KR100331093B1

KR100331093B1 - 생체의 신장성 함수 및 계통 혈 흐름의 생체내 결정을 위한 장치

Info

Publication number: KR100331093B1
Application number: KR1019990011000A
Authority: KR
Inventors: 스테판 죠켄; 마티아스 팰레; 울리크제이. 파이퍼
Original assignee: 추후제출; 펠션 메디컬 시스템스 아게
Priority date: 1998-03-31
Filing date: 1999-03-30
Publication date: 2002-04-06
Also published as: EP0947941A2; CN1188801C; EP0947941B1; RU2179408C2; DE69908015D1; DE19814371A1; CN1231162A; EP0947941A3; JP3397716B2; KR19990078405A; DE69908015T2; JPH11318833A; ES2141069T3; CA2266883A1; ES2141069T1; CA2266883C

Abstract

혈 압력 p(t) 및 기준 심장출력(COref)으로부터 심실 하류측의 혈관계통의 신장성 함수 C(p) = dV/dp 및/또는 생체의 계통 혈 흐름의 개별 생체 내 결정을 위한 장치는,

a) 대동맥 또는 대동맥 근처의 압력 p(t)를 연속적으로 결정하는 압력센서;

b) b1) 상기 혈 압력 p(t)로부터 평균 혈 압력(MAP)을 계산하며,

b2) CVP는 확정되거나 추정된 임의의 중심 정맥압력, COref는 상기 심장출력에 대한 기준값일 때,

로서 계통 저항(R)를 계산하며,

b3) 시간에 대한 혈 압력의 적어도 1차 미분= dp/dt을 취하며,

b4) 비선형 모델을 사용하여 적어도 p(t),및 R로부터 상기 신장성 함수 C(p)를 계산하는

컴퓨터를 포함한다.

Description

생체의 신장성 함수 및 계통 혈 흐름의 생체내 결정을 위한 장치{Devices for in-vivo determination of the compliance function and the systemic blood flow of a living being}

본 발명은 혈 압력 p(t) 및 기준 심장출력(COref)으로부터 생체의 심실의 하류측 혈관계통의 신장성(compliance) 함수 C(p) = dV/dp의 개별 생체내 결정을 위한 장치에 관한 것이다.

본 발명은 또한 계통의 혈 흐름 q(t)를 연속적으로 결정하는 장치에 관한 것으로, 이 장치에서 대동맥 또는 대동맥 근처의 혈 압력 p(t)가 연속적으로 결정된다.

상기 언급한 형태의 방법 및 장치는 공지되어 있다. 종래에, 많은 방법들은 동맥 혈 압력으로부터 심장의 출력(CO)을 산출할 목적으로 개발되었다. 한편, CO를 예를 들면 평균 동맥 압력(MAP), 심장수축 압력 및 심장확장 압력(APsys, APdia), 분출시간(ET) 및 환자 데이터(나이, 성, 몸무게, 키)와 같은 몇개의 특징값으로부터 결정하는 방법이 제안되어 있으며[4, 5, 6], 한편, 심장출력을 계산하기 위해서 맥박 혈 압력 곡선의 전체 윤곽을 이용하는 알고리즘이 사용된다[1, 5, 20]. 후자의 방법에서, 이 방법은 맥박 윤곽 분석이라고도 하는 것으로서, 지금까지 2개의 서로 다른 방식이 채택되었다. 그 중 하나는 몇몇 정정 인자를 사용하여 동맥 혈 압력으로부터 직접 CO를 계산하였으며[19, 20], 다른 하나는[5, 25] 혈 흐름을 특정한 가정과 함께 압력으로부터 계산하고, 대동맥 내에 실제 혈 흐름에 대응며 그러므로써 심장출력을 결정하는데 사용할 수 있는 것으로 하고 있다.

헤일스[26]에 의해 처음으로 제안되어 프랭크[27]에 의해 사용된 것으로 스트로크(stroke) 용적(SV) 및 맥박수와 함께 심장출력을 결정하는 전형적인 윈드케슬(Windkessel) 모델은 해당 심장혈관계통을 모델화하는 주변 저항(R) 및신장성(C)만을 사용한다. 이 모델에서, 동맥 혈 흐름은 q(t)로 기술되는데, 이것은 측정될 혈 압력 p(t)을 사용하여 주어진 C 및 R에 대해서 계산될 수 있다. 그러나, 면밀히 검토해 보면 이 간단한 모델은 생리적인 상태를 단지 불완전하게 재현하고 있음을 보이고 있어 그 결과로 원 모델에 많은 수정이 제안되었으며, 이는 [24, 28]을 참조하여 살펴볼 수 있다.

