JPH04504971A - 心臓容積及び大動脈パルスの変化の非侵襲的検出システム - Google Patents

Abstract

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Description

【発明の詳細な説明】 心臓容積及び大動脈パルスの変化の非侵襲的検出システム発明の背景 発明の分野 この発明は非侵襲性モニターに関し、特に心臓機能の非侵襲性モニター法に関す る。

先行技術 電気心電図（ＥＫＧ）は病院治療において心臓活動の連続的モニターリングのた め、初期非侵襲性機器であるが、それは単に心筋肉の電気的活動を反映するのみ で、心臓ポンプの機械的な性能の情報を与えていない。結果として、ＥＫＧは心 臓の大きな損傷した血液ボンピング　能力下でも正常または正常に近い波形を示 す。反対にεＫＧ波形は正！または正常に近いボンピング作動下にかかわらず　 異常になるかもしれない。生命維持の期間中、心臓の血液ポンピング能力に応じ て、心臓から組織への血液の適当な循環は最高に重要である。

明らかに、心臓の血液ボンピング能力のモニターリングの非侵襲性技術は侵襲性 技術より優れている。それにもかかわらず、侵襲性心臓モニターリング技術は、 良好な噴震が認識され、連続的モニターリング能力ゆえ、例えば臨界的病状患者 には採用されている。一般に、非侵襲性技術はその基本を、その尖端を肺動脈に 置いているスヮンーガンッ（Ｓｃａｎ−Ｇａｎｚ）カテーテルのようなカテーテ ルにおいている。それは肺動脈の圧、ある例では右心室、右心房そして間接的に 左心房圧（肺動脈細管尖端圧）の連続的記録に供している。カテーテルから不活 性染料や冷食塩の注入は各々染料希釈法や熱希釈によって、侵襲性出力のそれぞ れの測定法に対応している。反対に、酸素消費の測定と関連して肺動脈や全身動 脈の酸素成分のサンプリング血液はフィックの法則による心臓出力を計算できる 。

しかしながら、心臓カテーテルの体内侵入は危険である。それは感染、心臓ヴア ルブの損傷、心不整脈や肺動脈血栓塞栓症の結果、１％のケースであるが、死に 繋がり、３３％のケースであるが、罹病につながる。技術、測定、判断や解釈の 間違いは常である。１９８６年に米国で使用された５０％個のスワン−ガンツカ テーテルか、１０００またはそれ以上の患者が死ぬ結果になったと推定される。

そればかりか、心臓カテーテルは挿入による危険性から数日以上放置できない。

カテーテル患者は通常の半個室ベッドの２ないし５倍の費用の非常治療ユニット を必要とするので、それはまた高価、高労働である。加えて、ヘルスケア−ワー カ−はカテーテルの導入とそれに付随するメインテナンスにおいて感染患者の血 液に触れる結果、エイズヴイールスや肝炎ヴイールスの危険に直面する。

さらに、心臓カテーテルは直接心室容積の変化測定を供しない。この測定は放射 性染料の注入とレントゲングラフ像の結合より間接的に得られるので、この技術 は時間と費用を要し、危険な低血圧や徐脈が染料で引き起こされる。加えて、所 与患者の多種検査はｘｍ暴露や放射染料注入の危険から制限される。

血管造影技術か心室容積測定するのに、最も広く受入れられている手段として認 められている。それは拡張、壁収縮速度および壁運動の部分的異常の計算である 。それが圧の測定と組み合わされて、心室のコンプライアンスと残応力（即ち、 収縮に反して壁中に発生する力）が決定できる。結果は心室の筋長さまたは周長 に補正された単位として表現され、比較は広く異なっている心臓の大きさと個別 品とでなされる。

血管映画ｍ影法か多数の単位時間毎の、典型的には毎秒３０ないし６０フレーム の順次観察に供される。造影物質か肺動脈や左心房に注入されても、染料が心室 空洞に直接注入さたとき、左心室は明確に描きだされる。それゆえ、後者のアプ ローチか、大動脈に造影物質を注入したとき、左心室空洞の外周を示す造影物質 により生じた流れによって、重大な大動脈弁逆流をおこす患者以外は、多くの患 者に利用されている。

造影剤（ｃｏｎｔｒａｓｔ　ａｇｅｎｔ）の注入は、注入後６番目の拍動までは （早期収縮を除いて）、血行力学的変化をなさない。造影剤による高浸透圧症は 、注入後３０秒以内に心筋収縮前負荷と心速度を上げ始めることによる血液容積 を増加させ、効果は２時間持続する。それゆえ、この技術は短時間のうちに、く りかえし測定には利用できない。さらに、造影剤は、新しい非イオン剤は排除効 果（ａｄｖｅｒｓｅ　ｅｆｆｅｃｔｓ）を少なくするのに前動ではあるか、収縮 性を直接低下させる。

血管写像から心室容積や大きさを計算するさい、非平行Ｘ線による変形や拡大に 対し、適当な修正ファクターを当然、考慮、適応する。修正ファクターを適用す るとき、管と患者および管とフィルムの距離を正確に決定するよう注意をはられ ねばならない。修正は心室の位置で補正されたグリッドを撮影することで、よく 達成される。

心室容積の変化を測定する重要さは、左心室容積の測定のシンポジウムでデエヴ イラ（Ｄａｖｉｌａ）によって述べられている。

彼は左心室の作動１能の記載は応力、歪みおよび速度（歪みの速さ）の測定が必 要であると指摘している。圧力、心臓カテーテル実験室での標準測定、臨界治療 ユニットおよび手術室は、心室の形（位ｒＩＬ）やサイズ（容積）に依存する必 要はない。しかしながら、応力と歪みは流体容器の位置およびサイズと関連・　 して表現されるべきである。

同じシンポジウムで、チャツプマン達は心室容積の測定のため血管映画撮影法を 記載している。これら研究音速はこの方法の欠陥を考慮して、つぎの観察をした ：″心室容積の変化を追跡する理想的システムは明らかに、自由に生きている生 体に完全に適用でき、あらゆるＷ１頭の注入を必要とせず、被検者に危険や不快 がなく長時間くりかえし使用できるものである。もし利用できるようになったと したら、そのシステムはＸ線字原理にはほとんど基づいてないだろう。しかし、 なにか全く異なる原理が導入され適用されるまで、Ｘ線字原理は必須であろう。

“理想システムのさらなる要求は、技術を利用し結果を解釈するのに医者や技術 者の時間を最小化することである。

侵襲性技術に対する非侵襲性技術の明白な利点がゆえに、連続的な診断が、心機 能を検査する信頼ある非侵襲性方法としてなされている。このような方法は特に 、心機能の連続的変化を検出すことや、薬事療法や心臓手術のような正確で長期 の介入効果を評価するのに必要である。心機能を検査する５つの原理的非侵襲性 方法は　心収縮時間間隔、Ｍモードおよび２次元超音波心臓検査法、ｘｍ学血管 造影、ゲート式コンピュータトモグラフィー（ＣＴスキャン）、およびゲート式 磁気共鳴イメージ（ＭＲＩ）である。これらの最初の物思外は心室容積かっ／ま たは大きさ測定には血管造影とは代替物であり、それゆえ、ｅｊｅｃｔｉｏｎ　 ｐｈａｓｅ　１ｎｄｉｃｅｓを評価できる。患者の左心房流出障害の他に、壁応 力（残存荷ｔ）は全心房圧、心室半径、と壁厚さの組合せで評価できる。全４非 侵襲性イメージ方法は心室の収縮および拡張容積を評価できる。しかし、全方法 が臨界的病疾患者の連続的もしくは準連続的モニターリングには十分でない。

収縮時間間隔は定法では、首の脈拍を示す頚動脈上の外部トラスンジュサーと心 臓上で心音を記録するマイクロフォンと心を図の組合せで得られる。この技術は 技術的および医学的理由で一般的とはいえない。（１）信頼でき、再現できる結 果を得ることが難しい、（２）体の水平姿勢で際立った内Ｈ頚静脈の拍動が頚動 脈の拍動と重なり、頚動脈波形の解釈を困難にする、（３）心音の正確な記録が 、特に肥満や気腫の患者から得るのが難しい、（４）収縮時間間隔は、誤解をま ねく値を導く、左心車前負荷（ｐｒｅｌｏａｄ）後負荷（ａｆｔｅｒｌｏａｄ） の変化を含む各撞薬学的および血行力学的影響に過敏である、（５）収縮時間間 隔における変化は患者の姿勢と記録された日の時刻に影響される、（６）収縮時 間間隔を計算する頚動脈拍動等高図は大動脈弁疾患の患者では解釈か難しい、か つ（７）営血心臓欠陥の存在か異常値を正常化したり、正常値を異常化したりす る。

超音波心臓検査法は心機能をモニターする心室壁作動の超音波映像を含む。この 方法では、心室壁収縮の力学と心臓室の内部大きさが記録される。超音波心臓検 査法に使用される機器は多方面の洗練されたコンピュータ補助の映像、分析シス テムからなる。胸元のトランスジューサーの設置は熟練した技術者のサーヴイス を必要とし、不正Ｔａす設置は誤解をまねく情報を導く。さらに、このシステム は非常に高価で、容易にポータプル化できず、患者は左下臥位で検査される必要 があり、−日中または検査中、臨界疾患患者の連続的モニターリングを意図して いない。

前述の欠陥に加え、超音波心臓検査法は種々の本質的な限界がある。例えば、全 ての超音波ビームは結晶トランスジューサー面のサイズに比例した決まった幅と 高さがある。焦点を過ぎると、−ムの断面積はトランスジューサー面からの距離 に正比例して拡大する。それゆえ、Ｍモード（単トランスジューサー）超音波心 臓検査法では、２つの横に分かれた像が丁度腹背関係で現れる。

２次元超音波心臓検査法技術もまた歪みを生じ、それはターゲットと中心ビーム 軸間距離の増加にしかって増加する。この装置では、軸方向分解能（１−２ｍｍ ）は横方向分解能（４−５ｍｍ）より優れている。２次元超音波心臓検査画像が 生ずる複雑な性質によって、人工産物（ａｒｔｉｆａｃｔｓ）が通常観察者には 心臓肉塊として見える。さらに、全体として左心室の心内膜の外素描はたった７ ０−８０％得られるのみである。また、呼吸による妨害が、特に検査中では、連 続的拍動記録を得るのを限定する。

超音波心臓検査法から導いた大きさから、左心室の拡張終期と収縮終期容積を決 定する試みがなされた。この方法は、検査された患者の数とＭ−モードか２次元 超音波心臓検査画法が採られるかによって、種々の成功がｂっだ。Ｍ−モード次 元は左心室の血管透影概念を楕円として適合させ左心室容積を計算した。

しかしながら、Ｍ−モード超音波心臓検査画法は左心室の大きさ、隔壁後外側の 大きさを測定するのみであり、それは腿策（ｃｈｏｒｄａｅ　ｔｅｎｄｉｎｅａ ｅ）のレベルより見たものである。結果として、単次元から容積を計算するには 、次の仮定がある、（１）検査されている心室は収縮、拡張の双方で、実際上楕 円体と推定できる、（２）測定された隔壁後外側の大きさは楕円体の短軸と一致 する、（３）直交する短軸は測定した短軸と同じである、かつ（４）長軸は短軸 の長さの２倍である。血管造影とエコーの左心室容積に良い相互関係が得られた としても、共同運動不能な心室壁運動の患者では、相互関係は悪く、その運動は 左心室壁の疾患部が正常部と協調して作動しない冠動脈疾患の患者に発生する。

さらに、時間の関数として心室容積曲線は種々の仮定と推定の適用なしには引き 出せないので、通常は報告されてない。

楕円体モデルの３軸方向の直接の測定を可能とし、さらに、シンプソンルールの ような、他の容積作成式の応用を許すので、２次元超音波心臓検査は左心室容積 の測定のためにかなりの利点をあたえる。試験は超音波心臓検査値及び血管造影 値の相関関係が、２次元法を用いた場合に、十分改善され、心室の共同運動不能 症の存在下でも、良好な相関関係が得られることを示している。定量的な２次元 超音波心臓検査値に対する最も大きな不利である点は、全患者及び試験の分析を 含む作業における技術的に満足な像を得ることができないことである。Ｍ−モー ドのように、このテクニックは心室容積の動的変化を容易に示さない。

超音波心臓検査はまた心室周長腺維収縮速度（Ｖｃｆ）の測定に用いられている 。このエコー測定は収縮期心室容積の変化の派生と類似しており、心室数種性の 指探として役立つ。Ｍ−モード超音波心臓検査におけるその応用は、左心室内容 積が中央心室レベルで測定されるものと仮定している。収縮の平均速度は、計算 された周長式を、付随頚動脈パルストレースから、あるいは超音波心臓検査の大 動脈開弁の時間的間隔から測定されつる追跡左心室駆出時ｒＦ！Ｉ（ＥＴ）で割 ることによってめられる。ビークＶｃｆは後部及び中隔壁の最大収縮期スロープ から外挿法によって同様に得ることができる。Ｖｃｆは、虚血性心疾患の患者の ように、左心室の共同運動不能症の患者において不正確である。

周長腺維収縮の平均速度（Ｖｃｆ）は超音波心臓検査、ＣＴスキャン、あるいは ＭＲＩによって拡張終期及び収１終期容厘の測定から簡単に決定される。心室は その小軸においてほぼ環状であるので、周長は直径（Ｄ）と等しい。従って、平 均Ｖｃｆ（周長／秒）は拡張終期及び収縮終期周長（ｃｍ）の差を、駆出時間（ 秒）の間隔と拡張終期周長との積で割ったものである。超音波心臓検査によって 得られたＶｃｆの値は血管造影から測定されたものにほぼ匹敵する。

超音波心臓検査はまた、拡張終期容積と収縮終期容積との差である一回拍出量（ ＳＶ）を測定するために用いられる。このテクニックは容積評価において本質的 に正確さを欠いており、臨床的に、抽出容積は、体格、心拍数、姿勢及び運動の ような生理学的な環境の違いによって大きく変化する。従って、それは収縮性は ど有効な測定法ではない。それにもかかわらず、左心室共同運動不＃′＠症の被 験者を分析から除外すれば、公正な相互作用が、一方ではＭ−モード超音波心臓 検査から得られた抽出容積と２次元エコーテクニックの間に、他方では画然希釈 と血管造影の抽出容積測定との間に、報告されている。

他の非侵襲性のテクニックは、心ｔａとの組み合わせにおける左半胸部の前部表 面における最大心臓性インパルスに関してトランスデユーサを用いることによっ て得られる心尖拍動図である。このテクニックは幾つかの理由で有用性に限界が ある。

