JPH11318833A

JPH11318833A - 生物のコンプライアンス関数および全身血流量をインビボで決定する装置

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Publication number: JPH11318833A
Application number: JP11093571A
Authority: JP
Inventors: Stephan Dr Joeken; シュテファン・イェーケン; Matthias Dr Faehle; マティアス・フェーレ; Ulrich J Pfeiffer; ウルリヒ・ヨット・ファイファー
Original assignee: Pulsion Verwaltungs GmbH and Co Medical Systems KG; Pulsion Verwaltungs GmbH and Co Medizintechnik KG
Current assignee: Pulsion Medical Systems SE
Priority date: 1998-03-31
Filing date: 1999-03-31
Publication date: 1999-11-24
Anticipated expiration: 2019-03-31
Also published as: DE69908015T2; EP0947941A3; CA2266883A1; RU2179408C2; KR19990078405A; DE19814371A1; ES2141069T1; CN1188801C; JP3397716B2; DE69908015D1; EP0947941B1; ES2141069T3; CN1231162A; CA2266883C; KR100331093B1; EP0947941A2

Abstract

(57)【要約】【課題】生理学的状態をできるだけ忠実に再現する、
生物のコンプライアンス関数を個々にインビボで決定す
るための装置を提供することである。【解決手段】Ｗｉｎｄｋｅｓｓｅｌモデルを使用し、
そのパラメータをインビボでの基準測定値を利用して同
定する。その後、それにより、全身血流量および他の血
行動態パラメータを決定する。このように適合させ、変
更したＷｉｎｄｋｅｓｓｅｌモデルは、問題とする個体
の心臓血管系をより正確に示し、従って、これから得ら
れる全身血流量および血行動態パラメータの正確な計算
にも同様に使用できる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、血圧ｐ（ｔ）およ
び基準心拍出量ＣＯｒｅｆから、生物の心室の下流にあ
る血管系のコンプライアンス関数Ｃ（ｐ）＝ｄＶ／ｄｐ
を個々にインビボで決定する装置に関する。

【０００２】本発明は、大動脈または大動脈近傍の血圧
ｐ（ｔ）を連続的に決定する、全身血流量ｑ（ｔ）を連
続的に決定する装置にも関する。以下の説明で［］でく
くられた数字は最後に提示してある文献を示す。

【０００３】

【従来の技術】上記の種類の方法および装置は周知であ
る。これまで、動脈圧から心拍出量（ＣＯ）を計算する
ために、多くの方法が開発されてきた。一方では、例え
ば、平均動脈圧（ＭＡＰ）、収縮期および拡張期血圧
（ＡＰｓｙｓ、ＡＰｄｉａ）、拍出時間（ＥＴ）および
患者データ（年齢、性別、体重、身長）などのいくつか
の特性値からＣＯを決定する方法が提起されており
［４、６、７］、他方では、完全な脈動血圧曲線を利用
して心拍出量を計算するアルゴリズムが使用されている
［１、５、２０］。脈動曲線分析とも呼ばれる後者の方
法では、これまで２つの異なる方法が採用されてきた。
１つの方法では、なんらかの補正因子を使用して動脈圧
からＣＯを直接計算する［１９、２０］。もう１つの方
法では［５、２５］、血流量を特定の仮定と共に、血圧
から計算する。この血流量は大動脈内の実際の血流量に
対応し、したがって、心拍出量を決定するのに有用であ
ると思われる。

【０００４】Ｈａｌｅｓ［２６］が最初に提案し、Ｆｒ
ａｎｋ［２７］が１回拍出量（stroke volume:ＳＶ）と
共に心拍数および心拍出量を決定するために使用してき
た従来のＷｉｎｄｋｅｓｓｅｌモデルは、問題とする心
臓血管系のモデリングに、末梢抵抗Ｒとコンプライアン
スＣのみを使用している。このモデルでは、動脈血流量
はｑ（ｔ）で示され、測定しようとする血圧ｐ（ｔ）を
利用して、所与のＣおよびＲに対して計算できる。しか
し、詳細に検討すると、この単純なモデルは、生理学的
状態を不完全にしか再現しないことが明らかとなり、そ
の結果、元のモデルに対し多くの変更が提案されてき
た。概説的には［２４、２８］を参照できる。