이들 방법의 정확성은 근본적으로 가정, 즉 사용된 모델이 해당 심장혈관계통의 상태를 얼마나 잘 반영하였는가에 달려있으며, [5]에서 이에 따라 파라미터가 환자의 나이 및 성에 의해 규정되는 비선형 윈드케슬 모델이 사용된다. 그러나 최근의 조사[2]에 따르면 [5]에서 사용된 모델은 기초를 이루는 정확한 생리상태를 재현하지 못함을 보이고 있는데, 특히 혈관의 신장성은 [5]에 주어진 신장성/압력 관계로 항상 기술될 수 없음을 보이고 있다. 이러한 불일치에는 몇가지 원인이 있을 수 있다. 먼저, [5]에서는 혈 압력에 대해 생체 밖에서 결정된 대동맥 단면적의 의존관계만을 고려하고 있고, [22, 23]에서 기술된 바와 같이 길이 변화는 무시되었으며, 또한 강하게 헤마토크리트(hematocrit)에 의존하는 점도가 아닌 혈액의 밀도만을 고려하고 주변 계통의 신장성은 마찬가지로 무시되었다. 두번째로, 나이와 성을 별문제로 하고, 특정 개인의 신장성 함수 C(p)를 [5]에 기술된 방법에서는 사용할 수 없다. 그러나, 정확하게 이상 생리학상의 병상, 예를 들면 동맥경화증 진찰에서 나이와 성에 따라 C(p)가 변한다고 가정할 수 없고, 따라서 기본모델은 생리적인 상태를 단지 불완전하게 기술하고 있는 것이다[25]. 마지막으로, [24]에서 수정된 윈드케슬 모델은 기초를 이루는 생리적인 상태를 더욱 정확하게 재현할수 있을 것임을 보였다.

그러나, 상기 기술된 모든 모델의 공통되는 요소는 모델 파라미터가 일단 결정된 후에는 이들 모델 파라미터는 해당 심장혈관계통의 상태에 더 이상 의존하지 않는다는 것이다. 그럼에도 불구하고, 거의 모든 파라미터는 시간에 따라 달라질 수 있으며, 예를 들면 계통 저항(R)은 약물치료 결과에 따라 달라질 수 있다. 대동맥의 신장력 및 길이를 포함하는 다른 파라미터는 압력에 따라 매우 크게 달라지기 때문에 이들 파라미터는 실제로 한 맥막 내에서도 변수로서 간주되어야 한다.

동물실험[22]에서 그리고 사람[29]에 대해 대동맥 임피던스 및 신장성은 일정한 것으로 가정할 수 없다는 사실을 보이고 있다. 이것의 주요 원인은 대동맥 및 대동맥 근처에 혈관의 신장력, 길이 변화 및 용적 변화이다. 압력의 함수로서 대동맥 용적 V의 전형적인 변화는 특히 [30]에 기술되어 있다. 계통의 신장성은 다음 식으로 주어진다.

(4)

그리고 한정된 용적때문에 신장성은 매우 높은 압력에 대해 제로로 되어야 하므로 일정할 수 없다. 용적 변화는 혈관의 길이 및 단면적 변화에 의해 야기되므로, 나비어-스톡스(Navier-Stokes) 식에 따라 한편으로는 단면적 및 액체의 밀도에 의해 결정되며 다른 한편으로는 길이, 혈액의 점도 및 밀도에 의해 결정되는 대동맥 임피던스 변화가 또한 있다.

압력 의존형 대동맥 임피던스 및 신장성은 특히 [5, 21]에 다루어져 있으며, 비선형 윈드케슬 모델을 조사하는데 사용되었다. [5]에서는 특히 C(p)가 환자의나이와 성에 의해 정해질 수 있는 것으로 가정하고 있다. 임피던스 Z(p)는 이 방식에서 또한 무시되고 있다. 더욱이, [21]에서 얻어진 결과로부터 [5]에 사용된 모델은 실제 생리적인 상황과 어느 정도 상충될 수 있음을 알 수 있다. 이것의 한 원인은 신장성 및 대동맥 임피던스가 미리 설정되어 있기 때문이다. 이러한 형태의 방식은 관계된 환자의 특성을 고려하는 데에는 적합하지 않다. 더욱이, [5]에 제안된 방법은 수정하지 않고는 다른 류에 적용할 수 없다. 더구나, [5]에서는 생체 밖에서 사전에 조사한 전형적인 대동맥 직경 및 혈액 밀도를 고려하고 있다. 대동맥 길이 변화의 영향과, 대동맥 근처의 혈관 및 주변 혈관의 동적 행동 및 혈액의 점도는 생체 내에 존재하는 상태의 모델화에서 무시된다.

결국, 신장성/압력 관계를 개인별로 생체 내에서 결정함에 있어 여기 사용된 측정된 변수를 채용하는 어떠한 방법도 아직 없다.

이들 문제는 관련된 생리 계통, 즉 사람 혹은 동물에 대한 측정으로부터 관련된 모든 파라미터를 결정함으로서 본 발명의 장치에 의해 제거될 것이다. 이를 위해서, 특히 대동맥 혹은 대동맥 근처의 혈 압력 p(t)은 연속적으로 측정되어야 하며 기준 심장출력(COref)은 적어도 한번은 측정되어야 한다. 이들 값을 사용하여, 모든 파라미터가 정해질 수 있고 이어서 혈 역학(hemodynamic) 조사에 사용될 수 있다.

본 발명의 목적은 생체의 신장성 함수의 개별 생체내 결정을 위한 장치를 제공하는 것이며, 이것은 가능한 한 정확하게 생리적인 상태를 재현한다.