特に、心尖拍動図の記録は、記録トランスデユーサの特性、及び皮膚表面へのト ランスデユーサの連結によってかなり影響される。気腫の患者に起こりつる胸部 における明瞭な心臓性イン【　パルスが無い場合、心尖拍動図は得られない。さ らに、血流力【　学の測定のための心尖拍動図波形の解釈は、収縮の時間的な間 隔よりも一層問題となる。

心機能モニタリングのための他の非侵襲性の装置はキネトヵルジオグラフである 。この装置は、直接胸部壁に接触した平面末Ｗｉ部にはりつけられた小金属アー ムからなるトランスデユーサで、胸部壁の運動を記録する。金属アームの動作は 圧電気トランスデユーサ、あるいはストレインゲージトランスデユーサに接続さ れた肺に伝えられる。　・ 肺及びピックアップは床をこえてクロスバ−から備えつけられ、末端部は胸部に おけるある位置にたいして直角をなして配置される。キネトカルジオグラム（Ｋ ＣＧ）が示した増幅された信号は呼気終期のおいて息をこらえてる間、得られる 。ＫＣ′　Ｇは左腋窩５ミクロンから胸部にわたってまっすぐに２００ミクロン のｉｔｉ圀で内部および外部胸部動作の低周波を測定する。

キネトキルジオグラフィは、外部動作が心臓の軸上（試験官によって脈拍が感じ うる位ｉｔ）に位置した空気変位通風筒（ｄｉｓｐｌａｃｅｒｎｅｎｔ　ｆｕｎ ｎｅｌ）　トランスデユーサによって強調される心尖拍動図と異なる。たとえば 、ＫＣＧは、ｒｅｆｅｒｅｎｃｅの外部クロスバ−構造のため、前胸部の実際の 変位（ｄｉｓｐｌａｃｅｍｅｎｔ）を感受し、ところが心尖拍動図は相対的な胸 郭間の動作を感受する。また、ＫＣＧは記録が心尖拍動図を用いた場合のように 心尖でのみでなく、前胸部にわたる多くの位置から得られるように十分敏感であ る。

人間でのＫＣＧ記録は当初、前胸部超音波心臓検査の電極導線が因習的に定めら れた位置に描かれた。これらの位置において、ＫＣＧはいっばんに、外部動作、 内部動作に重ねた多くの低層波振動によって伴われた超音波心臓検査図のＱＲＳ 波のように胸部壁の内部動作を描く。ＫＣＧを最初に描いた研究者は胸部動作は 以下の図子の組み合わせによるものとした（１）胸部壁に対する心臓性インパク トのための動作、（２）心臓の駆出あるいは充填の結果である胸肉血液量の変化 、（３）８部壁に対する大血管内の血液のインパクト、（４）収縮した、あるい は拡張した心臓の位置的な、あるいは形状の変化。胸郭前後にわたるＫＣＧのト レーシングは（１）Ｉ貴下の領域におけるパルストレーシングの力ロトジャグラ ー（ｃａｒ：ｏｔｏｊｕｇｕｌａｒ）タイプ（研究者にｉっで鎖骨下、あるいは 腋窩の血管から伝達された静脈動脈混合パルスと考えられた）、（２）腹臥位の 被験者で、Ｖ４超音波心臓検査の電極配置位置の後部と同様の波形形状、（３） 直立姿勢で、より小さい振動、先のＫＣＧ信号に対応する後部位置でのふれ信号 に対する雑音、を表す。研究者は、これらの所見が上記した刀子の組み合わせに 起図すると考えた。

ＫＣＧは、心筋梗塞として知られている患者のおよそ６６％において前脚外部の 収縮膨張を示した。もっとも大きい外部動作はＶ３超超音波心臓検査電極配置置 に頻繁に見られた。外部の前胸部膨張は決心症の庸みを発生した患者の約３０％ において、運動中に発生した。

ＫＣＧは心筋のｌａ［的特性における宵月なｔＷ報を与えるが、まだ幅広く臨床 的に受け入れられていない。これはおそらく（１）患者接点に対して扱いにくい トランスデユーサである、（２）患者動作の制限及び記録中に息こらえの必要が ある、（３）雑音、しばしば説明できない信号を発する、（４）胸郭の変化に関 するＫＣＧＣ形波の不足、のためである。

心機能モニタリングのための池の非侵襲性の装置は、カルジオキモグラフ（心臓 運動態記録法）（ＣＫＧ）である。心臓力学、シアトル、ワシントンから有効で あるこの装置は、胸部に固定されたプラスチック環に装備された環状の平らな容 量性のプレートからなっている。トランスデユーサ真下の組織動作は振動子プレ ートの周波数を順次変化させる誘起された電磁気領域を歪める。この眉鴫数の変 化はトランスデユーサ部位で胴部壁動作に釣り合った電圧の変化に変換され、そ の後、類似波形として示される。ＣＫＧは息こらえの間、キネトカルジオグラム に対する見かけと全く同様に波形を与える。それはＫＣＧと全く同様に左心室壁 動作異常を描いており、従って、心筋虚血の付加的指環として運動試験の診断の 正確さを改善するために利用することができる。

カルジオキモグラフはキネトカルジオグラムのように同様の制限がある。つまり 、（１）患者接点に対して扱いにくいトランスデユーサである、ぐ２）患者動作 の制限及び記録中に息こらえの必要がある、（３）雑音、しばしば説明できない 信号を発する、（４）胸郭における異なった位置からの記録を解釈するために相 当の熟練を必要とする、（５）記録の分析から得られた心室容積の結果の変化に 関してＫＣＧＣ形波の不足、である。

電気キモグラフィ及びレーダキモグラフィは非侵襲性の心機能モニタリングの他 のテクニックである。レントゲンで得られた心血管の影の縁の動作は、根底にあ る心Ｕ１縁の動作によって僅かに引き起こされた周期的な変化（電気キモグラフ ィ）からの、あるいは蛍光透視像のビデオモニターからの、あるいは同様のトレ ーシングテクノロジー（レーダキモグラフィ）からの、相的な類似信号を与える ために光倍率器チューブを用いることによって蛍光透視鏡で直接目視できるよう になり得る。左心臓縁における部分的な動作の図解記録は、左心室容積における 変化の輪郭曲線とかなり類似した記録を示す。

このようなテクノロジーは心室壁の部分的に位置した機能不全の診断に青用であ る。たとえば、レーダーキモグラフィは、共同運動不能及び無動症の動作を含む 、急性心筋梗塞を伴う心室壁異常の診断に利用されている。レーダキモグラフィ は共同運動不能性心筋萎縮の診察において、左心室血管心臓映画撮影法に匹敵す る。

しかし、レーダキモグラフィ及び電気キモグラフィは、接点が心臓シルエットと 隣接した構造とのあいだの目視できる位置でのみ使用することができる。肺腺維 症、肺水腫、胸膜腺維症及び肋骨歪面の場合に目視できなくなる。呼吸困難の患 者は、−呼吸によって引き起こされる外米の心臓の動作が人工産物（アーチファ クト）を引き起こすので、試験することが困難で５　ある。結局、これらの方法 はいずれも患者をレントゲン線にさらすこととなり、この危険は長期のモニタリ ングを必要とするも　状況において、これらの使用を妨げる。

さらに、心機能モニタリングのための他の非侵襲性のテクニックはインピーダン スカルジオグラフィ（心拍記録法）テある。高周波の通過、心臓に固定さ°れた 、あるいは無傷の胸郭を横切った心臓をとおして接続された電極間の低電流信号 は、長さによって全く異なり、逆に導線の断面積によって異なる電気的インピー ダンスの変化を引き起こすことが長期に渡って認められている。

インピーダンスカルジオグラフィにおいて、心臓の運動の検波は、高く！極位置 に依存する。電極位置の問題を避けるために、全胸郭は、胸郭の上部及び下部の 縁で誘起及び受信電極を固定することによって導体として取り扱われている。こ れは収縮期及び拡ｇｉ期の間のインピーダンスにおける差として心拍動容積の程 度を算定することを可能にする。心拍動容積（１拍で心臓から駆出された血液の 量）の絶対値はインピーダンス（パルスボリュームにおける速度差の係数）の変 化率を経験的に誘導された方程式に組み入れることによって得られる。それは、 市販の装置、つまり心拍用を計算するためのミネソタインピーダンスカルジオグ ラフ、にょるその測定のための根拠を形成するトルソインピーダンスから派生し た波形である。

インピーダンスカルジオグラムは当初、呼吸によって重ねられたインピーダンス 変化を消失させるために叡こらえの間に記録されるか、トリガーパルスとしてエ レクトロカルジオグラムのＲ−波を用いたトルツインビーダンス波形のアンサン ブルー平均化が、安静時及び運動時の健康な被験者及び臨床的に病気である患者 における正常な呼吸の間の波形を比較するものである・ことが認められている。

心臓容積の変化を検波するため°の胸郭を経由した電気的インピーダンスの変ｒ ヒは高く電極位置に依存しているので、心臓容積の部分的な変化及び容積輪郭の 正確な再生作用を容易にそのようなテクノロジーでは記録することはできない゛ 。一方、シングル導体のような全胸郭の血液動態のすべての変化を取り扱うこと は、心臓の拍出容積を合理的に評価するものである。

、心臓動作は肺におけるガス流動を引き起こすこ！カニズムは長年研究者を当惑 させているが、その現象はまた、長期に渡って認められている。初期の研究者の 一人は、各心臓収縮は胸郭からの血液量を送り出し、感情性の固定された容器内 部に結果として起こった負の圧力が口部ての流入を引き起こすることを示唆して いる。この心臓の“吸引”効果は後に十分実証されたが、流動パルスは開胸動物 においても存在するという観察は他のメカニズムを指摘した。

心臓性流動パルスは肺実質に対する心臓の拍動を指示すると考えられている。人 工的に引き起こされた血管圧力パルスは気道における流動振動を引き起こすが、 これらの娠鳶は肺動脈の葉枝か完全に遮断されている葉の気道においてもなお見 られる。

さらに、２５２５−５Ｏの生食を犬の心膜嚢に注入すると、正常な肺動脈の脈拍 にもかかわらず、いちじるしく肺内の気道内のすべての心臓性振動が減少する。

これらの観察は、小心膜しん出によって影響を受けない肺血管の脈拍も心臓の容 積変化も心臓性流動振動に応答しないことを示唆している。

心臓は形状がふぞろいで、ねじれ作用で収縮する。これは隣接した肺のある部分 に対する力強・い押力の結果であり、一方他の部分は心筋層の内部動作に引き続 いて起こる。それは、肺内部を行きかう流動振動を引き起こすような一時的な膨 張及び収縮である。心膜液は、心臓のローテーションあるいはゆがみがもはや肺 に対する攻撃を引き起こさないように、心膜嚢の外部表面をより球状にする傾向 がある。従って、空気カラムの心臓性振動を減少させることができる。

心臓に由来する肺内部の気道の中の流動パルスの現実の再分配は相対的な気道イ ンピーダンスに依存している。その程度は心臓動作の力及び加速に依存している 。しかし、心臓動作は別として、肺内部因子はまた、パターン及び圧力インパル スの伝達の広がりに影響を及ぼし、領域に分割された容積はそれが起こるように 変化する。このように、心臓に近接したゾーンか収縮するかどうかは、それに対 する気道における流動パルスを上昇させて、その時間定数に依存する。その遵守 及び抵抗を小さくすればするほど、収縮による心臓性の圧力インパルスに応答す るようである。これに反して、時間定数が高ければ（例えば、気道抵抗の増加の ため）、最小の収縮が、気道における流動パルスがごくわずかか、あるいは全く 存在しない結果、圧力サイクルの間起こる。

上記の考察は、呼気流量の記録に関する多数の試験の観察結果を説明している。

従って、心臓の振動はほとんどの正常な被験者の連続的呼気の濃度の記録に現れ るが、気腫をもっている患者はこの現象を示さない。心臓の振動の欠除か気管支 喘息の患者に観察されており、気管支閉塞が部分的に軽減した後、振動が再び現 れる。肺疾患の患者の振動は、原票気道内で存在しないならば、気管には認めら れない。

１９４２年ルイサダ（Ｌｕｉｓａｄａ）は、心肺電図という用語についての歴史 的背景を再調査して、これを心臓の拍動の結果として、肺の気道に起こる圧力変 化の記録であると定義した。彼は、この現象のグラフ記録か動物については１８ ６１年には早くも刊行され、ヒトについては１８７６年に刊行されていると述べ ている。彼は、被験者が正常に呼吸しているときに一方の鼻孔からの圧力感知変 換器を利用し、かつおそい呼吸波を除くために電子ろ波法を利用した。彼は、得 られた複雑な波形の正の４つの偏位と５つの負の偏位を次の事象が原図であると した。すなわち、（１）耳介の収縮、（２）乳頭筋の収縮、（３）第１心室波、 （４）末梢脈拍、（５）第２心室波、（６）半月弁の閉鎮、（７）第１心臓拡張 波、（８）三尖弁の開放及び、（９）第２心臓拡張波である。彼は心肺電図に現 れる多重波形は、胸郭への静脈血の流入量と、胸郭からの動脈血の流出量の差に よると信じたのである。

プレア（Ｂｌａｉｒ）とウェット（Ｗｅｄｄ）は１９３９年に、Ｈａｒｖｅｒｄ 　Ａｐｐａｒａｔｕｓ　Ｃｏｍｐａｎｙが製造した呼吸曲線記録器を用いて、肺 内の圧力変化を記録することによって胸郭の下方部位からの胸郭の運動を測定し た。著者は、息こらえ中に記録される心臓性振動は、胸郭からの血液の流出量が 胸郭への流入量より多いことに起因しているとした。

彼らは胸骨の下方の記録が全胸郭を代表していると推定して、その容積が３０ｍ １であると計算した。

息こらえ中の心臓性振動が、呼吸系の全外部運動を表示する装置からの類似のシ グナルにも観察された。このような振動は、リー（Ｌ　ｅ　ｅ）とデュポイス（ Ｄｕｂｏｉｓ）が１９５５年に、被験者を気密室すなわち、身体ブレチモグラフ に入れて記録した。空気を吸って最初に息ごらえをした被験者は、小さな圧力振 動（容積として校正された）が、身体ブレスチモグラフから鋭敏な圧力計で感知 された。これらの振動は、心臓の拍動に起因するとされたが、リーとデュボイス または本願の発明者は得られた複雑な波形に何の意味付けもしなかった。空気中 で息ごらえしながら記録が得られた後、被験者は一酸化二窒素（Ｎ、○）、すな わち可溶性気体を吸ったか、この気体は肺の毛細血管の血液流によって吸収され た。

