JPH0412979B2 - - Google Patents

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JPH0412979B2
JPH0412979B2 JP1504999A JP50499989A JPH0412979B2 JP H0412979 B2 JPH0412979 B2 JP H0412979B2 JP 1504999 A JP1504999 A JP 1504999A JP 50499989 A JP50499989 A JP 50499989A JP H0412979 B2 JPH0412979 B2 JP H0412979B2
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cardiac output
pressure
output
cardiac
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Jeimuzu Daburyu Biondei
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KAADEIOPARUMONARII CORP
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Description

請求の範囲 １ 患者の心臓サイクルにおける心室の拍出の発
症を検出するための検出手段と、患者の胸内圧力
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、前記心室の拍出に対して
相対的な相で前記圧力増加手段を付勢するための
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
めの装置であつて、 (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付勢
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。
２ 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１項記載の装置。
３ 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１項記載の装置。
４ 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３項記載の装置。
５ 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４項記載の装置。
６ 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つて測定さ
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
測定手段によつて測定された前記流量を、前記酸
素濃度間の差を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
とする請求の範囲第５項記載の装置。
７ 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６項記載
の装置。
８ 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
を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７項記載の装置。
９ 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１項記載の装置。
１０ 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
９項記載の装置。
１１ 前記正の整数は、１または２であるように
前記選択手段によつて選択され得る請求の範囲第
１０項記載の装置。
１２ 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、前記胸内の圧力を増加させ
るように前記脈拍を使用する患者インターフエー
ス手段とを、含んでいる請求の範囲第１項記載の
装置。
１３ 前記加圧された呼吸流体は、空気または空
気／酸素の混合物であり、前記患者インターフエ
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１２項記載の装置。
技術分野 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内の
圧力を制御することにより心臓出力を高めるため
の装置に関する。
背景技術 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（積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
して平均の胸内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つ
てもたらされる利益は、胸内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ヤ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、機構的な通気中、50〜75
％だけ減少され得、このことは、器官の血の流
れ、組織の灌流（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、一回呼
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極の圧力の吸息を
生じ得る。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、IMV）で生じるもののよう
な、肺血管の耐性における増加は、右心室の拍出
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拍出
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
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拍出
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つ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
立つ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房の充填を援助
する。このことは幾分利益があるが、増加した平
均の胸内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つてはいない。
発明の開示 本発明の主な目的は、心臓出力を増加させるた
めに胸内圧力において絶えずくりかえさえるタイ
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、心臓充填及び拍出
を、除外するよりもむしろ援助するであろう心臓
周期中の時点で胸内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。
本発明によれば、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、
患者の胸内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
の拍出に対して相対的な相で前記圧力増加手段を
付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つて、 (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付勢
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 が提供される。このように本発明によれば、患者
の胸内圧力は、心室の拍出と同時に、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内へ
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
（従つて、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
拍出の発症を記す（連続的に記録されるECGの
Ｒ波の後の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
心室の拍出中に生じるので、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力
−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。胸内圧力が、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ツ
ク図；第２図は、患者の回りに置かれ、胸内圧力
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ツサにより用いられるプログ
ラムのフローチヤートを示す図；第７図は、第６
図のフローチヤートで用いられる第１のサブルー
チンのフローチヤートを示す図；第８図は、第６
図のフローチヤートで用いられる第２のサブルー
チンのフローチヤートを示す図；である。
実施例 第１図を参照すると、本発明によるシステム１
０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
ンピユータ１２によつて制御される。マイクロコ
ンピユータ１２は、マイクロプロセツサ２０に接
続されるクロツク１４、RAM１６及びROM１
８を含んでいる。マイクロプロセツサ２０は、入
力／出力ポート２４にも接続される、内部データ
母線２２にインタフエースされる。内部母線２２
はまたCRTまたは他の適切なデイスプレイであ
つて良い表示ユニツト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ツト２８上に表示さ
れ得る。さらに、キーボード３０によつて入力さ
れ、そしてマイクロコンピユータ１２のマイクロ
プロセツサ２０にインタフエ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、マイクロコンピユータ１２は、PC型
であつて良く、そして付加的なデータ記憶能力の
ためのデイスク・ドライブ（図示せず）を有し得
る。デイスク・ドライブは、フアイルの保管能力
をもたらすフロツピデイスクを用いる型であつて
良い。さらに、マイクロコンピユータ１２は、プ
リンタのためのインタフエースを有し得る。
患者の心臓の鼓動を示す電気信号は、心電計の
リードによつてシステム２０に与えられる。これ
らリードは、RAリード３２、LAリード３４及
びLLリード３６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によつて分離
増幅器３８に接続される。分離増幅器３８は、心
電計にとつ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つて制御されるスイツチ
ング装置から成る。ドライバ４２は、ポート２４
からの外部のデータ母線４４に接続される。従つ
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−デイジタ
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