본 발명의 다른 목적은 침입(invasivenss) 정도가 낮고 가능한 한 정확하게 임의의 주어진 시간에서도 실제 혈 흐름을 기술하는, 환자의 계통 혈 흐름을 연속적으로 결정하는 장치를 제공하는 것이다.

도 1은 해당 심장혈관계통을 모사한 바람직한 전기 모델 회로를 도시한 도면.

도 2는 대동맥 임피던스 Z(p), 신장성 함수 C(p) 및 혈 흐름 q(t)를 계산하기 위한 흐름도.

도 3a는 t0는 대동맥 밸브가 열리는 시간, ts는 대동맥 밸브가 닫히는 시간, 및 tD는 심장확장의 종료시간을 나타내는 혈 압력 p(t)의 시간 의존관계를 도시한 그래프.

도 3b는 혈 압력 p(t)의 시간 의존관계 및 결과적인 혈 흐름 q(t)를 설명하는 그래프.

도 4는 사람의 대동맥의 전형적인 신장성 함수 C(p)를 도시한 도면.

도 5는 본 발명에 따른 장치의 블록 회로도.

이들 목적이 달성되는 방법은 독립 특허 청구범위에 기술되어 있다. 잇점을 제공하는 개선된 것은 종속 특허 청구범위에서 찾아 볼 수 있다.

본 발명에 따라서, 소위 윈드케슬 모델이 사용되며, 이의 파라미터는 생체내 기준 측정을 이용하여 알 수 있다. 이어서 계통의 흐름 및 다른 혈 역학 파라미터가 그에 의해 결정된다. 이러한 식으로 개조되어 수정된 윈드케슬 모델은 관련된 개인의 심장혈관계통을 더욱 정확하게 기술하게 되고 그러므로 그로부터 도출된 계통의 흐름 및 혈 역학 파라미터를 마찬가지로 더욱 정확하게 계산하는데 사용될 수 있다. 본 발명은 또한 그 목적을 위해 사전에 가정한 특징을 결정할 필요없이 다른 종(species)에 직접 적용될 수 있다. 새롭게 개발된 방법에 대해 별도로 해야 할 것은 연속적인 혈 압력 측정외에 개인의 신장성 함수를 계산함에 있어, 심장출력을 다른 방법, 예를 들면 동맥 열 희석(thermodilution)을 사용하여 적어도 한번은 결정해야 한다는 사실에 있다.

본 발명을 도면에 개략적으로 나타낸 예시적인 실시예를 참조하여 이하 상세히 설명한다.

도 1은 본 발명에 따라 바람직하게 사용되는, 대동맥 임피던스 함수 Z(p) 및 Z₀(p), 신장성 함수 C(p) 및 계통 저항(R)을 고려한 수정된 비선형 윈드케슬 모델을도시한 것이다.

도 1에서 저항기(R)는 신체의 시변 주변 흐름 저항을 나타낸 것이다. Z(p) 및 Z₀(p)는 압력 p(t)에 의존하는 비선형 임피던스이며, 비선형 압력 의존형 캐패시턴스 C(p)와 함께 대동맥 및 대동맥 근처의 혈관의 행동을 모사하도록 된 것이다.

대동맥 임피던스에 대해, 마찬가지로 계산되어야 하는 푸리에 변환및 함수로 도 1에 도시된 모델에 대해 얻어진 결과는,

(1)

이므로, R>>Z에 대해서, 이것은

(2)

이 된다.

다음 식은 신장성 C에 대해 또한 만족된다.

(3)

여기서,및는 시간에 대한 압력 및 흐름의 각각의 미분이다. 식(1) 내지 (3)은 계통 혈 흐름 q(t), 혈 압력 p(t), 및 계통 저항 R을 알고 있다면, 도 1의 모델에 대해 C 및 Z를 계산할 수 있음을 보이고 있다. 그러나, 이 모델은 관계된 심장혈관계통을, 제안된 방식의 범위 내에서 가능한 정도로만 잘 기술하고 있다.

도 2는 개량된 방법의 개요를 도시한 것이다.

i) 평균 동맥 혈 압력 MAP 및 맥박수 HR은 압력 p(t)로부터 먼저 결정된다.

ii) 동맥의 열 희석에 의해 바람직하게 결정되며, 다음 식,

(5)

이 만족되는 기준 심장출력(COref)과 함께, 계통 저항은 R = (MAP-CVP/COref에 따라 계산된다. 이 식에서, CVP는 모를 경우 적합한 일정 압력, 예를 들면 0mmHg로 근사화될 수 있는 중심 정맥 압력이다.

iii) 다음 단계는 흐름 q(t)를 정하는 것으로, 이것은 적합하게 선택되어야 하고, 후속 반복에서 시작 함수로서 사용되며, 기초를 이루는 생리적인 상태를 만족한다. 혈 흐름 q(t)는 좌심실에서 대동맥으로 직접 지나는 혈 흐름을 기술한다. 그러므로 기준 심장출력(COref)을 측정할 동안 기록된 모든 맥박에 대해 q(t)는 서브 상태,

q(t0)=q(ts)=0 및(6)