【０００５】これらの方法の精度は本質的に、仮定、す
なわち、使用したモデルが問題の心臓血管系の状態をど
のぐらい反映しているかに依存している。［５］では、
パラメータが患者の年齢および性別で決定される非線形
Ｗｉｎｄｋｅｓｓｅｌモデルを使用している。しかし、
より新しい研究［２１］では、［５］で使用されたモデ
ルが基礎的な生理学的状態を正確に再現しないことが示
されている。特に、［５］に示されたコンプライアンス
／血圧の関係では、血管のコンプライアンス（伸展性）
を常に記述することはできない。この不一致にはいくつ
かの原因が存在する可能性がある。第一に、［５］で
は、インビトロで決定した大動脈断面の血圧への依存し
か考慮されておらず、［２２、２３］に記載されている
ような長さの変化は無視されている。また、血液の密度
のみを考慮に入れ、ヘマトクリットに非常に依存する粘
度は考慮されておらず、末梢系のコンプライアンスも同
様に無視されている。第二に、［５］に記載された方法
では、年齢および性別の他には、特定の個人のコンプラ
イアンス関数Ｃ（ｐ）を使用することはできない。しか
し、病態生理学的な症例、例えば動脈硬化の検査では、
Ｃ（ｐ）が年齢および性別により変化するとは考えるこ
とはできず、そのため、基礎モデルは生理的状態を不完
全にしか記述しない［２５］。最近、変更を加えたＷｉ
ｎｄｋｅｓｓｅｌモデルは基礎的な生理学的な状態をよ
り正確に再現できると期待されていることが示されてい
る［２４］。

【０００６】しかしながら上記のすべてのモデルに共通
の要素は、モデルのパラメータが、一度決定された後に
は、問題とする心臓血管系の状態に依存しなくなること
である。それにも関わらず、ほとんどすべてのパラメー
タは時間と共に変化する可能性があり、例えば、治療の
結果として、全身抵抗Ｒが変化する可能性がある。大動
脈の伸展性および長さを含めた他のパラメータは血圧に
より非常に大きく変化するため、実際には、１回の拍動
内でさえ、可変であるとみなす必要がある。

【０００７】大動脈のインピーダンスおよびコンプライ
アンスは一定であると考えることはできないことは、動
物実験［２２］およびヒト［２９］の両方で示されてい
る。この主な原因は、大動脈および大動脈近傍の血管の
伸展性、長さの変化、容積の変化である。血圧の関数と
しての大動脈容積Ｖの典型的な変化は、特に［３０］に
記載されている。この系のコンプライアンスは

【０００８】

【数２６】

【０００９】で与えられており、容積が限られているた
め、非常に血圧が高いときにはコンプライアンスはゼロ
に向かわなければならず、コンプライアンスは一定では
ありえない。容積の変化は血管の長さおよび断面の変化
により起こるため、大動脈のインピーダンスも変化す
る。大動脈のインピーダンスは、Ｎａｖｉｅｒ−Ｓｔｏ
ｋｅｓの式により、一方では、断面と液体の密度によ
り、他方では長さと血液の粘度および密度により決定さ
れる。

【００１０】血圧依存性の大動脈インピーダンスおよび
コンプライアンスについては特に［５、２１］で考察さ
れており、そこでは、非線形Ｗｉｎｄｋｅｓｓｅｌモデ
ルの研究に使用されている。［５］では、特に、Ｃ
（ｐ）が患者の年齢および性別によって確立できると考
えられている。この方法では、インピーダンスＺ（ｐ）
も無視されている。さらに、［２１］で得られた結果か
ら、［５］で使用されたモデルはある程度本当の生理学
的状況と矛盾する可能性がある。この一因は、コンプラ
イアンスと大動脈インピーダンスが予め設定されている
ことである。この種の方法は、問題とする患者に特徴的
な特徴を考慮するには不適当である。さらに、［５］で
提案された方法は、変更することなく、他の種に使用す
ることはできない。さらに、［５］では、事前にインビ
トロで検討されている典型的な大動脈直径と血液の密度
だけが考慮されている。インビボで存在する状態のモデ
リングでは、大動脈の長さの変化、大動脈近傍の血管ま
たは末梢血管の動力学的行動、血液の粘度は無視されて
いる。