ナログ信号をデイ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イ
ジタル形態で表わされるのを可能にする。変換器
４６のデイジタル出力は、データ母線４４によつ
てポート２４の適切な入力端子に与えられる。次
にマイクロプロセツサ２０は、RAM１６内にデ
イジタル信号を記憶する作用を行う。これら信号
は、結局、表示ユニツト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によつて表示
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−
wav）検出器４８にも与えられる。Ｒ−波検出器
４８は、分離増幅器３８によつて与えられる信号
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イ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
することに先立つて、Ｒ−波検出器４８への内部
のフイルタがＰ及びＴ波形をろ波して取り除くた
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−波検出器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５０は、患
者の心拍数を表わすデイ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５０
内のアツプ／ダウン計数器内にＲ−波検出器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、同じアツプ／ダウン計
数器内に既知の周波数のクロツクからのパルスを
出すことによつて達成され得る。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−波検出器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よつと開かせる。調整器５
８への高圧入力は、システム１０が患者にインタ
フエ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
るマイクロコンピユータ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−波検出
器４８の出力はまた回路５２にも与えられる。Ｒ
−波検出器４８からのパルスは、単独では回路５
２を附勢しない。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
母線４４を通り回路５２によつて受信されたなら
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）６１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をシステ
ムをインタフエ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内の圧力トランスデユーサのアナ
ログ出力は、マイクロコンピユータ１２によつて
処理され得るデイ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。従つて、適切なデ
ータがRAM１６内に記憶されたならば、アナロ
グ圧力波形が表示ユニツト２８上に表示され得
る。さらに、患者の安寧にとつて有害な状態が発
生した場合に医療スタツフにそれを知らせ、
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、警報スレシヨ
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−デイジタル変換器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つて有害な状態
が存在するということを信号が示すようなもので
あ場合に、システム１０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によつて患者７０の胸（胸
部）の回りに締め付けられる、膨張させられる圧
力ジヤケツトまたは袋６８に接続される。患者を
システム１０にインタフエースするために、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。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ツトによつて用いられる
もののようないくつかの良く知られた袋（ブラ
グ）のいずれであつても良い。出力管路６２に沿
つて圧力パルスを正当に与えることによつて、以
後より完全に述べられるように、胸内の圧力は心
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をインタフエ
ースするための代表的な方法を示す。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に通じる患者の接着管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によつて
排出される空気流、すなわち圧力モニタ６４（第
１図）からの空気流と患者の肺によつて排出され
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）の開口によつて
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
ためにも働く。
酸素センサ７４及び７８は、ポーラログラフイ
による酸素分析システムと関連するものであつて
も良く、また、光学蛍光性の技術によるものであ
つても良く、いずれの場合もマイクロコンピユー
タ１２に実際の入力を与え得る。フローセンサ８
０は、呼吸装置のようないくつかのどのような既
知の装置であつても良く、そしてマイクロコンピ
ユータ１２に入力を与えるために適切な電子パツ
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ツケー
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
び関連の電子パツケージ、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７
８とフローセンサ８０と、そしてセンサ８２及び
８４に関連した電子パツケージとからの信号はす
べてマイクロコンピユータ１２に与えられる。フ
イツクスの式（Fick′s equation）の変形を用い
て、マイクロコンピユータ１２は、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
素摂取速度とを、呼吸ごとにすなわちほとんど瞬
時ベースで監視する。
フイツクスの式は、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つて除算
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によつて決定された
動静脈酸素濃度における差で除算することによつ
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RAM１６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、トツプラー・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ユータ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、必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、マイクロコンピユ
ータ１２に組み込まれRAM１６の先入れ先出し
メモリ部分と動作的に関連した適切な積分手段に
より、時間間隔に渡つて平均される）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図に従つて、患者のインタフエースによ
つ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
器の動作からの逸脱を記す。短くて早い吸息は、
以下に示すように心臓の拍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
者のインタフエース、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エースを示している
が、胸内の圧力を増加するための他の手段が意図
されるのが分る。例えば、袋もしくはプラダが、
本発明の原理に従つて胸内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
インタフエースの方法は、各々独立して実施され
得るが、一致して胸内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
力管路６２は、例えば、管路６２内に簡単なＴ接
続器８８を用いて、袋６８（第２図）と患者の接
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エースが
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A0、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 breath）QV及び電磁的なフロー・
プローブによつ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
病気を持つ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に続くECGにおける最
初のQRS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（ほご）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100m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、マイクロコンピユータ
１２によつ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ー時間）の間開いたま
まである。時刻Ｔ後のECGのQRS群ごとに、時
間td及び幅tipによつて遅延されたもう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（cardiac
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
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）マイクロコンピユータ１２の適切な
プログラミングによつてシステム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。代表的にはＮは、２に等
しくて良い。第５Ａ図から第５Ｅ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、従つて、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エース
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
タフエ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