이 만족되어야 한다. 이 식에서, 시간 t0는 심장수축의 시작이며 ts는 심장수축의 종료이다. 심장확장의 종료를 이하 tD로 표기한다. 적합한 흐름 q(t)는 ts < t ≤tD에 대해선 q(t) = 0일 될 것이며 t0 < t ≤ts에 대해선,

(7)

혹은 바람직하게는,

(8)

이 될 것이며, 후자의 경우, κ는의 상태로부터 결정된다. 그러나, 식(7) 및 (8)에 나타낸 흐름 외에도, 다른 시작하는 상태, 예를 들면 상수 혹은 포물선 흐름을 생각할 수 있다.

iv) Z(p) = 0으로 설정하며, 보조 변수 qold(t) 및 Eold를 도입하고, 이들을 qold(t) = q(t) 및 Eold = ∞로 초기화한다.

v) 대동맥 혹은 대동맥 근처에서 측정된 혈 압력 p(t)로부터 흐름 q(t) 및 이의 시간미분,

(9)

에 따라 신장성 함수를 계산한다.

vi) 신장성 함수의 역을 적합한 p차 다항식, 즉

(10)

으로 근사화하며, 전개 계수는,

(11)

의 등식이 최적으로 만족되도록 결정된다. 이에 대한 적합한 기준으로서, 평균 제곱 에러

를 최소화할 수 있으며, 이것은 모든 시간에서 혹은 대안으로 바람직한 시간 간격에서만 p(t) 및 q(t)를 사용하는 것이 가능하다. 이 경우 및 이하, <ㆍ> 표기는평균의 계산을 나타낸다.

vii) E < Eold 이면, qold(t) = q(t) 및 Eold = E로 설정하고 다음 단계 viii)로 진행하고 그렇지 않으면 x) 단계로 간다.

viii) z(p)를 계산한다. 한편으로, 이를 위해 채택된 과정은 식(1) 혹은 (2)에 따라 z(p)를 결정할 수 있다. 이 경우, 파라미터가 압력에 의존하지 않은 도 1b에서의 모델에 대해서만 초기에 유효한 이들 식은 도 1에 따라 제안된 비선형 방법에 충분히 짧은 시간 간격 Δt 동안에 적용하는 것으로 가정한다. 후자의 경우,와 함께 식(2)에 따라, 혹은 똑같이, 종래의 푸리에 변환없이 시간 의존 혈 압력 p(t) 및 혈 흐름 q(t)로부터도 직접

(12)

에 의해서 임피던스 함수를 확정할 수 있다. 다른 한편으로는 다음 설명으로부터 알 수 있듯이,

(13)

에 의해 더욱 간단하게 Z(p)를 계산할 수 있다. 대동맥 직경(d) 및 길이(l)는 압력이 증가함에 따라 증가하므로, 먼저 근사화한 d 및 l을 취할 수 있다. 하겐-포셀(Hagen-Poiseuille) 법칙에 따라, 이것은 Z(p) ∝ η/V로 되고, 여기서 η는 혈액의 점도를 나타내며 V는 대동맥 용적을 나타낸다. 이것은 C(p) = dV/dp에 의해서, C(p)∝ d(1/Z)/dp를 제공하며, 이로부터 직접 식(13)으로 된다. 이 식이 포함하는 비례상수 A는 예를 들면 식(12)에 따라 적어도 하나의 압력 p에 대한 함수Z(p)를 결정함으로써 결정될 수 있다.

ix) 에러 E가 충분히 작다면, 모델 파라미터 동정(identification)은 여기서 종료된다. 그렇지 않다면, x) 단계로 계속된다.

x) 취해진 혈 흐름은 기준 심장출력에서 온 스트로크 용적 SV = COref/HR에 스트로크 용적이 대응하게 최종으로 변경되어야 한다. 이 때, qold(t)는 지금까지 항상 최적의 혈 흐름을 기술하고 있기 때문에,와 함께 qold(t) = qold(t) + δq(t)이 설정된다.

xi) 단계 v)로 계속진행한다.

i)-xi)에 나타낸 알고리즘은 바람직한 방법을 기술한 것으로, 여기서, 기준 심장출력(COref) 및 연속적으로 측정된 동맥 펄스 곡선 p(t)는 모든 다른 값을 결정하는데 사용된다. 이것은 관계된 심장혈관 계통에서 실제로 일어나는 상호작용에 의해 요구되는 바대로 신장성 함수 및 대동맥 임피던스 함수가 결정됨을 보장한다. 특히, C(p)는 그럼으로써 대동맥 단면 변화만이 아니라, 대동맥 및 주변 혈관의 실제 용적변화를 고려하며, 마찬가지로 대동맥의 길이변화 및 혈액의 밀도와 점도를 Z(p)로 기술한다. 단계 vi)에서 도입된 것으로 어떠한 생리적으로 가능한 신장성/압력 관계도 재현할 수 있게 기술된 바에 의해서, C(p) 및 z(p)를 추정(extrapolate)하는 것이 가능하므로, 함수들은 캘리브레이션, 즉 기준 심장출력 측정동안 관측된 압력을 넘어서도 적용될 수 있다.