【００１１】従って、コンプライアンス／血圧の関係を
個々にインビボで決定するために、本発明に使用する測
定した変数を使用する方法はまだ存在しない。

【００１２】これらの欠点は、問題とする生理学的な
系、すなわち、ヒトまたは動物についての測定値から該
当のすべてのモデルパラメータを決定することにより、
本発明の装置により排除することができる。このために
は、特に、大動脈または大動脈近傍の血圧ｐ（ｔ）を連
続的に測定し、基準心拍出量（ＣＯｒｅｆ）を少なくと
も１回は測定しなければならない。これらの値を利用し
て、すべてのパラメータを確立し、次いで、血液動力学
的研究に使用できる。

【００１３】

【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、生理
学的状態をできるだけ忠実に再現する、生物のコンプラ
イアンス関数を個々にインビボで決定するための装置を
提供することである。本発明の別の目的は、侵襲度が低
く、任意の所与の時点でできるだけ正確に実際の血流量
を示す患者の全身血流量を連続的に決定するための装置
を提供する。

【００１４】

【課題を解決するための手段】本発明によれば、いわゆ
るＷｉｎｄｋｅｓｓｅｌモデルを使用し、そのパラメー
タをインビボでの基準測定値を利用して同定する。その
後、それにより、全身血流量および他の血行動態パラメ
ータを決定する。このように適合させ、変更したＷｉｎ
ｄｋｅｓｓｅｌモデルは、問題とする個体の心臓血管系
をより正確に示し、従って、これから得られる全身血流
量および血行動態パラメータの正確な計算にも同様に使
用できる。この方法は、他の種にも直接応用でき、その
場合、これについての仮説的特性を前もって決定する必
要はない。新しく開発された方法のために余分にしなけ
ればならないことは、各コンプライアンス関数を計算す
るために、連続的に血圧を測定することに加え、別の方
法、例えば、動脈熱希釈法を使用して少なくとも１回心
拍出量を測定しなければならないことである。

【００１５】

【発明の実施の形態】以下に、図面に概略的に示した説
明的な実施形態を参照して、本発明をさらに詳細に説明
する。

【００１６】図１は、本発明で好ましく使用される改良
型非線形Ｗｉｎｄｋｅｓｓｅｌモデルを示し、ここで
は、大動脈インピーダンス関数Ｚ（ｐ）およびＺｏ
（ｐ）、コンプライアンス関数Ｃ（ｐ）および全身抵抗
Ｒを考慮に入れる。

【００１７】図１の抵抗計Ｒは体の経時的に変化する末
梢血流抵抗を示す。Ｚｏ（ｐ）およびＺ（ｐ）は血圧ｐ
（ｔ）に依存する非線形インピーダンスであり、非線形
血圧依存静電容量と共に、大動脈および大動脈近傍の血
管の行動をシミュレートするものである。

【００１８】図１に概略を示したモデルで、フーリエ変
換

【数２７】と同様に計算すべき関数

【数２８】とを使用して、大動脈インピーダンスについて得られた
結果は

【数２９】であり、したがって、Ｒ＞＞Ｚでは、

【数３０】となる。

【００１９】次式はコンプライアンスＣについても満た
される。

【数３１】上式で、

【数３２】は各々、時間に対する圧力および血流量の微分式であ
る。式（１）および（３）は、全身血流量ｑ（ｔ）、血
圧ｐ（ｔ）および全身抵抗Ｒが判っていれば、Ｃおよび
Ｚが計算できることを示している。しかし、このモデル
は、提起された方法の範囲で可能な程度までにしか、問
題とする心臓血管系を十分に記述しない。

【００２０】図２は改良された方法の概略を示す。（ｉ）最初に、血圧ｐ（ｔ）から平均動脈圧ＭＡＰおよ
び心拍数ＨＲを決定する。（ii）動脈熱希釈法で測定してあることが好ましく、次
式ＣＯｒｅｆ＝ＨＲ・∫ｑ（ｔ）ｄｔ（５）を満たす基準心拍出量ＣＯｒｅｆと共に、全身抵抗をＲ
＝（ＭＡＰ−ＣＶＰ）／ＣＯｒｅｆに従って計算する。
ここで、ＣＶＰは中心静脈圧であり、判らないときに
は、適当な一定の圧力、例えば０ｍｍＨｇで近似するこ
とができる。（iii）次のステップは、流量ｑ（ｔ）を確立すること
であり、これは適当に選択すべきであり、次の反復で出
発関数として使用し、基礎的な生理学的状態を満足す
る。血流量ｑ（ｔ）は左心から大動脈へ直接通過する血
流量を表す。従って、ｑ（ｔ）は、基準心拍出量ＣＯｒ
ｅｆの測定の間に記録されるすべての心拍について、下
位条件