量輸送を関連した惰性により、システム１０は１
分にほぼ40−60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85bpm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
コンピユータ１２のマイクロプロセツサ２０によ
り実行されるプログラムは、デイスク（図示せ
ず）からRAM１６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
ツプ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
よつてプログラムが開始される。ステツプ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・表示がデイスプレイ・ユニツト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
適切なフイールドが与えられる。最初のエントリ
が与えられた後、またはデイフオルトによつてデ
ータが与えられない場合に、生理学的表示への切
り換えがステツプ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、デイスプレイ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、デイス
プレイは、患者のパルス率のデイジタル読出しを
含んでいる。
ステツプ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.O）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
することによつて監視が行われる。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つて、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
かつた場合に、連続的な手動動作のみを許容する
よう、マイクロコンピユータ１２をプログラミン
グし得る。
ステツプ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。デルフオルト値が与えられ、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ツト２８のデ
イスプレイ上の適切なフイールドに置かれ、チエ
ツクされた後、入力される。連続的な心臓出力モ
ニタ６６によつて決定された心臓循環出力Qnの
現在の値が記憶され、そしてステツプ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。ステツプ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
出力がステツプ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（ステツプ106において始めら
れたループによつ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ツプ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、ステツプ116で援助は終結され、表
示ユニツト２８によつて発せられる可聴音声及び
該表示ユニツト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（（ステツプ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。次に、システムを再開始
させて異なつ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、のいずれかを行
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、プログラムはステツプ
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。手動モードが選択されたと仮定すると、プロ
グラムはステツプ121に分岐され、そこで連続的
な心臓出力モニタ６６の出力（ステツプ106の実
行の時点から連続的に実行しているループによつ
て決定される）が連続的に監視される。心臓出力
がステツプ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、例えば患者がぐつすり眠つていること
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
ステツプ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３
０を用いて入力データを手動で調節し得るよう
に、例えばステツプ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。手動によるか
かる最適化の後、ステツプ108で開始するプログ
ラムを再−入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、
ステツプ120からの分岐がステツプ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ツプ124で実行され
る。遅延時間td、パルス幅tip及び心臓出力QF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、ステツプ122で最適化され遅延時間tdである。
しかしながら、ステツプ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。従つて、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つて行われ
る。ステツプ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。ステツプ130において、例えば２または３の
値であつて良い所定の整数Ｙよりカウントが小さ
いか否かに関する決定が為される。ステツプ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・ループはステツプ122に戻る。
次に、遅延tdが122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
ツプ128で増分される。カウントがＹに等しいと
き、プログラムはステツプ130からステツプ132に
分岐し、そこでカウンタはリセツトされる。ステ
ツプ134において、ステツプ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、該心臓出力は連続的に監視される。
減少したならば、システムはステツプ136でデー
タをRAM１６内に記録することを開始する。デ
ータはまたはデイスク・ドライブ内のデイスク上
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、内科医によつて後で解釈及
び再検討に利用される。
ステツプ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QnMAX（ステツプ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ツ
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、ステツプ122へ
のループに先立つて警報がステツプ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、ステツプ122の遅延最適化
サブルーチンを説明する。ステツプ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
ステツプ144で記憶される。ステツプ146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、ステツ
プ108で手動的に入力されても良く、またデイフ
オルト値であつても良い。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、時間遅延がステツプ146で増分され
たとき、ステツプ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。ステツ
プ150において少なくとも２分の遅延後に新しい
平衡状態を定限するのを可能にするため、ステツ
プ144の心臓出力Qn及びステツプ148の心臓出力
Qn＋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、プログラムはステツプ152にル
ープしもしくは循環し、そこでQnの新しい値が
ステツプ148で決定されたものと等しく設定され
る。再度、ステツプ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ツプ148
でアクセスされる。ステツプ150において決定が
再度行われ、増分が心臓出力をわずかに降下させ
るまで、ステツプ146，148，150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
点でプログラムはステツプ154においてサブルー
チンから出る。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。ステツプ156におけ
るスタート後、現在の心臓出力Qnは、ステツプ
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Ｉだけ増分
される。ステツプ162において、心臓出力Qn＋１
に対する新しい値がアクセスされる。ステツプ
164において、ステツプ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、プログラムはステツプ166に分岐し、
そこで心臓出力Qn＋１の現在の値がQnの新しい
値として読込まれる。ステツプ160においてパル
ス幅が再度増分され、プログラムはステツプ162
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ツプ164において
決定されるような時点まで、ステツプ160，162，
164及び168を含んだループが続く。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、このステツ
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。例えば、ここには示さなかつたが、Ｎの値の
自動選択を行い得るのは明白であろう。従つて、
もし患者の心臓の鼓動が或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 rate）のルツクアツ
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エースされるなら
ば、充分な通気を提供するよう、パルス幅tip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
の精神及びに範囲を逸脱することなく他の配列を
工夫し得る。例えば、本発明は、マイクロコンピ
ユ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
ユータで制御されるハイブリツドもしくは混成方
法も履行され得る。他の等価な方法も当業者によ
り行われるであろう。
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