상기 알고리즘은 바람직한 방법을 기술한 것이다. 이로부터 다른 방법을 쉽게 얻을 수 있으며 첨부된 청구범위에 의해 보호된다. 특히, vi)에서, 신장성 함수의 역 대신에, C(p)를 유한 테일러 급수, 즉 다항식으로 기술하는 것이 또한 가능하다. 또한 단계 viii) 및 ix)를 서로 상호교환하는 것을 생각할 수 있으며, 혹은 단계 vi)에서 기준을 수정하여 최적화하는 것을 생각할 수 있다. 예를 들면, 평균 제곱 에러를 최소화하는 대신에, 기대값을 최대화하는 것이 또한 가능하다.

방법을 가속화하기 위해서, 심장확장기, 즉 ts < t ≤tD로부터만 C(p)를 초기에 결정하는 식으로 단계 iii)에서 초기 혈 흐름 q(t)의 선택을 구성하는 것이 특히 가능하다. 식(9)에 따라, C(p)=-p(t)/Rㆍ는 이때 Z=0에 대해 만족되므로 모든 p(t) < p(ts)에 대해서 신장성 함수는 심장수축 동안 혈 흐름을 오소고날 함수 시스템, 예를 들면

(14)

으로 전개하는데 사용될 수 있다. 계수 qk는 이 경우,

(15)

의 식을 최소화함으로써 결정되며, 상기 에러는 심장수축이 시작될 때 일어나는 것들을 포함하여, 모든 p(t) < p(ts)로부터 계산되는 것이다. 이러한 혈 흐름의 선택으로, 심장혈관계통이 충분히 양호한 상태에 있다면, 상기 기술된 알고리즘을 사용하여 모델 파라미터를 계산하는데 단지 한번이나 몇번의 반복이면 충분하다.

본 발명은 단계 vi)에서, 심장확장 범위로부터 압력값만을 사용하며 1/C(p)는 2차 다항식으로 근사화되는 경우 더 가속화될 수 있다. 제1 반복동안에, 이 적용에 있어서, 다음 결과가 얻어진다.

(16)

도 1의 모델의 파라미터를, 대동맥 혹은 대동맥 근처의 혈 압력 p(t)과 기준 심장출력(COref)으로부터 결정한 다음에는 심장출력은 심장박동마다 혈 압력으로부터만 연속적으로 계속하여 계산될 수 있다. 이를 위해서, 이하 다시 to로 표기하는 심장박동의 시작이 계산될 필요가 있고 초기 상태 q(to) ==0에 대해 식(11)이 계산될 필요가 있다. 이러한 형태의 계산은 수치적으로, 예를 들면 룬게-쿠타(Runge-Kutta), 율러(Euler) 혹은 또 다른 일반적으로 공지된 알고리즘을 사용하여 수행될 수 있다. 더욱이 이산 시간간격에서만 필요한 혈 압력 측정이 가능하다면, 필요하다면 이들 간에 선형화를 수행할 수 있다. 혈 압력만을 사용하여 결정된 스트로크 용적에 대해서,=1에서

(17)

이 만족되므로, 연속하여 결정된 심장출력 CO에 대해서,

(18)

이 얻어진다.

상기 식에서, HR은 맥박수를 나타내며, 이것은 마찬가지로 맥박 곡선 p(t)로부터 산출되는 것이며 분당 맥박수를 나타낸다. 식(16) 및 (17)에 나타나 있는 적분은 이 경우 전체 맥박에 걸쳐 적분될 수 있으며, 아니면 대안으로 q(t)=0은 심장확장 동안에 만족되므로 심장수축의 길이에 대해서만 적분될 수 있다. 스트로크 용적(SV), 그러므로 CO도 전체 맥박 동안에 계산된다면, 심장수축의 종료를 결정할필요가 없다. 이를 행하기 위해서(예를 들면 [31]참조), 압력 곡선을 정확하게 분석해서, p(t)로부터 소위 심장확장 노치, 즉 심장수축의 종료 위치를 결정하도록 해야 할 것이며, 더욱이 ECG와 같은 측정기구가 필요하게 될 것이다. 전체 구간에 대한 적분은 결국 맥박의 특정 구간만을 평가하는 방법들보다는 더 확고하고 덜 복잡하다. 더욱이, 기준 심장용적(COref)과 더불어, 상기 기술된 방법을 사용하여 모델 동정에 사용된 혈 압력 측정으로부터, 연속적으로 결정된 심장출력 CO를 산출한다면, 연속 CO 계산을 위한 방법은 CO=COref가 만족되어야 하며 정확하며 그러므로 캘리브레이션 인자는

(19)

에 따라 결정되므로 그 정확성은 더 증가될 수 있다.