【００２１】

【数３３】

【００２２】を満たす必要がある。上式で、時間ｔ₀は
収縮期の開始時であり、ｔｓは収縮期の終了時である。
下記で、拡張期の終了時はｔＤとする。適切な流量ｑ
（ｔ）は、ｔｓ＜ｔ≦ｔＤでは、ｑ（ｔ）＝０であり、
ｔ₀＜ｔ≦ｔｓでは、例えば

【００２３】

【数３４】または、好ましくは

【数３５】

【００２４】であり、後者の場合には、κは条件∫ｑ
（ｔ）ｄｔ＝ＣＯｒｅｆ／ＨＲから決定される。しか
し、式（７）および（８）で示された流量の他に、他の
出発条件、例えば、一定の流量または比喩的な流量も考
えられる。（iv）Ｚ（ｐ）＝０と設定し、補助変数ｑｏｌｄ（ｔ）
およびＥｏｌｄを導入するが、これらは初期値ｑｏｌｄ
（ｔ）＝ｑ（ｔ）およびＥｏｌｄ＝∞に設定する。（ｖ）大動脈または大動脈近傍で測定した血圧ｐ
（ｔ）、流量ｑ（ｔ）およびその時間導関数から、

【００２５】

【数３６】

【００２６】に従ってコンプライアンス関数を計算す
る。（vi）次いで、コンプライアンス関数の逆関数を適当な
ｐ次の多項式で近似し、すなわち、

【００２７】

【数３７】で、恒等式

【数３８】を最適に満たすように、展開係数を決定する。これに対
する適切な基準としては、平均二乗誤差

【数３９】

【００２８】を最小化することができ、その結果、すべ
ての時点の、または好ましい間隔で得たｐ（ｔ）および
ｑ（ｔ）を使用することができる。上式および下式で、
＜・＞は平均の計算を示す。（vii）Ｅ＜Ｅｏｌｄであれば、ｑｏｌｄ（ｔ）＝ｑ
（ｔ）、Ｅｏｌｄ＝Ｅに設定し、ステップ（ｖｉｉｉ）
を続け、それ以外の場合には、（ｘ）に進む。（viii）Ｚ（ｐ）を計算する。一方では、このために採
用した手順は式（１）または（２）に従って、Ｚ（ｐ）
を決定するためのものである可能性がある。この場合、
最初は、パラメータが血圧依存性ではない図１のモデル
にのみ有効であるこれらの式は、十分短い時間の間隔△
ｔについて、図１に従って提起された非線形法にも適用
する。後者の場合、次いで、インピーダンス関数は、事
前にフーリエ変換することなく、時間依存性の血圧ｐ
（ｔ）および血流量ｑ（ｔ）から直接でも、

【００２９】

【数４０】を用いて式（２）、または、同じように、

【数４１】で確認できる。一方、以下の記載から明らかなように、
Ｚ（ｐ）はさらに簡単に、

【数４２】

【００３０】により計算することもできる。大動脈の直
径ｄおよび長さｌは血圧の上昇と共に増加し、従って、
第一近似に対して、ｄおよびｌを仮定することができ
る。Ｈａｇｅｎ−Ｐｏｉｓｅｕｉｌｌｅ法によると、こ
の結果Ｚ（ｐ）αη／ｖが得られ、式中、ηは血液の粘
度を表し、Ｖは大動脈容積を表す。Ｃ（ｐ）＝ｄＶ／ｄ
ｐを使用すると、Ｃ（ｐ）αｄ（１／Ｚ）／ｄｐが得ら
れ、これから、式（１３）に直接続く。式（１３）中の
比例定数Ａは、例えば、式（１２）により少なくとも１
つの血圧ｐに対して関数Ｚ（ｐ）を決定することによ
り、決定できる。（ix）誤差Ｅが十分小さいときにはモデルパラメータの
同定はここで終了する。それ以外の場合には、（ｘ）に
続ける。（ｘ）仮定した血流量は、最後に、１回拍出量がさらに
基準心拍出量から得られる１回拍出量ＳＶ＝ＣＯｒｅｆ
／ＨＲに相当するように変化させるべきである。この時
点で、ｑｏｌｄ（ｔ）は常にそれまでの最適流量をあら
わすので、∫δｑ（ｔ）ｄｔ＝０を用いてｑ（ｔ）＝ｑｏｌｄ（ｔ）＋δ
ｑ（ｔ）を設定する。（xi）ステップ（ｖ）に続ける。