１９６１年にワッサーマン（Ｗａ　ｓ　ｓ　ｅ　ｒｍａ　ｎ）とカムロー（Ｃｏ ｍｒｏｅ）が、硬質の身体プレスチモグラフの代わりに被験者自身の胸郭をもち いることによってり−とデュポイスの身体ブレスチモグラフの技術を改変した。

この場合、肺活量の変化は胸郭の容積か一定のままである限り、肺胞と血液間の 気体分子の変換を表した。後者の必要条件は、この方法の重要な条件である。従 って、この必要条件を無効にする胸郭または腹部のあらゆる運動を連続的に監視 するためにゴム歪計中の２つの水銀を、胸郭と上腹部のまわりにのせて連結して 、連結した胸郭室と腹部室の周方向運動のアナログ記録をできるようにした。

ワッサーマンとカムローは、彼らの方法で観察した心臓性振動か、胸郭の血液の 容積を示していると信じた。彼らは、その振動が心室の容積の変化に関連してい るとは考えなかった。この発明の発明者らは、ワッサーマンとカムローが彼らの 方法によって観察された心臓性撮動に対して与えた説明を容認し、肺胞の気体交 換による心拍出量の測定に関する総説論文にワッサーマンとカムローの結果を使 用した。

１９６５年に、ポスマン（Ｂｏｓｍａｎ）とり−（Ｌｅｅ）は、身体プレスチモ グラフの流量計法を用いて“息ごらえ中に声門を開閉した場合の肺気体の容積の 変化に対する心臓の収縮の作用を研究した。”彼らは、身体ブレスチモグラフと 呼吸タコメータから、多重の上昇、降下を示す曲線を報告して示した。

彼らは、これらの複雑な波形が、収縮中は、胸郭からの動脈血の流出量が胸郭へ の静脈血の流入量より多く、拡張中は、その逆であることを示すと説明した。よ り巧妙な方法を用い、彼らの研究によって、ブレアーとウェットの知見が確認さ れた。

発明の要約 コノ発明ハ、本願では胸郭心電計（ｔｈｏｒａｃｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈ）ま たはＴＣＧと呼ばれるが、息ごらえ中に胸郭（ＲＣ）と腹部（ＡＢ）の表面の上 にのせたセンサで検知され、呼吸パターンを監視するのに通常用いられる小さな 振動かこれら表面上のそれぞれの配置によって決まる心室容積曲線と動脈圧のノ くルスに非常に似ているという発見に基づいたものである。これらのセンサには 、胸郭と腹部の寸法の変化を測定する呼吸誘導プレスチモグラフ、一部の断面積 を測定するインダクタンス周囲変換器、シラスチック歪計中の水銀、肺の呼吸曲 線記録器、周囲と周囲の一部を測定する微分線形変換器、直径を測定する磁気計 、及び容積を測定する、分割された圧力、容積およびキャノくシタンス測定用の 身体プレスチモグラフがある。

私は以下のことを発見した。すなわち、その発見とは、呼吸゛を止めている間、 呼吸動作を表示するために胸郭と腹部の表面ィ装置かれたセンナから得られる心 臓の鼓動は、センナの垂直高さによって泥まれた位置に依存して、波形の形状が 異なる、ということである。この発明は、主として、呼吸器感応血量計（ｒｅｓ ｐｉｒａｔｏｒｙ　：ｎｄｕｃｔｒｖｅ　ｐｌｅｔｈｙｓｍｏｇｒａｐｈ）とそ れに係わる装置に関して述べられるが、それにかかわらず、この発明は、胸郭と 腹部における寸法の変化を測定するために用いられる池の装置で実施されてもよ い。

呼吸器感応血量計は、商凛名Ｒｅｓｐｉｇｒａｐｈ　ａｎｄ　Ｒｅ５ｐｉｔｒａ ｋによる非侵襲性ｉｉシステム会＃　ＣＮｏｎ−ｒｎｖａｓｌｖｅ　Ｍｏｎ１ｔ ｏｒ’ｒｎｇＳｙｓｔｅｍｓ、　［ｎｓ、　（ＮＩＭＳ））から商業的に入手可 能であり、参照物によってここに４眉された導入内容である、ＵＳ特許Ｎｏ、　 ４．３０８゜８７２に述べられている。基本的に、この装置は、胸郭と腹部を囲 む弾性布バンド上に縫われたテフロン−絶縁ワイヤの２つのコイルから構成され る。そのワイヤからのリード線は、ワイヤのインダクタンスがオシレータのイン ダクタンス要素から構成されるように、ＬＣオシレータモジュール、あるいは好 ましくは分割モジュールに接続される。胸郭と腹部部分の断面値域の変化は、結 果的に、ワイヤのインダクタンスの変化、つまりオンレータの振動周波数の変化 となる。胸郭と腹部部分から得ら呼吸に適用した場合においては、これらの信号 は、絶対変動値を表すために修正されて合計される。

第１［は呼吸器感応血量計（ｒｅｓｐｉｒａｔｏｒｙ　１ｎｄｕｃｔｉｖｅ　ｐ ｌｅｔｈｙｓｍｏｇｒａｐｈ）に使用されるセンナの配置を示す。第１図の左図 は、胸郭（ＲＣ）の上部及び下部と腹部（ＡＢ）中央における、商業的に入手可 能な、高さ１０センチの広バンド（ＷＢ）センサの配置を図解している。この装 置の、非侵襲性監視呼吸パターン（ｎｏｎ−ｉｎｖａｓｉｖｅｌｙ　ｍｏｎｉｔ ｏｒ　ｂｒｅａｔｈｉｎｇ　ｐａｔｔｅｒｎｓ）　ヘの通常の適用においては、 胸郭上部に示されたセンサは、呼吸監視のための配置を示している。

この発明の目的のため、呼吸器感応血量計（ｒｅｓｐｉｒａｔｏｒｙｉｎｄｕｃ ｔｉｖｅ　ｐｌｅｔｈｙｓｍｏｇｒａｐｈ）には、修正されたセンサが用いられ る。特に、この発明に使用されるようなセンサは、各センサが第１図の左図に示 された市販の広バンドセンサよりも胴体の狭い位置に対向するように、高さはた ったの２．５センチである。この発明に用いられる細バンド（ＮＢ）センサは、 第１図の右図に示される。（ｓｔｅｒｎｕｍ）の剣状突起（ｘｐｈｏｉｄ　ｐｒ ｏｃｅｓｓ）は、この発明に使用されるＮＢセンサの配置の任意の参照ポイント として取られ、その位置は、腹部の柔らかい組織の上方限界から正中１１ｔ（ｍ ｉｄＨｎｅ）おける骨質胸郭の下方限界を区別する、解剖学上の位置として容易 に認められる。この発明は、ここにおいてはＮＢセンサに関して述べるけれども 、捜されるべき情報に依存して、あらゆる高さのセンサが使用されるということ は、この記述の展開により明白である。

！２１Ｎは、通常の大人における、電子心電図（ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉ。

ｇｒａＩＩｌ（ＥＫＧ））のポリグラフ記録からトレースされた波形と、順次息 をこらえた期間に取られた、呼吸器感応血量計で使用される細バンドセンサから のアナログ電圧信号を示す。第２図のＲで示される、ＥＫＧのＱＲＳｆｆ１合（ ｃｏｍｐｌｅｘ）は、心室の筋肉収縮に先立って、心臓の心室の電気的活動をマ ークする。よく知られるように、心室の収縮は、血液が心室から胸部と肺の動脈 に排出（ｓｙｓｔｏｌｅ）されるように、心室の容積を減少させる。

第２図に示されるように、単一の細バンドセンナが、それぞれの息こらえの前に 、２，５センチ間隔で剣状突起の上と下のどちらかに移動される。また、第２図 に示されるように、試験は、第２図の左図と右図である、あお向けと立った位置 の両方において繰り返される。高さ１８７センチの通常の大人の胸郭の最上部境 界は、その波形は第２図に示されているが、剣状突起に関して＋２５センチの状 態に位置される。剣状突起における多数トレースは、この用地におけるポリグラ ブの記録からの順次の息こらえの反復トレースを示し、計測の良好な再現性を示 す。もちろん、剣状突起におけるトレースは、“−２，５センチ“と“＋２．５ センチ”との間の位置、すなわち剣状突起の上に設けられた細バンドセンサによ って得られ、剣状突起は、都合よく単に、第２図においては“＋２２．５センチ “と“＋２５センチ“との間に示されている。

息こらえの間の記録を作成することによって、呼吸作用による偏りが除去される 。したがって、第２因に示された波形が呼吸に関係しない生理学上の変化による ものである、ということか知られる。第２図に示された信号によって表された胸 郭と腹部面積の変化は、呼吸作用から得られたそれよりもかなり低い振幅である ので、波形の発生に重用される呼吸器感応血量計の利得、っまりレスビグラフ（ Ｒｅ−ｓｐｉｇｒａｐｈ）は、呼吸作用に適用するために設定した利得である、 約１０倍から２０倍に調整される。

細バンドセンサは、あお向けと立った姿勢における胸郭の表面のほとんど全ての 水平断面領域から最終的に記録が得られるように、位置されたａ第２図に示され るように、得られた波形の形状、この形状は特定の（ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌ ａｒ）構造に関係するということを私が発見したのであるか、この形状は、バン ドによって対向する断面位置に明確に依存した。したがって、剣状突起のレベル に設けられたバンドからの心臓の信号は、ＥＫＧの波に従う値（ｓｙｓｔｏｌｅ ）ｗを急速な減少を示し、それは、バンドの正確な位置に依存して、ＥＫＧのＴ 波の終端の直前又は直後にその底に到達される。ここに示されるように、心室の 筋肉が休養する拡張期の時期は、剣状突起での、次のＲ波と同時に発生するグラ フの平坦域のピークに至る前の、心室容積のよりゆるやかな増加に至る短時間の 初期急速増加によってマークされる。このグラフの平坦域は、Ｒ波をわずかに過 ぎて、それ自身の収縮反復の拡張期（ｄｏｗｎｓｔｒｏｋｅ）の前まで続く。

第２図に示される心拍の構成は、図示されるとおり、仰向は姿勢および起立姿勢 とのセンサの位置に非常にかかわっている。

第２図に示されたように、剣状突起でとられた波形は、犬の心臓に外科的に設け られた長さ、直径あるいは容積のセンサによって、すなわち、隔離された心臓を 含む心臓計から測定された肺活量波形と酷似している。

また、第２図に関し、剣状突起上側の＋２５すなわち、胸骨の最上部に位置する バンドは、剣状突起で検出されたときの下方偏差よりもむしろＲ波に追従する上 方偏差を表している。これは池の手法を用いる従来技術において検出された下向 きの大動脈圧力パルスの波形と酷似している。剣状突起上の＋２．５から＋１７ ．５まで、仰向は姿勢における信号の増幅度は減少するが、なおも肺活量曲線と 似ている。起立姿勢における増幅度の著しい変化は小さい。例えば、起立姿勢に おける剣状突起上の＋１０に位置するバンドによって記録された波形の増幅度は 、剣状突起の波形に対する増幅度とほぼ均等である。また、第２図に示されるよ うに、Ｒ波形に追従する心臓収縮の下り作動のタイミングおよびその勾配は、上 記した剣状突起上の異なる位置にて取られた記録の間で変化する。　。

仰向は姿勢における心臓拍動の波形は、剣状突起位置、より言明すれば剣状突起 下方−２，５および−５での初期上方心臓収ｗＩ偏差を示している。この上方偏 差は、十分に証明された現象であるｉｓｏｖｏｌｕｍｅｔｒｉｃ　ｃｏｎｔｒａ ｃｔｉｏｎ期間を示している。剣状突起下方の位置で、バンドの中央前部は腹部 表面に置かれているが、側部および後部は胸骨上にある。したがって、左心室の 容積変化は、左心室の壁の心臓頂点が胸骨の最も低い部分に位置しているため、 最初にこれらの位置について記録される。さらに、心臓収縮放出の勾配は、その 上方よりも剣状突起下方でこれらの位置でのステイーパー（ｓｔｅｅｐｅｒ）と なって現れる。このことは、頂点のセグメントが基部のセグメントよりも高い速 度の収縮を見せる従来技術のｌｌ１１１１と一致する。

周知のごとく、等容心室収縮期間、心筋の電気的作用の後直ちに長軸の短縮は、 心臓かより球形であり頂点に向かう横方向に、直径が実際に増加するように支配 する。この現象は短時間を占め、剣状突起における等容収縮の上方の心臓収縮偏 差、−２，５および−５バンド位置、上記剣状突起上方の＋２．５から＋１７． ５までの位置における波形の期間の同じ場所での上方偏差の減少または欠乏にお いてしばしばきわめて顕著である。このことは左心室の等容収縮が、寸法のゲー ジか外科的に挿入された位置によって顕著に変化するという犬の観察と一致して いる。文献で報告された犬の左心室からの円周および長さ波形は、剣状突起の下 方−２，５から−ＩＯまで配置されたバンド（第」図および第２図参照）から得 られた人間の等容収縮波形と驚くほど似ている顕著な等容収縮を見せている。上 方等容偏差は、仰向は姿勢よりも起立姿勢の方がかなり小さく記録される。なぜ なら、重力により心臓の横方向オリエンテーションが大きくなればなるほど、仰 向は姿勢における心臓収縮の徴候での球形の心臓形状が小さくなるためである。

第２図におけるタイミングシーケンスは、観察者が心臓の基部から頂点までの筋 肉収縮の波形を知覚するところの心臓の蛍光透視鏡の像と一致している。心臓収 縮を伴う肺活量における初期変化と同様のタイミングはまた、パイブレーンコロ ナリーシネアンジオグラム（ｂｉｐｌａｎｅ　ｃｏｒｏｎａｒｙ　ｃｉｎｅａｎ ｇｉｏｇｒａｍｓ）の期間中に記録された寸法によって描かれる。第２図はまた 、肺活量の変化の増幅度が、胸骨の尾状部位置よりも頭蓋位置で小さいというこ とを示している。心臓の基部は頂点よりもより頭蓋に位置しているため、容積の より小さい変化を見つけることは、バンドの高さに対する心臓容積変化の水平方 向の扇形（ｓｅｃｔｏｒ）を測定するという結論に一致する。もし、心房および 左心室が特定の胸骨位置について解剖学的に同じ水平方向面で位置するならば、 そのような信号の合計か予期されるであろう。そして、事実、文献に報告された ような左心室および心房容積を合計した曲線は、第２図に示されたように、剣状 突起の上方＋１２．５から＋１７．５の位置で観察された波形と一致している。