상기 기술된 방법을 사용하기 위해서, 도 5에 나타낸 기본구조를 갖는 장치를 갖출 필요가 있다. 이 도면에서, 점선으로 나타낸 구성요소는 선택적인 것으로 이들 중 적어도 일부는 장치의 최소 구성에서는 생략될 수도 있다. 이러한 형태의 장치는 적어도 평가부, 즉 통상 중앙처리부로 구성되며, 여기서 개개의 신장성 함수 C(p)를 결정하는 방법은 그 자신의 방법으로 혹은 다른 방법과 함께 구현되며, 특히, 심장출력을 연속적으로 계산하는 방법을 동일 장치 내에 채용할 수도 있다. 대동맥 혹은 대동맥 근처의 혈 압력 p(t)를 측정하기 위한 센서 및 신호처리 및 신호변환을 위한 구성, 프로그램 메모리 및 데이터 메모리, 그리고 기준심장출력(COref)을 제공하는 장치를 구비할 필요가 있다. COref가 동맥 열 희석을 통해 결정된다면, 이 부분은 적어도 혈 온도 센서 및 이 방법에 의해 사용되는 주사액(injection dose)의 온도를 측정하는 센서로 구성되며, 이에 대해선 [8]를 참조한다. 그러나, COref는 다른 방법으로도 얻어질 수 있으므로, 이 모듈은 다른 형태를 취할 수도 있으며, 사용자가 명령을 입력하는 장치에 사용될 수 있는 키패드를 통해 입력될 수 있다. 평가결과를 디스플레이되게 하거나 인쇄하거나 아니면 큰 저장장치(도시없음)에 저장되게 하는 옵션 중 적어도 하나가 있을 것이다.

<참고문헌>

[1] 미국특허 제5,183,051; 크레이딘 등.

[2] 미국특허 제5,211,177; 체스니 등.

[3] 미국특허 제5,241,966; 핀켈스타인 등.

[4] 미국특허 제5,316,004; 체스니 등.

[5] 미국특허 제5,400,793; 웨슬링 등.

[6] 미국특허 제5,535,753; 페트루첼리 등.

[7] 미국특허 제5,647,369; 페트루첼리 등.

[8] 미국특허 제5,526,817; 파이퍼 등.

[19] 베르너 등. (1953); J. Appl. Physiol. 5;495

[20] 베슬링 등. (1983); Adv. cardivasc. Phys. 5:16-52

[21] 포글리아리 등. (1996); Modeling in Physiol. H:2661-2668

[22] 젠틸 등. (1988); Cardiovas. Res. 22:385-389

[23] 위이츠 등. (1995); Phys. Med. Biol. 40:1577-1597

[24] 토이 등. (1985); IEEE Trans. Biodmed. Eng. 32(2):174-176

[25] 리처 등. (1984); Biorheology 21 : 723-734

[26] 헤일스(1735); Statical Essays: containing Haemostatics

[27] 프랭크(1899); Z. Biol. 37:483-526

[28] 요시기 등. (1997); Am. J. Physiol. 274

(Heart Circ. Physiol. 42):H19-H27

[29] 랑게보우터스 등. (1984); J. Biomechanics 17:425-435

[30] 홀록 등. (1937); J. Clin. Invest. 16:597

[31] 호스켈스 등. (1997); J. Clin. Mon. 13:309-316

Claims

혈 압력 p(t) 및 기준 심장출력(COref)으로부터 생체의 심실 하류측의 혈관계통의 신장성(compliance) 함수 C(p) = dV/dp의 개별 생체 내 결정을 위한 장치에 있어서,

a) 대동맥 또는 대동맥 근처의 압력 p(t)를 연속적으로 결정하는 압력센서;

b) b1) 상기 혈 압력 p(t)로부터 평균 혈 압력(MAP)을 계산하며,

b2) CVP는 확정되거나 추정된 임의의 중심 정맥압력, COref는 상기 심장출력에 대한 기준값일 때,

로서 계통 저항(R)을 계산하며,

b3) 시간에 대한 혈 압력의 적어도 1차 미분= dp/dt를 취하며,

b4) 비선형 모델을 사용하여 적어도 p(t),및 R로부터 상기 신장성 함수 C(p)를 계산하는

컴퓨터

를 포함하는 것을 특징으로 하는 혈관계통의 신장성 함수의 개별 생체 내 결정을 위한 장치.
제 1 항에 있어서, 상기 컴퓨터는 상기 신장성 함수 C(p)를 계산하기 위해서, ts가 대동맥 밸브가 닫힐 때의 시간일 때,

p(t)p(ts)

의 상태를 만족하는 p(t)의 값만을 사용하는 것을 특징으로 하는 혈관계통의 신장성 함수의 개별 생체 내 결정을 위한 장치.
제 1 항에 있어서, 상기 컴퓨터는 신장성 함수 C(p)를 계산하기 위해 심장확장으로부터 혈 압력값만을 사용하는 것을 특징으로 하는 혈관계통의 신장성 함수의 개별 생체 내 결정을 위한 장치.
제 1 항에 있어서, 상기 컴퓨터는 신장성 함수 C(p)를 계산하기 위해 심장수축으로부터 혈 압력값만을 사용하는 것을 특징으로 하는 혈관계통의 신장성 함수의 개별 생체 내 결정을 위한 장치.
제1항 내지 제4항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 컴퓨터는 압력 p(t) 및 상기 1차 미분 dp/dt에 기초하여 혈 흐름 q(t)를 결정하고,