【００３１】（ｉ）から（xi）に示すアルゴリズムは好
ましい方法を述べており、この方法では、基準心拍出量
ＣＯｒｅｆおよび連続的に測定した動脈圧曲線ｐ（ｔ）
を使用して、他のすべてのパラメータを決定している。
この結果、コンプライアンス関数および大動脈インピー
ダンス関数は、問題の心臓血管系で実施に起こっている
相互作用で必要とされているような形で確実に決定され
る。その結果、特に、Ｃ（ｐ）は大動脈の断面の変化の
みではなく、大動脈および末梢血管の容積の実際の変化
も考慮に入れている。同様に、大動脈の長さの変化およ
び血液の密度および粘度もＺ（ｐ）で記述される。ステ
ップ（ｖｉ）で導入された、すべての生理学的に可能な
コンプライアンス／圧力の関係を再現できる記述によ
り、Ｃ（ｐ）およびＺ（ｐ）も外挿できるようになり、
その結果、これらの関数は、較正の間、すなわち、基準
心拍出量測定の間に観察される圧力を超えても適用でき
る。

【００３２】ここに示したアルゴリズムは好ましい方法
を説明している。他の方法はこの方法から容易に得ら
れ、添付の特許請求の範囲に示してある。特に、（vi）
で、コンプライアンス関数の逆関数のかわりに、Ｃ
（ｐ）を有限テイラー級数、すなわち多項式で記述する
こともできる。また、ステップ（viii）および（ix）を
互いに入れ替えることも考えられ、または、最適化する
基準をステップ（vi）で変更することができる。例え
ば、平均二乗誤差を最小化する代わりに、期待値を最大
化することもできる。

【００３３】この方法を速くするには、特に、Ｃ（ｐ）
を最初は拡張期すなわちｔｓ＜ｔ≦ｔＤのみから決定す
るような形で、ステップ（iii）の初期血流量ｑ（ｔ）
を選択することができる。式（９）では、

【００３４】

【数４３】

【００３５】は、Ｚ＝０について満たされ、従って、ｐ
（ｔ）＜ｐ（ｔｓ）すべてについて、コンプライアンス
関数を使用して、直交関数系、例えば、ｑ（ｔ）＝Σ_kｑ_kｓｉｎ（ｋ−π−（ｔ−ｔ₀）／（ｔ₃−ｔ₀））（１４）について、収縮期の間の流量を展開することができる。
係数ｑｋは、この場合、式

【００３６】

【数４４】

【００３７】を最小化することにより決定され、上記誤
差は収縮期の開始時の血圧も含む、すべてのｐ（ｔ）＜
ｐ（ｔｓ）から計算される。このように流量を選択する
と、心臓血管系が十分良好な状態にあれば、上記のアル
ゴリズムを使用してモデルパラメータを測定するのに、
１回または数回の反復だけで十分であろう。

【００３８】この方法は、ステップ（vi）で、拡張期か
らの血圧のみを使用し、１／Ｃ（ｐ）を２次の多項式で
近似すると、さらに速くなる。この適用では、第一反復
の間に、下記の結果が得られる。

【００３９】

【数４５】

【００４０】大動脈および大動脈近傍の血圧ｐ（ｔ）お
よび基準心拍出量ＣＯｒｅｆから図１のモデルのパラメ
ータが得られた後、次に、心拍毎の血圧のみから心拍出
量を連続的に計算できる。このために、以下にもｔ₀と
表す心拍の開始時を計算する必要があり、初期条件

【００４１】

【数４６】

【００４２】について式（１１）を計算する必要があ
る。この種の計算は、例えば、Ｒｕｎｇｅ−Ｋｕｔｔ
ａ、オイラーまたは他の一般に知られているアルゴリズ
ムを使用して数値的に実行できる。また、必要とされる
血圧の測定値が不連続の間隔でしか得られない場合に
は、必要に応じて、その間を線形化することができる。
このように、血圧のみを用いて決定した１回拍出量につ
いては、γ＝１で、ＳＶ＝γ∫ｑ（ｔ）ｄｔ（１７）が満たされ、その結果、連続的に決定した心拍出量ＣＯ
はＣＯ＝ＨＲ・ＳＶ＝ＨＲ・γ・∫ｑ（ｔ）ｄｔ（１８）で得られる。

