、前記第２の電子回路（１８４）は前記 第２の検知手段（１３０，１３２）により検知される前記電圧を受け、かつ各心 臓周期の間第２の人体部分において血流に従って変化する大きさを有する第２の 出力信号を発生する、請求項１記載の装置。 １５．患者の平均動脈血圧を非侵襲的にモニタするための方法であって、 第１の電気バイオインピーダンス測定装置（１６４）を患者の体の第１の部分（ １１４）に電気的に接続し、患者の心臓の心室収縮の間動脈への血液の噴出によ り起こされる第１の部分（１１４）における血流の増加を検知し、 血流の増加が第１の部分（１１４）において起こるときを示す第１の出力信号を 発生し、 第２の電気バイオインピーダンス測定装置（１８４）を患者の体の第２の部分（ １３４）へ電気的に接続し、患者の心臓の心室収縮の間動脈への血液の噴出によ り起こされる第２の部分（１３４）における血流の増加を検知し、 血流の増加が第２の部分（１３４）において起こるときを示す第２の出力信号を 発生し、 第２の部分（１３４）における血流の増加が第１の部分（１１４）における血流 の増加の後に時間間隔をおいて起こるように第２の部分（１３４）を第１の部分 （１１４）から或る距離をおいて配置することを特徴とし、前記第１の出力信号 と前記第２の出力信号との間の前記時間間隔は第１の部分（１１４）と第２の部 分（１３４）との間の距離に比例し、かつ患者の平均動脈血圧に反比例し、第１ の出力信号と第２の出力信号との間の時間間隔を測定し、 測定された時間間隔および第１の部分（１１４）と第２の部分（１３４）との間 の距離に基づく患者の平均動脈血圧を計算することをさらに特徴とする、方法。 １６．前記第１の部分（１１４）における血流を検知する前記段階が、 高周波定振幅電流を発生し、 前記電流を患者の第１の部分（１１４）に流入し、患者の第１の部分（１１４） を通し電流の流れにより起こされる電圧を検知する段階を含むことを特徴とし、 前記電圧は各心臓周期の間第１の部分（１１４）における血液の流れにより起こ される第１の部分（１１４）の電気バイオインピーダンスの変化に従って変化す る大きさを有し、前記検知された電圧を増幅し、かつ各心臓周期の間第１の部分 （１１４）における血流に従って変化する大きさを有する第１の出力信号を発生 する段階をさらに含むことを特徴とする、請求項１５記載の方法。 １７．第１の部分（１１４）における電気バイオインピーダンスの変化の割合に 比例する大きさを有する微分された電圧を発生する段階をさらに含み、前記微分 された電圧は患者の心臓の心室収縮により起こされる第１の部分（１１４）にお ける血流の増加の最大の割合に対応する少なくとも１個のピークを有する、請求 項１６記載の方法。 １８．前記第２の部分（１３４）における血流を検知する前記段階が、 高周波定振幅電流を発生し、 前記電流を患者の第２の部分（１３４）に流入し、患者の第２の部分（１３４） を通し電流の流れにより起こされる電圧を検知する段階を含むことを特徴とし、 前記電圧は各心臓周期の間第２の部分（１３４）における血液の流れにより起こ される第２の部分（１３４）の電気バイオインピーダンスの変化に従って変化す る大きさを有し、前記検知された電圧を増幅し、かつ各心臓周期の間第１の部分 （１１４）における血流に従って変化する大きさを有する第２の出力信号を発生 する段階をさらに含むことを特徴とする、請求項１７記載の方法。 １９．第１の部分（１１４）における電気バイオインピーダンスの変化の割合に 比例する大きさを有する微分された電圧を発生する段階をさらに含み、前記微分 された電圧は患者の心臓の心室収縮により起こされる第２の部分における血流の 増加の最大の割合に対応する少なくとも１個のピークを有する、請求項１８記載 の方法。 ２０．前記計算段階がマイクロプロセッサ（２２０）により行なわれ、かつ第１ （１１４）の部分と第２（１３４）の部分との間の距離を表わす前記マイクロプ ロセッサ（２２０）へデータを入力する段階をさらに含む、請求項１５記載の方 法。 ２１．患者の平均動脈血圧を表わす出力信号を発生する段階をさらに含む、請求 項１５記載の方法。 ２２．患者の平均動脈血圧を表示する段階をさらに含む、請求項１５記載の方法 。 ２３．前記第１の出力信号により示される血流の前記増加の後の予め定められた 時間に開始し、かつ予め定められた持続時間を有する時間窓を発生する段階をさ らに含み、前記測定段階は前記時間窓の間のみ前記時間間隔の終わりを測定し、 それによって第１の部分（１１４）における血流の開始と第２の部分（１３４） における血流の開始との間の前記時間間隔の不正確な測定の可能性を低減するよ うに操作できる、請求項１５記載の方法。 ２４．前記計算段階が以下の関係に従って行なわれ、▲数式、化学式、表等があ ります▼ ここでＭＡＰは計算された平均動脈血圧で、Ｄは２個の部分の間の血管距離で、 ＡＰＰＤは測定された動脈の脈拍伝播遅延で、ＡＰＰＤｏｆｆｓｅｔは測定遅延 における経験的に決められたオフセットで、かつＳＬＯＰＥは測定された遅延の 変化と平均動脈血圧の変化との間の経験的に決められた関係である、請求項１５ 記載の方法。 ２５．ＳＬＯＰＥが１トルにつき約−０．８７５ミリセカンド／ｍで、かつＡＰ ＰＤｏｆｆｓｅｔが約２１０ミリセカンドである、請求項２４記載の方法。 ２６．患者の測定された心臓出力に対応する大きさを有する出力信号を与え、 測定された心臓出力を患者の心係数に対応する大きさに変換し、 以下の関係に従って患者の左心ワークインデックスを計算する段階をさらに含み 、 ＬＣＷＩ＝ＭＡＰ×ＣＩ×ＣＯＮＳＴＡＮＴここでＬＳＷＩは患者の左心ワーク インデックスで、ＭＡＰは患者の平均動脈血圧で、ＣＩは患者の心係数で、かつ ＣＯＮＳＴＡＮＴは心係数および圧力のパラメータのために選択された定数であ る、請求項１５記載の方法。 ２７．患者の測定された心臓出力に対応する大きさを有する出力信号を与え、 測定された心臓出力を患者の心係数に対応する大きさに変換し、 以下の関係に従って患者の全身血管抵抗指数を計算する段階をさらに含み、 ＳＶＲＩ＝（ＭＡＰ／ＣＩ）×ＣＯＮＳＴＡＮＴここでＳＶＲＩは患者の全身血 管抵抗指数で、ＭＡＰは患者の平均動脈血圧で、ＣＩは患者の心係数で、かつＣ ＯＮＳＴＡＮＴは心係数および圧力のパラメータのために選択された定数である 、請求項１５記載の方法。