このように、これらの波形において、心臓の基部での心臓収縮の下り作動はその 頂点よりもゆるやかである。なぜなら、心房は拡張期にあり、容積上昇にあるた め、それにより部分的に左心室心臓収縮容積増幅度を取り消すからである。さら に、左心室心臓収縮の天底で、上向きに丸まった曲線は、心房拡張期での顕著な ピークを表している。

第３図は、同一対象における２、５高さのバンドからの透写を示している。それ らの波形は第２図に示されているが、剣状突起の上方１５から１０下までの範囲 の位置で１週間後に取られたものである。第２図と￥＆３図との比較から分かる ように、波形の様子は、同一位置で取られた記録と一致しているが、１週間違い で、結果の良い再現性を証明している。第３図に関し、腹部表面の剣状突起の下 方−１２，５および−１５に配置されたバンドは、よりぴったりと腹部の心房圧 力パルスと似かよる偏差を示す。−１５位置とは、へその上方２．５であったこ とは注目すべきである。

ここまでの記載は呼吸保持期間に発生された波形に基づいているが、との位置に おける平均波形の表示も、ＥＫＧのＲ波形あるいは、呼吸波形を除去しながら血 流力学の信号を単独に表わすトリがとして、非侵襲的または侵襲的に得られる全 身の動Ｈパル：）、　昇’）作動を用いた調和平均（ｅｎｓｅｍｂｌｅ−ａｖｅ ｒａｇｉｎｇ）の眉知の技術によって呼吸期間中に得ることかできる。第４図は エレクトロカーディオグラフとともに左心室容積曲線を示している。そしてまた 、平均５０脈相数を用いたエレクトロカーディオグラムによる上部胸骨からの下 向き動脈圧パルスを示している。第４図において、初めに左側パネルの上から下 までについて、第１のパネルはけい動脈波形を示しており、第２のパネルは派生 けい動脈波形を示しており、第３のパネルは剣状突起の真下のＴＣＧからの心室 容積曲線を示しており、そして第４のパネルは派生ＴＣＧを示している。右側パ ネルの上から下までに関し、第１のパネルはＲＣの乳首レベルの真上のＴＣＧか ら得られる下向き胸部大動脈パルスを示しており、ＩＸ２パネルはそれに対応す る派生波形を示しており、そして第３および第４のパネルは、剣状突起の真下の ＴＣＧからの左心室容積曲線および対応する派生波形をそれぞれ示している。同 図の右側に示される記録における大動脈圧パルスの発見は、異なった胸部位置か らの心拍の突然発生を証明している。点線はＥＫＧを示し、最下のパネルは第２ のＥＫＧの派生波形を表示している。

胸骨および腹部表面に配置された外部センナによって得られる心拍の様々な波形 構成に関する先の記述は、これらの信号の先の記録に関し、不一致および誤った 解釈を考慮している。このように、全身プレチスモグラフからの信号は、胸骨か らの正および負の偏差の両方の合計を表しており、腹部仕切りからの正の偏差に 加えられる。同様の信号のミキシングは、呼吸誘導ブレチスモグラフまたは変換 器を胸骨および腹部表面それぞれに配置するベローズニューモグラフを利用する ところの胸骨および腹部信号からの合計信号上に表示される。そして、胸骨の真 下に配置されたシングルベローズニューモグラフを使用する先の研究において、 著者は波形を、この位置が、それらの記録場所に制限された心臓血管の事象を反 映するよりも脚間全体の心拍を表していたと解釈した。

第５図は、呼吸期間中におけるこの発明にしたがって波形を得るためのさらに他 の手法を示している。第５図に関し、上側透写における不規則な波形は、呼吸期 間中に、呼吸誘導ブレチスモグラフ、剣状突起に配置されたノくンドに接続され た単一の細いバンドセンサから検出された信号を表している。そのノくンドは心 室の上に配置されたことを示している。この原信号は心臓作用によって、大きな 増幅度の呼吸要素と、小さな増幅度の呼吸要素とを含んでおり、後者はここで重 要なものである。呼吸に起図する信号要素を取り除くために、第５図の上側透写 における原信号は、３次曲線を持つ従来の曲線当て嵌め式を用いて連続サイクル にわたって釣り合わされ、各々は２つの心拍から構成される。もし、この曲線当 て嵌めが合致し、上側透写において不連続なスムース（ｓｍｏｏｔｈ）波形とし て描かれ、原信号かう引かれ、下側パネル結果において示された透写、上記曲線 当て嵌め手法から由来する下側透写における不連続であっても、これらの不連続 は従来のスムージング手法を隣接する曲線に採用することにより減少できるが、 当業者にとって明白なことである。同様に、下側透写のノイズは高周波濾波によ って取り除くことができる。下側パネルにおける透写上の不連続およびノイズで さえも、下側透写は文献に発表された呼吸量曲線に対応することが分かる。下側 パネルの最下透写は事実上ＥＫＧである。心拍のビートツービート表示を提供す るための呼吸波形の削除は、他のディジタル式の適合性のある濾波技術によって 実現することができる。

胸骨の追従性は短い記録期間中においては一定であるため、呼吸量曲線の増幅度 の変化は、心室収縮特性および心室緩和特性と同様に、脈拍容積における相対的 変化の正確な傾向を提供するはずである。鼓動容積の産出高および心臓速度は心 臓の出力および後者の相対的傾向を表しており、それぞれ利用できる。

また、呼吸量曲線の各部の収縮および拡張スロープのタイミング、そして鼓動容 積の比率による各種容積は、異なった対象の比較をもたらし、−人の対象におい て何度もプロットする傾向がある。最後に、ダイ　ディル−ジョン（ｄｙｅ　ｄ ｉｌｕｔｉｏｎ）、サーマルディル−ジョン（ｔｈｅｒｍａｌ　ｄｉｌｕｔｉｏ ｎ）、インピーダンス　カーディオグラフィ（ｉｍｐｅｄａｎｃｅ　ｃａｒｄｉ ｏｇｒａｐｈｙ）、心臓のラデイオニュークレイド　スキャン（ｒａｄｉｏｎｕ ｃｌｅｉｄｅ　５ｃａｎｓ）、２次元工コーカーディオグラフィ（ｅｃｈｏｃａ ｒｄｉｏｇｒａｐｈｙ）、アンジオグラフィ（ａｎｇ　ｉ　ｏｇｒａｐｈｙ）等 のような独自の方法による鼓動量の絶対値は１、：ノ発８Ｊ’Ｔｉ：２用される 外部センサについて初期増幅利得を設定することにより、先行する方法によって 得られる鼓動量の値と等しくなる。

抽出量の絶対値を得るための他の方法に依存しないで絶対値に対する心室容積カ ーブを較正することは不可能であった。しかしながら、心臓の振動の振幅を、胸 郭上のある位置と参照位置とにおいて比較することは可能である。従って、６人 の正常な被験者についての一連の実験において、高さ２．５ｃｍのバンドが剣状 突起と特定の参照部（ＲＥＦ）との真下に水平に設置された。なぜなら、左心室 だけがこの位置において解剖学的に切開されるからである。他のバンドは、ＲＥ Ｆの下３ｃｍに設置されるとともに、ＲＥＦの上３．６．９、及び１２Ｃ［Ｉ＋ の所と屓の位置に設置された。これらのバンドの呼吸運動の電気的なゲインは、 ＲＥＦにおけるバンドに等しくなるように調整され、それらの心拍波形の振幅は ＲＥＦバンドの心拍波形と比較された。

仰向けに寝た姿勢、横たわった姿勢、そして座った姿勢について、ＲＥＦおよび ＲＥＦの上下３ｃｍの所では、心拍波形は心室容積カーブの形状を有していた。

波形はその頭部に行くにしたがって複雑な振動を備える傾向か見られた。最も高 い胸郭の位置及び慣においては、波形は降下する大動脈圧力ッくルスに類似して いた。波形の振幅は、すべての姿勢におけるＲＥＦ）くンドに比較して、＋６及 び＋９ｃｍの位置では一般的に小さく、ＲＥＦ　（ｐ＜、Ｏｌ）の４１％乃至７ ０％であった。心拍の振幅と対応する呼吸波形（Ｒ＝−，１４）との間には相関 関係はなかった。従って、この振幅解析方法は、正常な容量を得るための研究を 許容し、貧血性心臓疾患を育する患者において起こる減動心室部分（運動低下） を診断することを可能にする。

既にのべた様に、ＰＣＧは変換器の下にある心臓血管構造の断面領域における変 化を反映するように思われる。呼吸の気流と部分的な肺の膨張か、肺を満たすガ スの密度によって変化するかもしれないので、我々はＰＯＧ波形かこのファクタ ー（こよって影響されるか否かを研究した。拍出量（ＳＶ）の変化を測定するＴ ＣＧに加えて、心臓の収縮及び拡張のタイミングと容量の結果、すなわち、ＰＥ Ｐ／ＬＶＥＴが頚動脈の収縮時間間隔（ＳＴＩ）として得られた。６人の正常な 男性が、（１）空気、（２）　２０％０．と８０％Ｈｅ、及び（３）２０％○、 と８０％ＳＦ、を５分間呼吸し、そして、ＴＣＧとＳＴＩについて３回の測定が 、他の５分間にわたって実行された。その密度が１２倍に変化する３つの混合ガ スを使用したが、心拍数、ＳＶ、ＰＥＰ／ＬＶＥＴ、最大排出速度／ＳＶ、及び 最大排出速度（こ対するＲ波の時間において全く差が見られなかった。従って、 これによって確認されたことであるが、心室機能のＴＣＧ測定（よ、肺の内部の ガスの物理的構成における変化によって影響を受けるものではない。これは、Ｔ ＣＧが基本的な心臓血管構造の量的な変化を表示するという付随的な証拠である 。

この発明は、狭いバンドと広いバンドを使用する呼吸誘導体積記録器を用いて得 られた測定に基づいて記述されてきたか、池の外部的に設置される呼吸モニター 装置を心拍容量と大動脈圧力パルスの変化を記録するために使用できる。図６は この点を示している。図６に示された波形は、剣状突起と剣状突起の＋２５ｃｍ 上のところで、呼吸誘導体積記録器に、剣状突起の上＋７，５ｃ＋ｎの所で、単 一ベローズ式呼吸記録器（ＢＰ）に接続された狭いバンドを設置することによっ て得られたものである。

ＮＩＰは、首部誘導体積記録器による記録を示すが、それは、その全ての内容が ここに結合されるところの米国特許第４，４５２，２５２号及び４，４５６，０ １５号に記述された頚動脈圧力パルスの非侵略的波形を与えるものである。第６ 図は、ベローズ式呼吸記録器（ＢＰ）から得られた波形か、呼吸誘導体積記録器 を用いて得られた心室容量カーブにきわめて類似していることを示すものである 。

第７図を参照すると、心臓の左領域にわたって胸郭上に設置された表面誘導体積 記録器（Ｓ　Ｉ　Ｐ）によって取られた記録が、ＥＫＧ及び剣状突起において呼 吸誘導体積記録器によって取られた記録と共に示されている。その完全な内容が ここに引用されるところのカナダ特許ｉｔ、２１６，６３５号に記述されている ように、Ｓ［’は、変換器のワイヤーループの真下にある表面断面領域の変化を 測定する。’Ｊ７図に見られる様に、ＳＩＰもまた、心室容量変化を表す記録を 提供する。但し、その波形は、剣状突起に設置されたバンドを用いる呼吸誘導体 積記録器によって記録される胸郭周辺の断面から得られる対応波形に比較して少 し乱れているように見える。

第８図は、異なる水平姿勢に対して、第１図の左側の図に見られる胸郭の低い位 置に設置された広いバンドで記録された心室容量波形と、第１図に示された中央 腹部に設置された広いバンドで記録される腹部大動脈パルスとを示している。Ｅ ＫＧもまた第８図に示されている。心室容量カーブは、種々の姿勢について同じ ような形状を示しているか、左側位姿勢とうつ伏せの姿勢における心室容量カー ブの心臓の収縮部分の等容性収縮期間にアクセントがついている。・姿勢の変化 に伴う形状の若干の変化は、心臓が重力の機能として胸郭の内で自由に回動した り伸延したりするので意外なことではない。外部に設置されたバンドや履似の外 部モニター装置によって囲まれた心臓の領域は、もし心臓が異なる平面内で方向 付けられた時には変化するであろう。腹部の大動脈圧力パルスの記録は、仰向け に寝た姿勢において明確に認められるが、うつ伏せの姿勢においては全く認めら れない。これは、多分、仰向けの姿勢が比較的従順な腹部の前壁を介しての大動 脈パルスの伝達を最大にするためであり、一方、うつ伏せの姿勢においては、大 動脈圧パルスの前壁への伝達が、血管の振動の伝達のために腹部の背面と側面の みを残して非常に減衰し、腹部の背面と側面に存在する多量の筋肉の塊が、大動 脈圧力バルス波形を減衰させるところのこれらの領域の従順性（固さの増加）を 引き起こす。全胸郭の従順性は、非常に筋肉の引き締まった底背部よりもはるか に高いので、心室容量カーブの満足しうる記録が全ての水平姿勢において得られ る。

環境の部分的な変化による呼吸パターンを計測するために使用される呼吸誘導体 積記録器以外の装置は、従来胸郭と腹部隔室の前面に設置されている。これらは ベローズ式呼吸記録器やサイラスティックストレインゲージにおける水銀、及び リニア作動変圧器を備えている。それらはうつ伏せの姿勢における呼吸動作のモ ニターを正確に行うことができる。なぜなら、胸郭上のトランスジューサの前面 の動作が、胸郭の組織とベッドの水平表面との間にトランスジューサが介在する ことによって制限されるからである。これらの装置は、側面や背面の動作の正確 な測定を一般的に提供するものではないので、被験者がうつ伏せの姿勢にある時 には心室容量カーブを表示することができない。マグネトロメータは、従来の胸 郭と腹部隔室の呼吸に伴う前後の径の変化を測定するために設置されるが、変換 器によって測定されない側面胸郭の動作を除外するために被験者が側面位姿勢で ある時には呼吸の変化や心室容量の変化を正確に表現しない。