【００４３】上式で、ＨＲは心拍数を表し、これは、同
様に、心拍曲線ｐ（ｔ）から計算され、１分当たりの心
拍数を示す。この場合、拡張期の間にｑ（ｔ）＝０が満
たされるため、式（１６）および（１７）の等式は、心
拍全体についてでも、収縮期のみについてでも可能であ
る。心拍全体の間に、１回拍出量ＳＶと、従ってＣＯと
を計算する場合には、収縮期の終点を決定する必要はな
い。これを実施するには（例えば［３１］参照）、いわ
ゆるダイクロチック（ｄｉｃｈｒｏｔｉｃ）ノッチの位
置、従って、収縮期の終点をｐ（ｔ）から決定するため
には、血圧曲線の正確な分析またはＥＣＧなどの別な測
定機器が必要とされよう。従って、全期間にわたる積分
は、心拍の特定期間のみを評価する方法と比較し、より
確実であり、簡単である。さらに、連続的に決定した心
拍出量ＣＯも、上記の方法を使用するモデル同定に基準
心拍出量ＣＯｒｅｆと共に使用されたこれらの血圧測定
値から計算する場合、ＣＯ＝ＣＯｒｅｆが満たされなけ
ればならず、従って、

【００４４】

【数４７】

【００４５】により較正因子γが決定されるので、連続
的にＣＯを計算する方法の精度を高めることができる。

【００４６】上記方法を使用するためには、図５で示す
基本構造を有する装置が必要である。この図面では、破
線で示した構成要素は任意であり、装置の最小構成で
は、少なくともその一部を省略することができる。この
種の装置は一般に、少なくとも１つの評価ユニット、通
常、中央演算処理装置を有している。この装置内で、個
々のコンプライアンス関数Ｃ（ｐ）を決定する方法が単
独またはその他の方法と共に実行され、同じ装置で、特
に心拍出量を連続的に計算する方法が使用できる。ま
た、大動脈および大動脈近傍で血圧ｐ（ｔ）を測定する
ためのセンサ、信号処理および信号変換用の装置、プロ
グラムメモリおよびデータメモリ、ならびに基準心拍出
量ＣＯｒｅｆを与える装置も有する必要がある。ＣＯｒ
ｅｆを動脈熱希釈法で決定する場合には、このユニット
は少なくとも血液温度センサと、この方法で使用する注
入物の温度を測定するためのセンサを有する。［８］参
照。しかし、他の方法でもＣＯｒｅｆを得ることができ
るため、このモジュールは別の形を有してもよく、ある
いは、この装置でユーザーが指示を入力するためにも使
用できるキーパッドを介して入力することもできる。評
価結果を表示、印刷またはバルク記憶装置に記憶する選
択肢の内の少なくとも１つも存在するであろう（図示せ
ず）。［参考文献］［１］米国特許５，１８３，０５１［２］米国特許５，２１１，１７７［３］米国特許５，２４１，９６６［４］米国特許５，３１６，００４［５］米国特許５，４００，７９３［６］米国特許５，５３５，７５３［７］米国特許５，６４７，３６９［８］米国特許５，５２５，８１７［19］Werner et al. (1953); J. Appl. Physiol. 5:49
5 ［20］Wesseling et al.(1983);Adv. cardivasc. Phys.
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H:2661-2668 ［22］Gentile et al. (1988); Cardiovasc. Res. 22:3
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32(2):174-176 ［25］Richter et al. (1984); Biorheology 21:723-73
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316

【図面の簡単な説明】

【図１】問題とする心臓血管系をシミュレートするた
めの好ましい電気モデル回路を示す図である。

【図２】大動脈インピーダンスＺ（ｐ）、コンプライ
アンス関数Ｃ（ｐ）および血流量ｑ（ｔ）を計算するた
めのフローチャートである。

【図３】ａは血圧ｐ（ｔ）の時間依存性を示すグラフ
であり、ｔ₀は大動脈弁が開放された時点、ｔｓは大動
脈弁が閉鎖した時点、ｔＤは拡張期の終点を示す。ｂは
血圧ｐ（ｔ）とその結果得れらた血流量の時間依存性を
説明するグラフである。