이 최적으로 만족되게 하는 임의의 임피던스 함수 Z(p) 및 임의의 시간 t에 대해서,

에 따라 신장성 함수를 계산하는 것

을 특징으로 하는 혈관계의 신장성 함수의 개별 생체 내 결정을 위한 장치.
(정정)제 1 항 내지 제 4 항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 컴퓨터는 상기 신장성 함수의 역, 즉 1/C(p)를, 유한 차수 다항식으로 근사화하며, 상기 기준 심장출력을 결정할 때 기록된 압력범위를 넘어서는 C(p)를 추정(extrapolate)하기 위해서 상기 다항식을 사용하는 것을 특징으로 하는 혈관계통의 신장성 함수의 개별 생체 내 결정을 위한 장치.
제 1 항에 있어서, 상기 컴퓨터는,

의 함수의 최소를 결정하며, 이어서 개별 신장성 함수 C(p)를,

로서 계산하는 것을 특징으로 하는 혈관계통의 신장성 함수의 개별 생체 내 결정을 위한 장치.
(정정)제 3 항에 있어서, 상기 컴퓨터는 상기 신장성 함수 C(p)의 역을 2차 다항식으로 기술하며, C(p)를

의 함수로 근사화하는 것을 특징으로 하는 혈관계통의 신장성 함수의 개별 생체 내 결정을 위한 장치.
(정정)제 1 항 내지 제 4 항, 제 7 항 및 제 8 항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 컴퓨터는 상기 신장성 함수를, 1차 다항식으로 근사화하며, 상기 기준 심장출력을 결정할 때 기록된 압력범위를 넘어서는 C(p)를 추정하기 위해서 상기 다항식을 사용하는 것을 특징으로 하는 혈관계통의 신장성 함수의 개별 생체 내 결정을 위한 장치.
제 1 항에 있어서, 상기 컴퓨터는,

의 함수의 최소를 결정하고, 이어서

로서 개별 신장성 함수 C(p)를 계산하는 것을 특징으로 하는 혈관계통의 신장성 함수의 개별 생체 내 결정을 위한 장치.
(정정)제 3 항에 있어서, 상기 컴퓨터는 p(t)p(ts)에 대해 계산된 신장성 함수 C(p)를 사용하여, 완전한 함수 시스템 항으로 상기 혈 흐름 q(t)를 전개하며, 특히,

의 식에 의한 푸리에 급수 형태로 q(t)를 기술하며, 여기서 계수 qk는 평균 제곱 에러를 최소함으로써 결정되며 t0 및 ts값은 대동맥 밸브가 개폐될 때의 시간들을 나타내는 것을 특징으로 하는 혈관계통의 신장성 함수의 개별 생체 내 결정을 위한 장치.
(정정)제 1 항 내지 제 4 항, 제 7 항, 제 8 항, 제 10 항 및 제 11 항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 컴퓨터는 평균 제곱 에러를 최소화하도록 취해진 혈 흐름 q(t)를 변경하는 하는 것을 특징으로 하는 혈관계통의 신장성 함수의 개별 생체 내 결정을 위한 장치.
(정정)제 1 항 내지 제 4 항, 제 7 항, 제 8 항, 제 10 항 및 제 11 항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 컴퓨터는 A가 비례상수일 때,

의 의한 대동맥 임피던스/압력 관계를 결정하는 것을 특징으로 하는 혈관계통의 신장성 함수의 개별 생체 내 결정을 위한 장치.
(정정)제 1 항 내지 제 4 항, 제 7 항, 제 8 항, 제 10 항 및 제 11 항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 컴퓨터는혹은에 따라 혈 압력및 가정된 혈 흐름의 푸리에 변환을 사용하여 비선형 대동맥 임피던스 함수를 결정하는 것을 특징으로 하는 혈관계통의 신장성 함수의 개별 생체 내 결정을 위한 장치.
제 1 항에 있어서, 상기 컴퓨터는 압력 p(t) 및 1차 미분 dp/dt에 기초하여 혈 흐름 q(t)를 결정하며,

에 따라, 임피던스 함수를 계산하는 것을 특징으로 하는 혈관계통의 신장성 함수의 개별 생체 내 결정을 위한 장치.
(정정)제 1 항 내지 제 4 항, 제 7 항, 제 8 항, 제 10 항, 제 11 항 및 제 15 항 중 어느 한 항에 있어서,

상기 컴퓨터는 상기 대동맥 임피던스 함수 Z(p)를, 유한-차수 다항식으로 근사화하며, 캘리브레이션 동안 기록된 압력범위를 넘어서는 Z(p)를 추정하기 위해서 상기 다항식을 사용하는 것을 특징으로 하는 혈관계통의 신장성 함수의 개별 생체 내 결정을 위한 장치.
생체의 계통 혈 흐름 q(t)를 연속적으로 결정하는 장치에 있어서,

a) 대동맥 또는 대동맥 근처의 압력 p(t)를 연속적으로 결정하는 압력센서;