第９図はこの発明によって得られた心室容量カーブにおける肺容量の結果を表し ている。４つの図のおのおのにおいて、第１［Ｍの左手の図に上部及び下部胸郭 位置の広いバンドを使用する呼吸誘導体積記録器によって取られた記録がＥＫＧ と共に示・されている。第９図において、ＮＥＡＲＴＬＣは、被験者がこの肺容 量レベルにおいてほとんど生命容量の限界に達する深呼吸と閉塞された気道に伴 う呼吸停止を引き起こした事を示す近似的な全肺能力を表わしている。ＦＲＣは 機能的な残余能力、つまり、正常な呼気作用の最後における肺容量を意味するも のであり、第９図における“ＢＥＴＷＥＥＮ　ＦＲＣ＆　ＴＬＣ″はこのレベル における呼吸停止によって伴われるほどよい深さの刺激を意味している。ＲＶは 残余容量、即ち、十分な呼気作用の後の肺容量を意味し、第９図における“ＮＥ ＡＲＲＶ”は生命容量の比較的低い限界に近い肺容量における呼吸停止を示して いる。−ＢＥＴＷＥＥＮ　ＦＲＣ＆　ＲＶ”Ｉ！程よい深さの呼気作用の後の呼 吸停゛止を意味するものである。

第９図に見られるように、心室容量カーブの心臓拡張スロープの形状は、肺容量 レベルによって変化し、その終端のスロープは高い肺容量においてフラットにな り、低い肺容量において上向きに傾斜している。さらに主な心室の収縮の傾きは 、低い肺容量（ＮＥＡＲＲＶ“と“ＢＥＴＷＥＥＮ　ＦＲＣ＆ＲＶ“）における 険しい傾きよりも高い肺容量（“ＮＥＡＲＴＬＣ”と“ＢＥＴＷＥＥＮ　ＦＲＣ ＆　ＴＬＣ”）において緩やかになっている。“ＢＥＴＷＥＮＮ　ＦＲＣ＆　Ｒ Ｖ“のレベルにおけるわずかな増加を除いて各種の肺容量レベルについての心室 容量カーブの大きさにおいて最も小さな差が見られる。これらのデータは、心筋 の収縮性が、低い肺容量レベルでの心臓収縮の比較的速い傾きによって表現され る高い肺容量に比較される低い肺容量における呼吸停止中に増大することを暗示 している。さらに、終端の心臓拡張カーブのフラットの傾きは、高い肺容量レベ ルにおいて心室の従順性が低い肺容量レベルにおける心室の従順性に比較して減 少することを暗示している。後者の状況において、終端のカーブは上方に傾く。

これは、さらに、胸郭の低い部分に設置されたバンドによって測定される基本的 な心室容量が左心室容量であることを暗示する。というのは、減少する心筋の伸 縮性と、低下する左心室の従順性か肺容量レベルの増加を促すどうことが公知で あるからブについてのバルサルバ操作の結果が示されている。バルサルバ操作は 閉じられた声門やＭ’ＭＩ、た気道に対する緊張から構成される。第１Ｏ図は第 １図の左手の図に示された胸郭の上部及び下部の位置に設置された広いバンドを 備えたそのような操作を示している。頚動脈圧力バルスを記録するための首部誘 導体積記録器（Ｎ　Ｉ　Ｐ）と、心室容量を記録するために剣状突起の上７．５ ｃｍに設置されたベローズ式呼吸記録器（ＢＰ）とから得られる波形がＥＫＧと して示されている。バルサルバ操作において開口部における圧力は約水柱６０ｃ ｍに達した。胸郭の低い位置における心室容量の波形及び胸郭の高い位置におけ る胸部大動脈圧力パルスの大きさは、ＮＩＰ及びＢＰの記録に見られるように、 バルサルバ操作中に大きさにおいて著しい下降を示した。

バルサルバ操作における心室容量カーブの心臓収縮による排出のスロープは著し く小さくなった。胸郭の低い位置におけるバンドに対するバルサルバ操作におけ る拍出量はベースラインの６７％に降下し、バルサルバ操作を除去する事によっ てベースライン上２９％まで上昇した。ＮＩＰによって記録される頚動脈圧力パ ルスにおいて付随的な上昇が見られるが、ＢＰの波形はこの上昇を示さなかった 。第１Ｏ図に見られるものは、左心室の血管像影によって得られるものと類似し ているが、心室容量測定から得られる拍出量の降下は緊張期間におけるベースラ インの３５乃至７５％に下降した。拍出量（５３％）の同じような下り勾配もま た、右心室に心臓内インピーダンスカテーテルを用いることによって得られた。

健康な被験者とうっ血した心臓衰弱の患者の両方における心室容量の超音、波心 臓検査法による測定はノくルサルバ操作中の拍出量と同様な減少を示した。

抽出量における運動の効果は、運動が実行される体の姿勢に依存する。正常な成 人において、心拍出量のための染料希釈技術の利用は心拍数による心拍出量を分 割することによる拍出量を較正する。足踏み車の上で歩行する期間において、あ る先行技術の研究は、抽出量が軽い運動によって最初の大きな上昇を有すること 、即ち、心拍数がｓ７ｂ／ｍのベースラインから１１５ｂ／ｍに上昇し、拍出量 が６９％増加することを示した。

拍出量はさらに激しい運動によって少しずつ上昇を続け、１７１ｂ／ｍの心拍数 においてベースライン上８４％の最大値に達した。一方、仰向けに寝た自転車の 運動においては、抽出量は７１ｂ／ｍのベースラインの心拍数から１１９ｂ／ｍ までの軽度な運動期間中においてわずか６％上昇した。適度な運動によって心拍 数が１２７ｂｍＭに上昇するが、拍出量はベースライン上わずか１３％しか増加 しなかった。第１１図を参照すると、呼吸誘導体積記録器に接続された狭いバン ドを付けて自転車に座った正常な成人において、運動負荷を終了した直後の呼吸 停止では抽出量か剣状突起の上２．５ｃｍに設置されたバンドでベースライン上 ３５乃至６５％増大し、一方、心拍数が５４ｂ／ｍから１２５ｂ／ｍまで増大し た。第１２因を参照すると、仰向けに寝た姿勢において、バンドによって測定さ れる運動時の抽出量の上昇は、座った姿勢よりもはるかに小さく、ベースライン 上３２％に相当し、一方心拍数は６７ｂ／ｍからｔｉｓｂ／ｍに上昇した。抽出 量の増加は、心拍出量のための染料希釈法を用いた仰向けに寝た自転車運動のた めに報告されたこれらを越えるが、座ったり仰向けに寝た位置における運動に対 する拍出量の応答における差に一致している。図に示されるように、バンドによ って測定される心室の収縮による排出と拡張による充満の両方の速度は、運動に よって著しく増大した。

鼻からの吸入によって投与される室温で気体の化合物である亜硝酸アミルは、心 臓の血液動力学の二次的変化に関連して血管系の抵抗の急激な降下をを生じさせ る。第１３図はこの薬剤の効果を、下方のリブゲージに呼吸誘導プレチスモグラ フィにより行われた測定によって表れたように、仰向けの通常の大人における心 室容積カーブ上と、中腹での幅広のバンドで行われた測定によって表れたように 腹部大動脈の圧力パルス上とで示す。亜硝酸アミルの吸入後１５秒に、−拍出量 がベースライン上で３９％増加し、心学が５４ｂ／ｍ〜８４ｂ／ｍのベースライ ンから上昇した。心筋の収縮度か亜硝酸アミル投与後の収縮期の放出のより早い 傾斜によって示されるように顕著に増加した。

心室容積カーブの拡張部分の充填（ｆ　ｉ　１１　ｉｎｇ）にもより速い上昇が あった。更に心筋の収縮性の増加率は心拍数が６７ｂ／ｍに低下したときの亜硝 酸アミル投与後２７秒に現れた。亜硝酸アミルの投与後３０秒では、心拍数が４ ８ｂ／ｍでベースラインより遅く、心筋の収縮性がベースラインの値にもどった 。

このように、この発明による呼吸誘導プレスモグラフィでの心室容積カーブの測 定は心筋の収縮性及び心拍出量を増加させる薬剤から期待された。もちろん１． この情報はまた更に十分に上述したように全体平均又は曲線適合技術の採用によ って呼吸中に引き出される。

次に起こる痛みをいやす／いやさないで激しい心筋梗塞が心室の傷ついた部分の 逆説的な、運動ｒＩｌ害の又は運動不能症の動きを起こすことかできる。加えて 、無症状の虚血がそのような変化を引き起こすかもしれない。第１４図は虚血性 心疾患の患者の運動障害の心室容積曲線を表す。殊に第１４図は頚動脈の幹線の 波形の記録及び虚血性心疾患の患者の左心室容積曲線を示し、ＢＰｓは収縮期の 血圧、ＢＰｓは拡張期の血圧、ＰＥＰｕは不整脈波形、ＬＶＥＴは左心室排出時 間、ｒｉｐ／ｄｔは頚動脈の幹線の波形の最大上昇率である。心室壁の運動障害 は上死点から第３番目の記録に示される。ＥＫＧのＲ波から最大排出率（ＰＥＲ ）までの時間は５２０ｍ５にまで顕著に長くなることに注意。同一の所見が超音 波新造検査で得られた。運動障害の運動も右心室拡張かある肺のヒベルテンシン （ｐｕｌｍｏｎａｒｙ　ｈｙｐｅｒｔｅｎｓｉｏｎ）の患者に見られる。この結 果は、通常の左心室容積曲線を示す基準バンド（胸骨の剣状突起の真下に位りの 上方５ｃｍに位置するバンドで検知された（第１５図参照）。

心拍出量は、チップを肺動脈の中に位置させたスワンーガンツ式（ｓｗａｎ−ｇ ａｎｚ）心臓カテーテルを用いる熱希釈液法によって測定できる。−回拍出量を 心拍数で割ることによって計算される。この値は基準時の絶対容積値に対する心 室容積−１’ｌＪ（狭いバンドセンサ又は票似の変換器で得られた）の収縮期部 分を計算するために用いられ・る。従ってこの値は両方の絶対容積変化を確かめ 非侵襲性の測定の妥当性を確立するために、心室容積曲線から一回拍出量の全て の次の計算に用いることかできる。後者の正確度は、心室が１つの自由度で動く と考える仮定に依存する。しかしその仮定は非侵襲性ＴＣＧ技術でなされた測定 に熱希釈法（又は他の一拍出量法）を比較することによってのみ証明できる。こ の実験は６匹の麻酔をかけた犬で行われた。ベースライン値は同時に狭いバンド で引き出されたＴＣＧの収集および一回拍出量及び心拍出量の熱希釈液値によっ て得られた。動物はその後１５分ごとに、１０％デキストラン４０溶液の５０ｍ １を注入され、熱希釈液法による心拍出量が、もはやデキストラン４０の注入を 増加させなくなるまで各時間間隔で同時に繰り返し測定された。熱希釈液法によ る一拍出量は、ベースライン値の４０％増の最大値にまで上昇した。４６対の比 較では、ＴＣＧに基づく一拍出量の８７％が熱希釈値に基づく一拍出量測定の２ ０％以内に下がった（第１６図）。

従ってＴＣＧは麻酔をかけられた犬の一拍出量及び心拍出量の変化の正確な測定 をもたらすようだ。

犬の胸郭が人体の胸郭のように高度に許容性があるので、犬の胸郭及び腹にバン ドを用いて心室容積曲線の満足な記録を得ることか可能かどうかを決定する試み がなされた。第１７図は犬の上胸部のまわりの腋窩の真下に約１〜２ｃｍ上方又 は下方に位置を変えて設置されたバンドの記録を描く。左パネルは犬が平らなテ ーブル上で２ｉ：＃Ｉ臥位置にある時の記録を描く。上方パネルは心室収縮期の 最下点で心房拡張期の付加された丸みのあ１　る上向きの波に沿って典型的な心 室容積曲線を示す。下方の左パネルでは、バンドが下方へ約１ｃｍ移動しており 、心房の拡張期の波がそれから除去される。追跡ラベル付け“ＲＩＰ−上方ＲＣ （ＮＢ）”によって示されるごとく、上方パネルにおける心室容積曲線の等容性 収縮段階に欠乏がある。これは上胸部に設置され呼吸誘導ブレチスモグラフに結 合された狭いバンドを意味するが右上パネルでは顕著な上方へのそりを示す。腹 部の中央−上方の各バンドはそれらの位置にかなり依存する。犬がＶ型テーブル に置かれ、その体を異なる位置に支持するとき、上古パネル上の中腹バンドは腹 大動脈の圧力パルスの典型的な波形を容易に確認できる重信で示した。他のバン ドの設置もまた腹部の大動脈の圧力パルスを与えた。

これまでの記述から、胸郭と腹の動きを測定する非侵襲センサーによる外部モニ ターが大人、乳児及び動物における新造導管の成り行きを記録できることは明ら かである。適当なセンサーとデータで１を止めている間め鼓動ごとに部分心室容 積曲線及び大動脈圧力パルスを記録することは可能である。平均波形は呼吸中に 調和平均の手法で、トリが−として心電図のＱＲＳコンプレックス（ｃｏｍｐ　 ｔｅｘ）　、又は非侵襲性的／侵襲性的に記録された動脈系のパルスの上向き行 程を用いて得られる。あるいは、曲線適合技術及び適当なデジタルフィルター技 術が呼吸波形から心室波形を抜き出すべく用いることができる。

更に心室容積及び大動脈のパルスの波形が異なる心臓の波長で、及び＃容積の基 準及び空気流れ（Ｄ−Ｍ々の点でもまた得られる。

ここで記述された技術は生理学、薬学及び臨床上の心０！機能に関する知識及び 大人、乳児及び動物の心臓疾患の診断に主要な示唆をもたらす。

一拍出量及び心拍出量をその一拍出量（ＳＶ）及び心拍出量（ＣＯ）の変化を測 定すべく胸部心電図（ＴＣＧ）の前動性を確立するために通常の人間の被実験者 に侵襲性の熱希釈液技術で測定することは実用的でない。もし体の姿勢が固定さ れればインピーダンス心拍記録法で一拍出量及び心拍次量の変化を測定できると いう記述に十分な証拠がある。この装置は経験的な式と、胸部が一拍出量の値を 引き出すための単一の導体として見なす過程とを用いる。　この装置からの波形 は大動脈パルスと類似し、胸部心拍記録法で得られた心室容積波形に対し極性で 対向している胸部心電図［ＳＶ　（ＴＣＧ）］によって測定された一拍出量の値 は、インピーダンス心拍記録法（ｒｃ＞によって６人の通常の半横臥した人で、 ＳＶを増加させるべく０．２５ｍｇテルブタリンの皮下注射後測定されたｓＶに 比較された。他の日には、１ｍｌの塩分が、１ｉＩＩｉｉ１１手段として利用す るため皮下注射された。ＴＣＧ及びＩＣからのデータは３０分のベースライン中 ５分ごとに及び注射後９０分に集められた。テルブタリン投与後Ｓｖ及びＣＯの 最大増加はそれぞれ２７％と５０％であった。ＳｖとＣＯは塩分注射によって変 わらなかっの２０％以内に降下した（第１８．図）。更に、先の研究ではいつの 時点でも心拍出量から引き出されたＩＣとＴＣＧとの間には統計的に意味のある 相違はなかった（第１９図及び第２０図と比較せよ）。これらのデータは、心室 容積曲線から引き出されたＴＣＧは一拍出量及び心拍出量の変化を精確に予測し ていることを示している。