【図４】ヒト大動脈の典型的なコンプライアンス関数
Ｃ（ｐ）を示す図である。

【図５】本発明装置のブロック回路図である。

フロントページの続き (72)発明者マティアス・フェーレドイツ連邦共和国・ディ−81675・ミュンヒェン・キルヒェンシュトラーセ・88・プルジオン・フェルヴァルテュングス・ゲーエムベーハー・ウント・コンパニ・メディカル・ジステームス・カーゲー内 (72)発明者ウルリヒ・ヨット・ファイファードイツ連邦共和国・ディ−81667・ミュンヒェン・メッツシュトラーセ・29 アー

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】血圧ｐ（ｔ）および基準心拍出量ＣＯｒ
ｅｆから、生物の心室の下流にある血管系のコンプライ
アンス関数Ｃ（ｐ）＝ｄＶ／ｄｐを個々にインビボで決
定する装置であって、ａ）大動脈または大動脈近傍の血圧ｐ（ｔ）を連続的に
決定する血圧センサと、ｂ）ｂ１）血圧ｐ（ｔ）から平均血圧ＭＡＰを計算し、ｂ２）体の全身抵抗Ｒを【数１】として、計算し、上式で、ＣＶＰは確認または推定された任意の中心静脈
圧であり、ＣＯｒｅｆは心拍出量の基準値であり、ｂ３）少なくとも、時間に対する血圧の第一微分【数２】を取り、ｂ４）非線形モデルを使用して、少なくともｐ（ｔ）、【数３】およびＲからコンプライアンス関数Ｃ（ｐ）を計算する
コンピュータとを有する装置。
【請求項２】コンピュータが、コンプライアンス関数
Ｃ（ｐ）を計算するための次の条件：ｐ（ｔ）≦ｐ（ｔｓ）を満たすｐ（ｔ）の値のみを使用し、上式で、ｔｓは大動脈弁が閉鎖している時点であること
を特徴とする請求項１に記載の装置。
【請求項３】コンピュータが、コンプライアンス関数
Ｃ（ｐ）を計算するために、１拡張期からの血圧値のみ
を使用することを特徴とする請求項１に記載の装置。
【請求項４】コンピュータが、コンプライアンス関数
Ｃ（ｐ）を計算するために、収縮期からの血圧値のみを
使用することを特徴とする請求項１に記載の装置。
【請求項５】コンピュータが、血圧ｐ（ｔ）および第
一時間導関数ｄｐ／ｄｔに基づいて血流量ｑ（ｔ）を決
定し、任意のインピーダンス関数Ｚ（ｐ）および任意時
間ｔについて、【数４】を最適に満たすように、【数５】に従ってコンプライアンス関数を計算することを特徴と
する請求項１ないし４のいずれか一項に記載の装置。
【請求項６】コンピュータが、有限位多項式を用いて
コンプライアンス関数の逆関数、すなわち、１／Ｃ
（ｐ）を近似し、基準心拍出量を決定するときに、この
多項式を用いて、記録した血圧範囲を超えてＣ（ｐ）を
外挿することを特徴とする請求項１ないし５のいずれか
一項に記載の装置。
【請求項７】コンピュータが、関数【数６】の最小値を決定し、次いで、各コンプライアンス関数Ｃ
（ｐ）を【数７】として計算することを特徴とする請求項１に記載の装
置。
【請求項８】コンピュータが、二次多項式を用いてコ
ンプライアンス関数Ｃ（ｐ）の逆関数を記述し、下記の
関数【数８】を用いて、Ｃ（ｐ）を近似することを特徴とする請求項
３および６のいずれか一項に記載の装置。
【請求項９】コンピュータが、有限位多項式を用いて
コンプライアンス関数Ｃ（ｐ）を近似し、基準心拍出量
を決定するときに、この多項式を用いて、記録した血圧
範囲を超えてＣ（ｐ）を外挿することを特徴とする請求
項１ないし８のいずれか一項に記載の装置。
【請求項１０】コンピュータが、関数【数９】の最小値を決定し、次いで、各コンプライアンス関数Ｃ
（ｐ）を【数１０】として計算することを特徴とする請求項１に記載の装
置。
【請求項１１】コンピュータが、完全関数系に関し
て、血流量ｑ（ｔ）を拡張するために、ｐ（ｔ）≦ｐ
（ｔｓ）について計算したコンプライアンス関数Ｃ
（ｐ）を使用し、特に、次式【数１１】を用いて、一連のフーリエ級数の形でｑ（ｔ）を記述