b) b1) 상기 혈 압력 p(t)로부터 평균 혈 압력(MAP)을 계산하며,

b2) CVP는 확정되거나 추정된 임의의 중심 정맥압력, COref는 상기 심장출력에 대한 기준값일 때,

로서 계통 저항(R)를 계산하며,

b3) 시간에 대한 혈 압력의 적어도 1차 미분= dp/dt을 취하며,

b4) 비선형 모델을 사용하여 적어도 p(t),및 R로부터 상기 신장성 함수 C(p) 및 혈 흐름 q(t)를 계산하는

컴퓨터

를 포함하는 것을 특징으로 하는 생체의 계통 혈 흐름을 연속적으로 결정하는 장치.
제 17 항에 있어서, 상기 컴퓨터는

에 의해서 계통 혈 흐름 q(t)를 결정하는 것을 특징으로 하는 생체의 계통 혈 흐름을 연속적으로 결정하는 장치.
제 17 항에 있어서, 상기 컴퓨터는 제1항 내지 제4항, 제7항, 제8항, 제10항, 제11항 및 제15항 중 어느 한 항에 따라 확정된 신장성 함수 C(p)를 사용하는 것을 특징으로 하는 생체의 계통 혈 흐름을 연속적으로 결정하는 장치.
제 17 항에 있어서, 상기 컴퓨터는

에 따라 적합한 시간 구간에 걸쳐 혈 흐름을 적분함으로써 스트로크 용적(SV)을 계산하며, 상기 적합한 시간 구간은 특히 맥박 혹은 맥박 동안 분출시간에 대응하는 것이 가능한 것을 특징으로 하는 생체의 계통 혈 흐름을 연속적으로 결정하는 장치.
(정정) 제 1 항또는제 17 항에 있어서, 상기 컴퓨터는,

에 의해, 상기 연속 혈 흐름 q(t)와 기준 심장출력(COref)을 비교하여 스트로크 용적(SV)를 계산하는 것을 특징으로 하는 장치.
(정정)제 16 항에 있어서, 상기 컴퓨터는

에 따라 스트로크 용적변화를 계산하며, 이를 그 자신의 파라미터, 혹은 다른 파라미터, 예를 들면 평균 혈 압력(MAP), 심장수축 압력(AP_SYS), 심장확장 압력(AP_DIA), 및 맥박수(HR)와 함께 사용하여 스트로크 용적을 정정하는 것을 특징으로 하는 장치.
(정정)제 1 항 내지 제 4 항, 제 7 항, 제 8 항, 제 10 항, 제 11 항, 제 15 항, 제 17 항, 제 18 항 및 제 20 항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 컴퓨터는 CO = HRㆍSV에 따라 스트로크 용적(SV)으로부터 맥박수(HR)과 함께 연속적으로 심장출력을 계산하는 것을 특징으로 하는 장치.
제 23 항에 있어서, 상기 컴퓨터는 혈 압력 곡선으로부터 연속적으로 평균 압력(MAP)을 결정하고, 그럼으로써 측정되거나 추정된 임의의 중심 정맥압력(CVP)에 대해,

에 따라 연속적으로 계통 저항을 계산하는 것을 특징으로 하는 장치.
제 23 항에 있어서, 상기 컴퓨터는 혈 압력 곡선으로부터 연속적으로 평균 압력(MAP)를 결정하고, 그럼으로써

에 따라 연속적으로 신장성 함수를 계산하는 것을 특징으로 하는 장치.
제 17 항에 있어서, 상기 컴퓨터는 제5항에 따라 확정된 신장성 함수 C(p)를 사용하는 것을 특징으로 하는 생체의 계통 혈 흐름을 연속적으로 결정하는 장치.
제 17 항에 있어서, 상기 컴퓨터는 제6항에 따라 확정된 신장성 함수 C(p)를 사용하는 것을 특징으로 하는 생체의 계통 혈 흐름을 연속적으로 결정하는 장치.
제 17 항에 있어서, 상기 컴퓨터는 제9항에 따라 확정된 신장성 함수 C(p)를 사용하는 것을 특징으로 하는 생체의 계통 혈 흐름을 연속적으로 결정하는 장치.
제 17 항에 있어서, 상기 컴퓨터는 제12항에 따라 확정된 신장성 함수 C(p)를 사용하는 것을 특징으로 하는 생체의 계통 혈 흐름을 연속적으로 결정하는 장치.
제 17 항에 있어서, 상기 컴퓨터는 제13항에 따라 확정된 신장성 함수 C(p)를 사용하는 것을 특징으로 하는 생체의 계통 혈 흐름을 연속적으로 결정하는 장치.
제 17 항에 있어서, 상기 컴퓨터는 제14항에 따라 확정된 신장성 함수 C(p)를 사용하는 것을 특징으로 하는 생체의 계통 혈 흐름을 연속적으로 결정하는 장치.
제 17 항에 있어서, 상기 컴퓨터는 제16항에 따라 확정된 신장성 함수 C(p)를 사용하는 것을 특징으로 하는 생체의 계통 혈 흐름을 연속적으로 결정하는 장치.
제19항에 있어서, 상기 컴퓨터는 CO = HRㆍSV에 따라 스트로크 용적(SV)으로부터 맥박수(HR)과 함께 연속적으로 심장출력을 계산하는 것을 특징으로 하는 장치.