心室容積曲線の外形から心臓の収縮期及び拡張期の機能の指数が分かる。収縮期 の機能については、これらの間隔と容積の比は頚動脈拍のタイミング量としてよ く知られている収縮期時間間隔と比較されて、心臓の収縮性についてのこれらの ２つの異なる量の間における収縮期の機能に関する関係が確立される。

一連の実験では、テルブタリンの効果が研究されている。

テルブタリンはベータ２のアトレイリン作用性のある作用薬であると思われてい るが、それを配剤すると心拍出量の増加が著しく増加する。その結果、組織的な 欠陥拡張や出来る限り強い心室の収縮性が得られる（１９７５年発行のＣｈｅｓ ｔ、６８巻、６１６と６１７ページ参考）。その作用をより詳し：特徴づけるた めにいくつかの非侵襲性の心臓血管のモニター法が利用されている。左心室容険 曲線（ＬＶＶＣ）はトラヒカルジオグラフ（ＴＣＧ’）に平均した心臓性振動と して示される。

呼吸性信号は全平均法によって消去されている。ＬＶＶＣ（ＴＣＧ）による収縮 期及び拡張期の容積に加えて、他のパラメータが測定されている：　（１）ＥＫ Ｇによる心拍数（ＨＲ）：（２）カフ聴診法による血圧（ＢＰ）：　（３）ネッ ク部の誘導的なプレスチモグラフ帯の到来や、ＥＫＧによって得られる心脈拍か らの収縮期の時間１！ｆｆ隔；　（４）ＢＰによる修正後の心脈拍＋７）ｄｐ／ ｄｔ　；及び（５）式ＰＥＰ／ＬＶＥＴ（７）利用ニヨル収縮期の心拍出量（Ｅ Ｆ）（ＰＥＰ＝前駆出期、ＬＶＥＴ＝左心室拍出時間）、、２日間にわたる研究 で、５規定は皮下にテルブタリン（Ｌ２５ｍｇ又は塩類を受けたことまたデータ は注射後１０から２０分たった広管の底線部や頂部を解析して得られることがわ かった。食塩水に比較して、テルブタリンはＨＲ（２０％）。

ＬＶＥＴＩ　（８％）　〔ＬＶＥＴＩ＝左心室？Ｑ出ＩＪｉｌｊｔｒｔ数Ｅ　、 ＥＦ（１６％）、−回拍出量（２８％）、心拍出量（５４％）。

最高拍出率（ＰＥＲ）（６１％）、　ｄｐ／ｄｔ’　７０％）及び左心室−回拍 出量（２７％）の底線部からの意義のある起ち上がりを生じる。テルブタリンは 拡張期のＢＰ　（９％）、ＰＥＰＩ（２０％）、ＰＥＰ／ＬＶＥＴ　（３１％） 、ＰＥＲに対するＲの時ｒｌｌｉ　（１３％）　ｒＲ＝Ｒ波、ＰＥＲ＝頂部泊出 波］、及ヒ抹消血管抵ａｍ（４３％）を育意義に減少する初期拡張期の充填流量 、容積、及びタイミングは変わらなかった。ＬＶＶＣの収縮期部分に関して一番 簡単で最も多い一貫性のあるパラメータはＲ−ＰＥＲ時間を短縮化し、ＥＫＧや ＴＣＧ波形上の慨を個々に容易に認識させる。

心室容積曲線の収縮期の振幅は、熱性の希釈溶液や色素希釈溶液のような侵襲性 の手法、又はインピーダンス心臓検査や超音波心臓検査のような非侵襲性の手法 とともに、−回拍出量における傾向を評価するのに利用することができる。心室 容積の波形は絶対容積に修正することが出来る。測定量は呼吸性の誘導的なプレ チスモグラフの漂準の（広い）あるいは狭いバンド変換器によって得ることがで きる。しかし、代わりに、呼吸動作の測定に眉いられてきた非侵襲性の感覚装置 でも前記変換器に対する高度の機能として、心臓血管の出来事を補足することが できる。呼吸性の誘導的なプレスチスモグラフは水平面での体位の変化による心 室容積曲線の表示が正確に得ることができるので、前記のような装置に好ましい 。また、他の呼吸モニター装置は腹臥や側面位の体位における心室容積曲線を正 確に記録することは一般にできない。心拍数と一回拍出量の積は心拍出量に等し い。この発明により、心拍出量の測定量は正常な被検者及び病気の被検者の両方 において休息時でも運動時でも得ることができる。これらの測定量は、心電図の ＱＲＣ波を使用する若しくは引き金のような組織の動脈拍の上向き行程を使用す る全体平均による、又は曲線適合の使用若しくは呼吸波形から心臓波形を引き出 すために前述したような適応デジタルろ過半法の使用による、平均心室容積曲線 の表示とともに一拍動ごとの基底上の９．こらえ中若しくは呼吸中に記録するこ とができる。さらに、心室容積曲線は睡眠中の人間又は動物の自然的な中枢の無 呼吸の間、閉塞的な無呼吸の間でも記録することができる。これにより心臓特性 上の閘寒唾眠無呼吸症候群のような存在の効果を解析でき治療上の関与に役立つ 。

上記のいずれのセンサーのエレクトロニクスも、テープレコーダー、コンパクト ディスク等−ホルターモニターー装具に挿入して、心室性体積波形及び大動脈圧 脈拍を非侵襲的に記録するためにこの発明により見いだされたように心電図によ る心臓の電気的興奮及びその機械的応答の両方を着装携行式にモニターすること ができる。このことは心ｕｎｉ能における心臓虚血作用及び心不整脈を特性化す るのに前用である。

図２１Ａ−２１Ｇは、機械式呼吸の麻酔犬で心室性体積曲線における右心室の外 部ペース効果を示す。このデータは、引き金のシグナルとして心電図のＱＲ３波 を用いた集合平均によって得られた。最高のトレーシングは無ベース（“ＵＰ” ）の心電図及び心室の体積曲線を描く：こっで心拍数は１１２拍動であった。無 ベース心拍数（７５ｂ／ｍ拍動／分）、９２ｂ／＋ｎ及び１０７ｂ／ｍ）以下の 心室性ペース（“ＶＰ”）心拍数において、心室性体積波形は、無ベース記録と してＱＲＳと同様な発現とタイミング関係を有する。しかしより大きなペース性 心室性拍数（１２３ｂ／＋ｎ、１３２ｂ／＋ｎ及びｌ　８４　ｂ／ｍ）では、導 入プレチモグラフのトランスデユーサ一体積変動記録計変換器に対する心室部分 の異常運動（ジスキネジー）によりＱＲＳに比して著しく停滞がある。図２１の 心室性体積曲線は犬の剣状突起上に置いた帯状センサーにより得られた。

心電図と心室性体積波形の記録は複合ＱＲ３波が区別できまい心室頻脈から異常 電気電動により上室性頻脈を区別するのに前用である。心室性頻脈が直接生命切 迫性心不整脈であり、一方異常電動による上室性頻脈はない時、これら２つの不 整脈は異なる処置様式を必要とする。３つの方法により区別か可能である：　ｌ ）上室性頻脈中の規則的な心房収縮の記録のために頚静脈珀動と類似の方法で剣 状の上１０〜ｔｓｃｍに置いたバンドから心房拡張期を記録する（図２及び図３ ）。　２）心室性ベースのような異常な壁運動に沿って異常なタイミングとファ ーゼを育する異常な心室性波形を観察、または３）心室性体積曲線の等容収縮期 の損失。

テープレコーダーによる８〜２４時間の連続心電図の記録は、しばしば心電図の ＳＴ部分とＴ波の変化によって一過性心臓虚血（心室の筋肉に血液の補給を損ね る）を検出するのに用いられるが、このアプローチの有用性は人工産物により限 定され、ホルタ−モニターの主な適用可能性は心不整脈の診断にあるということ はよく認識されている。しかしながら心室性ベースの部分的異常性は、心ｔａの 異常にまさる。即ち、肋骨ケージの運動を感じるためのバンドまたは池の装置に よる心を図ホルター記録計と部分的心室体積波形との組み合わせが胸部膚のある 患者とその痛みのない患者（無症候性虚血）の両方の心筋性虚血、検出の診断場 の正強さを改善する。

危篤状態にある患者の心拍出量の変化を測定することは、１剤や薬液の適当な服 用量を使用するか、外科的な関与を行うことにより、治療上の解決に役立つ。危 篤状態にある患者の一回拍出量を評価するために心室容積を考慮に入れると、も しも静脈血がまり、心拍出量が増加すると、治療上の解決が適当であるように静 脈血に関するｔｉｔＦ報を提供する。一方、もしも静脈血かまり、心拍出量か同 じ状態を保つか低下すると、静脈血のテストはおそらく不適当である。この演算 法によれば、肺動脈に配されて静脈血のテストが適当かどうかを心拍出量の測定 と肺動脈や左心房の圧力の記録とから決定する侵襲的なスワンーガンズ型のカテ ーテルの利用が少なくなる。そのような技術によれば、血液製剤が露出されるこ とに起因する、死を含んだ主なリスクをその患者に与え、ウィルス性肝炎やエイ ズのリスクを治療者に与える。

この発明による非侵襲性のモニタリングによれば、同様な血流力学の情報を提供 する間に患者や治療者にまったく危険をおよぼすことがない。心電図に基づく心 室容積波形は、ベッドサイドで得ることができ、または有線操作あるいは遠隔操 作によるデータ処理で、電算処理されたディスプレイを有するビデオによる中央 ステーションで変換される。

心拍出量は患者を管理する上で重要なパラメータであるが、組織の酸素供給率（ ＤＯｈ　）の方向がより重要な試験法になる。

Ｄ　Ｏ２とは、心拍出量と動脈の酸素比との積である。それは、酸化された血液 をその組織へ供給する割合を意味する。

心拍出量の低下や動脈中の酸素量の低下あるいはこれら両者によりＤＯ３が減少 すると、組織の局所貧血や組織の死亡を引き起こす。動脈中の酸素容量は血液中 のヘモグロビンの総量の関数である。すなわち、１．３４４の酸素はＩｇのヘモ グロビンと結合することができる。そこで、血液中の酸素容量に動脈中の酸素飽 和度を掛は算すると、酸素量をめることができる。

後者は商業的に適用される装置すなわち脈拍酸素濃度計を用いることで非侵襲的 にめること力傘できる。ＤＯ□の相対変化は動脈中の酸素飽和度に心拍出量を乗 じることによりめることができる。かくして、ＤＯ２の向きは脈拍酸素濃度計や ＴＣＧを用いて非侵襲的にモニターすることができる。

Ｄ　Ｏｚ測定の重要性を示すには、低酸素混合物を吸うことによる影響を考慮す ればよい。次のことが報告されている。すなわち、室内空気に比べて低酸素の混 合物（Ｆ１０□＝０．　１）を７〜２０分間吸うと、心拍数（ＨＲ）が２４％、 −回拍出量（ＳＶ）が１６％、心拍出量（Ｃｏ）が３８％、それぞれ増加する（ ６出版物、６４規定）。ここで、ＣＯはインディケータ希釈法で測定された。

これらの観察結果から拡張させて、私は心臓の特性と酸素供給率（Ｄ　Ｏｔ　＝ 　Ｃａ　Ｏ２ｘ　ＣＯ）に対する用量応答性を調べるために、等級を付けた低酸 素混合物を１２分、与えた。すなわち、７規定に対してＦ、Ｏ，がそれぞれ０． １７．０．１５．０．１２．０．１０、であった。ＳＶ、！−Ｃｏはトラコカル ジ才グラフ（胸に寸ける心泊記ｔｌｔＨ，ＴＣＧ）で測定された。ＪＪＩｊて、 脈拍ＨＩ膏濃度計からの酸潰飽和度（Ｓａｄ、）、ＰＥＰ／ＬＶＥＴを含む式か らの収濱期の心拍出量（Ｅ　Ｆ）およびＲｒＰからの分砕吸入量（ｖｌ）がめら れた。

次ノ表は、Ｆ、　ｏｘ　＝Ｑ、２１　（Ｓａｌｔ　＝９８％）　Ｇ：ｔｔして、 Ｓａｄ、と池のパラメータのわずかな変化とを示す。この表において、本年はＦ 、Ｏｘ　＝０．　２１に対して統計的に重要な相違を示す。

上記の表において、Ｆ、Ｏ，は気体混合物（室内空気＝０．２１）中の酸素濃度 を示し、５ａｌｔは動脈中の酸素Ｍ！、和度を示し、ＨＲは心拍数を示し、ＥＦ は収＊、ａの心拍出量を示す。また、Ｒ−ＰＥＲは、ＥＫＧのＲ波からＴＣＧ心 泊容ＷＩ自纏（第２２図）の最大心拍率までの時買を示し、Ｖやは分砕吸入量を 示し、ＤＯｌは＠磯の酸素供給率を示す、Ｆ、Ｏ，＝Ｏ１■におけるＨＲ，ＳＶ およびＣＯの変化は上記の値によく一致する。常態において、ＣＯは比例して上 昇したので、ＤＯｌは等ａｔ寸けされた短時贋のＳａＯ□の減少にともなって一 定筐を保った。このことは、ＣＯ単独よりもむしろＤＯｌを考慮に入れることの 重要性を示している。ＳａＯ□の値が５５％まで減少するにもかかわらず、これ らの被験者における悪い兆候がなかったことは驚くにはあたらない。延長された 時間間隙にわたって、標準的で病気にかかった状態における５ａｌｔの減少にと もなうＤＯｌを決定することは、ＤＯｌが結局、組織の生存力を決めるものであ るために、研究を要する。

低酸素とテルブタリンの投与を決める実験に対して、標準的な被験者における、 頭を上げなくても見えるための傾斜により、心拍出量の減少と心臓収縮性の法少 が生じる。心室容積から導かれたＴＣＧ曲線の振幅は、仰向は姿勢から直立姿勢 までの体の姿勢の主要な変化にともなう胸郭の容積変動係数が変化するため、− 回拍出量の低下を正確に反映するものではない。しかしながら、その曲線の形状 は、予測したように変化し、収縮性に関する有益な情報を提供する。すなわち、 低酸素とテルブタリン注射の後のＲ−ＰＥＲ時間間隔を短くする代わりに、頭を 上げなくても見えるための傾斜によりＲ−ＰＥＲ時間間隔は、長くなり、かつ心 臓収縮性の減少にともなって一定となる。