し、上式で、係数ｑｋは平均二乗誤差を最小にすること
により決定され、値ｔ₀およびｔｓは大動脈弁が開放さ
れた時点と閉鎖された時点を表すことを特徴とする請求
項３および５のいずれか一項に記載の装置。
【請求項１２】コンピュータが、平均二乗誤差を最小
にするように、仮定血流量ｑ（ｔ）を変化させることを
特徴とする請求項１ないし１１のいずれか一項に記載の
装置。
【請求項１３】コンピュータが、【数１２】を用いて、大動脈のインピーダンス／血圧の関係を決定
し、上式で、Ａが比例定数であることを特徴とする請求
項１ないし１２のいずれか一項に記載の装置。
【請求項１４】コンピュータが、【数１３】に従って、血圧【数１４】および仮定血流量【数１５】のフーリエ変換を使用して、非線形大動脈インピーダン
ス関数を決定すること特徴とする請求項１ないし１３の
いずれか一項に記載の装置。
【請求項１５】コンピュータが、血圧ｐ（ｔ）と第一
時間導関数ｄｐ／ｄｔに基づいて血流量ｑ（ｔ）を決定
し、【数１６】に従って、インピーダンス関数【数１７】を計算することを特徴とする請求項１の装置。
【請求項１６】コンピュータが、有限位多項式を用い
て大動脈インピーダンス関数Ｚ（ｐ）を近似し、較正の
間に、この多項式を用いて、記録した血圧範囲を超えて
Ｚ（ｐ）を外挿することを特徴とする請求項１ないし１
５のいずれか一項に記載の装置。
【請求項１７】生物の全身血流量ｑ（ｔ）を連続的に
決定する装置であって、ａ）大動脈または大動脈近傍の血圧ｐ（ｔ）を連続的に
決定する血圧センサと、ｂ）ｂ１）血圧ｐ（ｔ）から平均血圧ＭＡＰを計算し、ｂ２）体の全身抵抗Ｒを【数１８】として計算し、ＣＶＰは確認または推定された任意の中
心静脈圧であり、ＣＯｒｅｆは心拍出量の基準値であ
り、ｂ３）少なくとも、時間に対する血圧の第一微分【数１９】を取り、ｂ４）非線形モデルを使用して、少なくともｐ（ｔ）、【数２０】およびＲからコンプライアンス関数Ｃ（ｐ）と血流量ｇ
（ｔ）を計算するコンピュータとを有する装置。
【請求項１８】コンピュータが、【数２１】を用いて、全身血流量ｑ（ｔ）を決定することを特徴と
する請求項１７に記載の装置。
【請求項１９】コンピュータが、請求項１ないし１６
のいずれか一項に従って確認されたコンプライアンス関
数Ｃ（ｐ）を使用することを特徴とする請求項１７に記
載の装置。
【請求項２０】コンピュータが、ＳＶ＝∫ｑ（ｔ）ｄｔに従って適切な期間の流量を積分することにより１回拍
出量ＳＶを計算し、拍動または拍動の間の拍出時間に対
応する適切な時間実施することが特に可能である請求項
１７に記載の装置。
【請求項２１】コンピュータが、【数２２】を用いて、連続血流量ｑ（ｔ）と基準心拍出量ＣＯｒｅ
ｆを比較することにより１回拍出量ＳＶを計算すること
を特徴とする請求項１および１７のいずれか一項に記載
の装置。
【請求項２２】コンピュータが、【数２３】に従って、１回拍出量の変化を計算し、それを独立し
て、または他のパラメータ、例えば、平均血圧ＭＡＰ、
収縮期血圧ＡＰ_SYS、拡張期血圧ＡＰ_DIAおよび心拍数Ｈ
Ｒと共に使用して、１回拍出量を補正することを特徴と
する請求項１６および１７のいずれか一項に記載の装
置。
【請求項２３】コンピュータが、ＣＯ＝ＨＲ・ＳＶに
従って１回拍出量ＳＶから心拍数と共に心拍出量を連続
的に計算することを特徴とする請求項１ないし２２のい
ずれか一項に記載の装置。
【請求項２４】コンピュータが、血圧曲線から連続的
に平均血圧ＭＡＰを決定し、それによって、測定または
推定した任意の中心静脈圧ＣＶＰについて【数２４】に従って、全身抵抗を連続的に計算することを特徴とす
る請求項２３に記載の装置。
【請求項２５】コンピュータが、血圧曲線から連続的
に平均血圧ＭＡＰを決定し、それによって、【数２５】に従って、コンプライアンス関数を連続的に計算するこ
とを特徴とする請求項２３に記載の装置。