末梢径あるいは腹部の外科手術を受けている患者における、麻酔中の心拍出量の 向きを胸郭表面に取り付けられた非侵襲的なセンサを用いてモニターすると、心 臓特性に関する価値ある測定結果が得られる。麻酔剤や外科的関与が心拍出量に 対してしばしば悪影響を及ぼすことはよく知られている。

適当な心臓ペース速度と、−回拍出量に関する異なったペース連鎖の影響と　を めることは、心臓ペースメーカ療法における重要な考察である。これは、胸郭に 取り付けられた外部センサで得られる心室容積波形による、鼓動から鼓動までの 心拍出量の評価を分析することによりなし遂げられる。

加えて、サーボループを通して最適のペース速度を調節することは、運動中の最 適な心拍出量特性のためのペース速度を組み直すために、心拍出量をモニタする ことによりなし遂げられる。これは、心臓インピーダンスの鼓動から鼓動までの 変化のために心臓内に配されたカテーテルに基づく研究からすでに達成すること ができた。

心室容積曲線をモニタすることもまた、磁気共鳴を用いたイメージ装置、宇宙カ プセル、潜水鐘、潜水服、高圧・低圧容器などの、到達しにくい環境に置かれた 被験者における心拍出量の変化をめるのに役立つ。

種々の機械的な呼吸理学療法を行う間の一回拍出量を測定すると、心拍出量にほ とんど有害な影響を与えない機械的呼吸装置の据え付けを確立することができる 。胸郭に取り付けられた外部センサで測定された心室容積波形は、調和平均、曲 線適合、心臓波形を引き出すために用いられる上記の他の適当なデジタルフィル タリング法により、機械的呼吸の間に得ることができる。

バルサルバ操作すなわち、閉じられた声門による緊張は、上記したように正常な 被験者の心臓波形を測定することにより得られた心拍出量を減少させる。

心拍出量は、上記の緊張操作か停止され、声門か開かれると、常態では増加する 。このような反応は心臓疾患を持った患者には起こらない。したかって、上記操 作は、正常な被験者と心臓疾患を持った患者とを区別するのに役立つ。

幼児突然死症候群（Ｓ　ＩＤ５）に近い赤ん坊における呼吸パターンをモニター するための呼吸信号を用いることに加えて、−回拍出量と心拍出量とを上記した 心臓容積曲線の非侵襲的な決定からモニターすることは、これらの赤ん坊におい て徐脈がしばしば無呼吸と関連していることが知られているため、心臓の異常を 早期に発見するのに役立つ。

この発明は、心臓特性の機械的な指示を与えるので、たとえ心臓の電気的活性度 がなお存在している段階でも、心臓停止に基づく死の適時判定法を確立するのに 役立つ。

心筋収縮性の測定でめられる心室が空になる速度は、心臓収縮中に胸郭に配され た外部検知装置から得られる心室容積波形の勾配として、あるいはこの波形の電 気的なアナログ微分またはデジタル微分を取ることで請求めることができる。

等容性弛緩の終わり段階での心室容積曲線における、血液の急速な充満の勾配か ら、心室筋の機械的特性をめることができる。また、遅い心臓拡張の勾配から、 心臓が血液で満たされており、拡張期の心臓予備力を制限しているか、あるいは 同曲線のこの部分における上り勾配の偏差により指示された多量の心臓予備力を 持っているかどうかを知ることができる。心拍出量と一回拍出量とに関して上記 したすべての状況は、心臓特性を評価するために心室容積波形の輪郭を分析する ことの重要性に適用される。

心室容積と大動脈の圧力パルスの形状は、心臓疾患をもっている患者の場合、休 息時や運動時や睡眠時及び温度、湿度等の環境的なストレスに依って異常になる 。心臓弁膜症の患者の心室容積曲線の波形は、明らかに特徴がある。

例えば、大動脈の狭窄に耐えうる、心室容積曲線における心臓の収縮射出（ｓｙ ｓｔｏｌｉｃｅｊｅｃｔｉｏｎ）の比率は、減衰している。一方、僧帽弁の狭窄 症の患者の心臓拡張の充填比率は、減衰している。

大動脈の圧力パルスの上へ向けて引いた状態も大動脈の狭窄で減衰している。

冠状動脈の疾患をもつ患者は、心室応諾（ｃｏｍｐｌｉａｎｃｅ）に起因する心 室壁の運動に限定されていたし、しかも心臓拡張のゆるやかな充填をもっていた 。

収縮状態の心嚢炎や限定された心筋運動記録器をもつ患者は、これらの欠陥の結 果として心臓拡張期のプラトー（床）を示す。

長い、平坦な心臓拡張期のプラトー（床）は、肺の浮腫や２７ｍｍＨＨの肺動脈 のウェッジ圧力の胸部レントゲン写真や肥大心臓をもっている患者において、こ の発明で得られる心室容積の曲線で成案されていた。多分、この種の波形は心室 膨張を示しており、このような患者の左心房の非侵襲モニターとして役立ってい る。

異常な心筋の運動は、心筋阻血の後二次的な冠状脈管の閉塞でもって閉塞衝撃を うけた心筋や血管形成に起こる。ここでは、心室筋の領域に与える冠状動脈の短 時間の閉塞がこの部分の異常な壁の運動を引き起こす。実際、心筋阻血の闇、異 常な壁の作用が心電図の異常性より先に起こり、非常に感受性のある特徴的なサ インを呈する。

急性の心筋梗塞は、血栓症注入剤（エイジェント）の支配によって反転される異 常な心室容積波形を生じる。この現象は、全ての心室を覆う広い帯状のセンサー を用いるよりもりブケージの多大の高さをこえてセンサーで研究するのか良い。

というのは、異常な心筋の運動の小さし＼領域が、これらの環境下でなくなるか らである。

声門を閉塞後強制呼息して胸、腹、横隔膜の筋肉を収縮させて肺内の空気圧を高 め、肺動脈毛細管床を通る血流を妨げるヴアルサルヴア操作の間中、心室容積の 曲線の模様は、心臓疾患に耐えられるようには現れず、従って、心臓疾患の患者 から正常性を区別するためにを判定基準を提供する。

その上、仰向けから直立した姿勢あるいはこれとは反対の姿勢に傾けることに依 って心室の大きさの曲線の模様の変化は、心室の大きさの波型の模様において交 互に特徴を生じる。

例えば、立っている姿勢では、心室容積の曲線の末端の心臓拡張の部分は正常に 上向きに傾斜している。一方、仰向けの姿勢では末端の心臓拡張部分が平らなプ ラトー（床）をもつ。このことは、心臓が直立した姿勢のみならず仰向けの姿勢 でも十分満足されており、心臓疾患の患者には起こらないことを示しており、重 要なことである。

狭い帯状の外部センサでもって、心室の異なる部分で心室容積の波形を記録でき る。心室の部分（セグメンント）間のタイミングと動作の解析を行うことができ る。

このことは心室容積波形で急性の阻血や心筋梗塞を評価するときに有効であるこ とを証明している。というのは、心室壁の動きがこれらの環境下で損なわれるか らである。

このことは、結果として部分（セグメント）の心室容積の波型の当然な異常性を もつ心室壁の部分の運動障害、運動不能、運動低下の動きとなる。　・ 弓状の心室容積の波形を表示するためのリブケージ上のセンサをもつこの発明の 非侵襲方法を用いると、このような異常性の診断か可能となる。また、血栓崩壊 の能因（麻酔剤）の静脈内の投薬か、あるいは所定の冠状動脈の血管形成かどち らかの処理の効果を確かめることができる。その上、この発明の非侵襲技術でも って長期間間欠的な再調査が処理のきき目を確立するときに助けとなる。例えば 、部分（セグメンタル）心室の大きさの曲線の冠状動脈のバイパス移植のきき目 を後になって外科的に決定できる。再調査の見積もりが、手術後に作られたベー スラインとは異なる異常な壁の動きの新しい部分（セグメント）を示すとすれば 、冠状動脈の再狭窄の診断の疑いがある。

心臓のｐａｃｉｎｇ（ｃａｒｄｉａｃ　ｐａｃｉｎｇ）としての関与、運動、ヴ アルサルヴア操作、傾斜、投薬等の部分（セグメンタル）心室容積の模様の解析 は、診断上で有効さを増進できる。

心室容積波形の麻酔剤の効果は手術後の心電図装置で結果を導く手助けとなる。

最後に、電気心ｔ（ｇを用いた歩行のできるＨｏ１ｔｅｒモニタリング、心室容 積の曲線から心臓寸法の度数分布図を分離する部分（セグメンタル）心室容積波 形解析、５Ｔ−Ｔ波の低下や反転のような電気的異常性が、不整脈の間、心筋阻 血の潜在中に電気的、機械的出来事を相関させるのに有効である。

左心室の侵襲カテーテル法に関連して、心室の圧力−容積曲線を、心室特性の明 瞭な理解を達成するよう形成できる。

妊婦の腹部に置かれた外部トランスジュウサー配列と胎児の電気心電図の記録を 用いて、調和平均法や適応（ａｄａｐｔａｂｌｅ）ディジタル・フィルタ法によ って心室容積波形を含むセンサを感知してこれを区別するのが可能になる。

後者の技術は胎児の心室容積の曲線のみを残した母方の呼吸や心臓血管の脈動を 除去できる。この測定は、電気心電図と、心室容積波形の筋の異常性を表示する ことによって肥大した心臓疲労の診察を手助けでき、妊婦と出産に関係のある関 与を必要とする肥大した心臓疲労の早めの同一視を与える。

心室容積の曲線に関連して、胸部の大動脈と腹部の大動脈の圧力パルスの解析は 、大動脈の狭窄のような心臓弁膜の疾患の診察と、外科的な弁膜の治癒の後その 成果を従えるための便利な非侵襲方法に育益な情報を与える。それ故、大動脈の 圧力パルスの上へ向けて引いたものが大動脈の狭窄で減衰する。異常な大動脈の 圧力パルスは胸部と腹部の大動脈の安定にかつ切り裂かれた動脈瘤を起こしてそ れらの診断の確立をたすける。

要するに、大動脈の圧力パルスの解析をともなって全体的あるいは部分的に心室 容積波形を記録するためのこの発明の非侵襲方法の使用によって、医学上重要な 進歩がもたらされ、心臓学を探究できる。

電気心電図は、心臓の鼓動の正常及′び異常な電気的活動の指針として有益な目 的に役立つ。しかし、電気的感応の機械的反応に関してはどんな情報も与えない 。この発明は、ここで部分的な特質の表示によって心臓の絶え間のない非侵襲モ ニタ・機械特性（メカ二カ・パフォーマンス）を第１に提供する。この発明はま た、１回拍出量の量的な絶え間のないモニタの変化を提供する。さらに、心臓を モニタするための外部トランスジュウサーを非侵襲的に活用できる。いくつかの 出願にはこのような安全な、非侵襲の診察用具の完成が述べられている。明らか に、他の多くの出願が将来想起されるであろうが、上述したことが、限定された 意味ではなくて以下に述べるクレームで限定されたこの発明の範囲で例示として 意味づけされるべきである。

図面の簡単な説明 図において、 第１図は人間の胴体（ｈｕｍａｎ　ｔｏｒｓｏ）に関する広バンド（ｗｉｄｅ　 ｂｉｎｄ）（左図）と細バンド（ｎａｒｒｏｗ　ｂａｎｄ）（右図）変換器の配 置を示す図である。

第２図はあお向け（ｓｕｐｉｎｅ）　（左図）と立った（ｓｔａｎｄｉｎｇ）　 （右図）姿勢におけるこの発明によって得られた波形を示すグラフである。

第３図は第２図の左図と同様のグラフである。

第４図はそれらの対応誘導物で平均脈拍と心室容量曲線を表示するために、全体 平均を用いて、はぼ横臥した通常の実験からの記録である。

第５図はこの発明によって得られた原始データから心臓の波形を抽出するための 曲線近似法の使用を示すグラフである。

第６図は細バンドセンサと単一ベローズ呼吸記録器を用いて得られた波形の比較 である。

第７図は細バンドセンサと表面感応型体積記録器を用いて得られた波形の比較で ある。

第８図は胸郭下部の広バンドセンサと腹部中央レベルの他の広バンドセンサとを 用い、異なる水平姿勢で得られた波形を示す。

第９図は胸郭の上方と下方位置で広バンドセンサを用いて得られた波形を描いた ものであり、心室容量曲線の肺容量の結果を示す。

高１０図はこの発明によって得られた心室容量曲線のヴアルサルバ（Ｖａｌｓａ ｌｖａ）操作の結果を示す。

第１１図は行程容量の運動の結果を示す波形を描いたものである。

第１２図はあお向は姿勢における実験で行程容量の運動の結果を示す波形を描い たものである。

第１３図はこの発明によって得られた心室容量曲線における亜硝酸アルミの効果 を示す。

第１４図は虚血性心疾患での実験における頚動脈の波形と左との記録である。

第１５図はこの発明によって得られた波形であり、肺のヒペルテンション（ｈｙ ｐｅｒｔｅｎｓｉｏｎ）に起因する心室部分の運動低下を示す。

第１６図はこの発明によって、また熱希釈法によって得られた行程容量測定の比 較のグラフである。

第１７図はこの発明による細バンドセンサを用いて得られた波形を描いたもので あり、様々なバンド位置と体の姿勢で犬から得られた心室容積曲線を示す。

第１８図はこの発明によって決定され、そしてインピーダンス拍動記録法を用い て得られた行程容量を比較するグラフである。

第１９図は硫酸テルブタリン（ｔｅｒｂｕｔａｌ　１ｎｅ）と塩類（ｓａｔ　１ ｎｅ）の注入により、インピーダンス拍動記録法から得られた心拍出量のグラフ である。

第２０図は第１９図との比較のためのグラフであり、硫酸テルブタリン（ｔｅｒ ｂｕｔａｌｉｎｅ）と塩類（ｓａｌｉｎｓ）の注入により、この発明によって得 られた心拍出量を示している。

第２１図は麻酔をかけられて、機械的に呼吸させられた犬の心室容量曲線におい て、右心室を外部から封入した結果を示す一連の記録である。

第２２図は室内空気（左図）と低酸素混合物（右図）の呼吸時に計測された波形 の比較である。

ｒ１！Ｊ２ 背臥位　直立位 ＜Ｓ　Ｕ　Ｐ　Ｉ　Ｍ　Ｅ）　＜ＳＴＡＭＤＩＮＧ）図１ 図３゜ 図４ 図５ 図６ ＫＯ 上方の剣状部 ＲＩＰ−２５ｃｍ偵ＢＯＶＥＸＩＰＨＯＩＥ））Ｌ、、ｓ−一」 ＩＰ 心臓ボーダー ＜ＨＥＭＥ関真り直置〉 図７ 区 図１４ 図」５ 図１６ 図１８ 拍動容積（肯１） 図１９ 図２１ 国際調査報告

Claims (60)

【特許請求の範囲】
1. １．心臓血管もしくは大血管の２つの対向するボーダーの少なくとも一部を覆う 第１運動検出変換器を胴体部上におき；前記変換器が対向する胴体部の運動を示 し、少なくとも１つの部分心室容積の波形もしくは部分大動脈圧力パルスの波形 を有する心臓成分を含むシグナルを発し；および前記の心室容積の波形もしくは 前記大動脈の圧力パルスの波形の変化を監視することによって心臓の機能を評価 する；ことからなる動物もしくはヒトの被検者の心臓の機能を監視する方法。
2. ２．前記の運動検出変換器が、前記胴体部の上におかれ胴体部と共に運動する導 体を備え、前記胴体部の運動が前記導体の自己インダクタンスの対応する変化に なる請求項１記載の方法。
3. ３．前記導体が前記胴体部のまわりに伸びて、所定の高さに定めている請求項２ 記載の方法。
4. ４．前記の高さが約２．５ｃｍである請求項３記載の方法。
5. ５．さらに、前記シグナルから呼吸成分を除く工程を含む請求項１記載の方法。
6. ６．前記の呼吸成分を除く工程が、呼吸による前記シグナルの変化を避けるため に息こらえ中に前記評価工程を実施することからなる請求項５記載の方法。
7. ７．前記の呼吸成分を除く工程が、呼吸成分を除くために前記シグナルを集団平 均することを含む請求項５記載の方法。
8. ８．前記の呼吸成分を除く工程が、呼吸成分を除くために、前記シグナルからカ ーブフィットを差引くことを含む請求項１記載の方法。
9. ９．前記の呼吸成分を除く工程が、呼吸成分を除くために、前記シグナルの適応 ディジタルフィルタリングを含む請求項１記載の方法。
10. １０．さらに、雑音を除くために前記シグナルの高域フィルタリングを含む請求 項５記載の方法。
11. １１．前記変換器が剣状突起部の位置およびその近くに配置され、前記の少なく とも１つの部分心室容積の波形または部分大動脈圧力パルスの波形が前記の少な くとも１つの部分心室容積の波形である請求項１または３に記載の方法。
12. １２．前記変換器が、胴体部もしくは腹部の最上部の位置またはその近傍に配置 され、前記の少なくとも１つの部分心室容積の波形もしくは部分大動脈圧力パル スの波形が、前記の少なくとも１つの部分大動脈圧力パルスの波形である請求項 １または３に記載の方法。
13. １３．前記の少なくとも１つの部分心室容積の波形もしくは部分大動脈圧力パル スの波形が前記の少なくとも１つの部分心室容積の波形であり、前記の評価工程 がさらに、拍動体積を監視するために前記の心室容積の波形の振幅を監視するこ とを含む請求項１または３に記載の方法。
14. １４．前記の評価工程がさらに、前記の少なくとも１つの部分心室容積の波形も しくは部分大動脈圧力パルスの波形の勾配、勾配の微分値または長さの変化を監 視することを含む請求項１または３記載の方法。
15. １５．さらに、前記被検者の心拍数を監視し、および前記心拍数と前記の拍動体 積の積の値の変化を監視することにより心臓の流出量の変化を監視することを含 む請求項１３記載の方法。
16. １６．さらに、独立の方法で拍動容積の絶対値を測定し、前記絶対値を示すよう に前記シグナルのレベルを調節するこからなり、その結果、前記シグナルが絶対 拍動容積を示す請求項１３記載の方法。
17. １７．さらに、胴体上に少なくとも１つの追加の運動検出変換器をのせるこを含 み、またその追加の変換器が心臓血管または大血管の２つの対向するボーダーの 少なくとも一方を覆い；前記の少なくとも１つの追加の変換器が対向している胴 体部の運動を示すシグナルを発し；前記の少なくとも１つの追加の変換器が発し た前記シグナルは、少なくとも１つの部分心室容積の波形もしくは部分大動脈圧 力パルスの波形を含む心臓成分を含み；前の心臓機能評価工程が、前記の第１変 換器と前記の少なくとも１つの追加の変換器が発する前記波形の変化を監視する ことを含む請求項１記載の方法。
18. １８．前記の評価工程がさらに前記の変換器が発する前記シグナルの波形を比較 することを含む請求項１７記載の方法。
19. １９．前記の運動検出変換器のうちの１つが基準として選択され、前記変換器が 発するシグナルの呼吸成分を差引き；前記の基準変換器以外の各運動検出変換器 の呼吸成分のゲインを調節して前記基準変換器の呼吸成分のゲインに等しくし； および前記の基準変換器の前記の心臓成分の振幅を、少なくとも１つの他の変換 器の前記心臓成分の振幅と比較することによって心臓の機能を評価する請求項１ ７記載の方法。
20. ２０．さらに、前記変換器が発する前記シグナルの前記心臓成分の相対振幅値を 得て；公知の常態時の請求項１９に記載の工程を繰返し；公知の常態時にある際 に前記変換器が発する前記シグナルの前記の心臓成分の相対振幅値を得て；前記 の被検者に対する前記相対振幅を前記の公知の常態に対する前記の相対振幅と比 較して前記常態に関連する前記被検者の心臓の機能を評価することを含む請求項 １９記載の方法。
21. ２１．前記の運動検出変換器が、肺呼吸曲線記録器、シラスティック歪計中の水 銀、または表面誘導プレチスモグラフである請求項１記載の方法。
22. ２２．さらに、前記被検者に対しＥＫＧシグナルを発信することを含み、前記の 評価工程がさらに、前記の少なくとも１つの、前記ＥＫＧに関連する部分心室容 積の波形もしくは部分大動脈圧力パルスの波形のタイミングにおける変化を監視 することを含む請求項１記載の方法。
23. ２３．さらに、動脈血の酵素飽和度を監視し、および心臓の流出量と動脈血の酸 素飽和度の積の傾向を監視することによって全身の酸素分配（ＤＯ２）の傾向を 監視することを含む請求項１５記載の方法。
24. ２４．さらに、心室圧力を測定し、心室圧力を示すシグナルを発し、前記の少な くとも１つの部分心室容積の波形もしくは部分大動脈圧力パルスの波形が、前記 の少なくとも１つの部分心室容積の波形であり、前記シグナルから心室容積−心 室圧力の曲線を作ることを含む請求項１記載の方法。
25. ２５．さらに、前記の呼吸成分を監視することを含む請求項５記載の方法。
26. ２６．前記被検者が妊娠しており、さらに、前記胎児の心臓成分を検出するため に前記運動検出変換器を配置し、前記被検者の呼吸と心臓の成分を前記シグナル から除くことを含む請求項１記載の方法。
27. ２７．さらに、息こらえ中に監視することによって前記被検者の前記の呼吸成分 を除くことを含む請求項２６記載の方法。
28. ２８．前記の２つの対向するボーダーが心臓の左と右のボーダーである請求項１ 記載の方法。
29. ２９．前記の変換器が心臓の全寸法に対向する請求項１７、１８、１９または２ ０に記載の方法。
30. ３０．その寸法が、最も高い頂上のセグメントから最も低い底部のセグメントま での心臓の高さである請求項２９記載の方法。
31. ３１．胴体部上に配置され、心臓もしくは大血管の２つの対向するボーダーの少 なくとも一部を覆う第１運動変換器；変換器に対向している胴体部の運動を示し 、少なくとも１つの部分心室容積の波形もしくは部分大動脈圧力パルスの波形を 含む心臓成分を有するシグナルを発する手段；および前記の心室容積の波形もし くは前記の大動脈圧力パルスの波形の変化を監視することによって心臓の機能を 評価する手段； からなる動物もしくはヒトの被検者の心臓の機能を監視する装置。
32. ３２．前記の運動検出変換器が、前記胴体部の上におかれ、胴体部と共に運動す る導体を備え、前記胴体部の運動が前記導体の自己インダクタンスの対応する変 化になる請求項３１記載の装置。
33. ３３．前記導体が前記胴体部のまわりに伸びて、所定に高さを定めている請求項 ３２記載の装置。
34. ３４．前記高さが約２．５ｃｍである請求項３３記載の装置。
35. ３５．さらに、前記シグナルから呼吸成分を除くための手段を備えている請求項 ３１記載の装置。
36. ３６．前記シグナルから呼吸成分を除く前記手段が前記シグナルを集団平均する 手段を備えている請求項３５記載の装置。
37. ３７．前記シグナルから呼吸成分を除く前記手段が前記シグナルから曲線当ては まり分を差引く手段を備えている請求項３５記載の装置。
38. ３８．前記シグナルから呼吸成分を除く前記手段が前記シグナルの適応ディジタ ルフィルタリングを行う手段を備えている請求項３５記載の装置。
39. ３９．さらに、雑音を除くために前記シグナルの高域フィルタリングを行う手段 を備えている請求項３５記載の装置。
40. ４０．前記変換器が剣状突起部の位置およびその近くに配置され、前記の少なく とも１つの部分心室容積の波形もしくは部分大動脈圧力パルスの波形が前記の少 なくとも１つの部分心室容積の波形である請求項３１または３３に記載の装置。
41. ４１．前記変換器が胴体部もしくは腹部の最上部またはその近傍に配置され、前 記の少なくとも１つの部分心室容積の波形または部分大動脈圧力パルスの波形が 前記の少なくとも１つの部分大動脈圧力パルスの波形である請求項３１または３ ３に記載の装置。
42. ４２．前記の少なくとも１つの部分心室容積の波形もしくは部分大動脈圧力パル スの波形が前記の少なくとも１つの部分心室容積の波形であり、前記の評価手段 がさらに、拍動体積を監視するために前記心室容積の曲線の振幅を監視する手段 を備えている請求項３１または３３に記載の装置。
43. ４３．前記の評価手段がさらに、前記の少なくとも１つの部分心室容積の波形も しくは部分大動脈圧力パルスの波形勾配、勾配の微分値または長さの変化を監視 する手段を備えている請求項３１または３３記載の装置。
44. ４４．さらに、前記被検者の心拍数を監視する手段、および前記心拍数と前記の 拍動体積の値を掛算して、心臓の流出量を監視する手段を備えている請求項４２ 記載の装置。
45. ４５．さらに、拍動体積の絶対値を測定する独立の手段、および前記絶対値を示 すように前記シグナルのレベルを調節する手段を備え、その結果、前記シグナル が絶対拍動体積を示す請求項４２記載の装置。
46. ４６．さらに、胴体上に少なくとも１の追加の運動検出変換器を備え、またその 変換器が心臓血管または大血管の２つの対向するボーダーの少なくとも一方を覆 い；前記の少なくとも１つの追加の変換器が対向している胴体部の運動を示すシ グナルを発する手段；前記の少なくとも１つの追加の変換器が発した前記シグナ ルは、少なくとも１つの部分心室容積の波形もしくは部分大動脈圧力パルスの波 形を含む心臓成分を含み；前記の心臓機能評価手段が、前記の第１変換器と前記 の少なくとも１の追加の変換器が発する前記波形の変化を監視する手段を備えて いる請求項３１記載の装置。
47. ４７．前記の評価手段がさらに前記の変換器が発する前記シグナルの波形を比較 する手段を備えている請求項４６記載の装置。
48. ４８．前記の運動検出変換器のうちの１つが基準として選択され、さらに、前記 変換器が発するシグナルの呼吸成分を差引く手段；前記の基準変換器以外の各運 動検出変換器の呼吸成分のゲインを調節して前記基準変換器の呼吸成分のゲイン に等しくする手段；および前記の基準変換器の前記の心臓部分の振幅を、少なく とも１つの他の変換器の前記心臓成分の振幅と比較することによって心臓の機能 を評価する手段を備えている請求項４６記載の装置。
49. ４９．さらに、前記変換器が発する前記シグナルの前記心臓成分の相対振幅値を 得る手段を備え、心臓の機能が前記の被検者に対する前記相対振幅を前記の公知 の常態で得られる相対振幅と比較して評価される請求項４８記載の装置。
50. ５０．前記の運動検出変換器が、肺呼吸曲線記録器、シラスティック歪計中の水 銀、または表面誘導プレチスモグラフである請求項３１記載の装置。
51. ５１．さらに、前記被検者に対しＥＫＧシグナルを発信する手段を備え、前記の 評価手段がさらに、前記の少なくとも１つの、前記ＥＫＧに関連する、部分心室 容積の波形もしくは部分大動脈圧力パルスの波形のタイミングの変化を監視する 装置を備えている請求項３１記載の装置。
52. ５２．さらに、動脈血の酸素飽和度を監視する手段、および心臓の流出量と動脈 血の酵素飽和度の積の傾向を監視することによって全身の酸素分配（ＤＯ２）の 傾向を監視する手段を備えている請求項４４記載の装置。
53. ５３．さらに、心室圧力を測定する手段および心室圧力を示すシグナルを発する 手段を備え、前記の少なくとも１の部分心室容積の波形もしくは部分大動脈圧力 パルスの波形が、前記の少なくとも１つの部分心室容積の波形であり、さらに前 記シグナルから心室容積−心室圧力の曲線を作る手段を備えている請求項３１記 載の装置。
54. ５４．さらに、前記の呼吸成分を監視する手段を備えている請求項３５記載の装 置。
55. ５５．前記被検者が妊娠しており、さらに、前記胎児の心臓成分を検出するため に前記運動検出変換器を配置し、さらに、前記被検者の呼吸と心臓の成分を前記 シグナルから除く手段を備えている請求項３１記載装置。
56. ５６．さらに、歩行しながら監視を行うため前記変換器のシグナルを記録し、前 記被検者が着用する手段を備えている請求項３１記載の装置。
57. ５７．さらに、歩行しながら監視を行うため前記変換器のシグナルを記録し、前 記被検者が着用する手段を備えている請求項４６記載の装置。
58. ５８．前記の２つの対向するボーダーが心臓の左と右のボーダーである請求項３ １記載の装置。
59. ５９．前記の変換器が心臓の全寸法に対向する請求項４５、４６、４７または４ ８に記載の装置。
60. ６０．前記寸法が、最も高い頂上のセグメントから最も低い底部のセグメントま での心臓の高さである請求項５９記載の装置。