(57)【要約】本発明は、血管における流れを決定する方法及び装置に関し、剪断速度と血流のインピーダンスとの間の関係を決定することと、血管の断面における血液のインピーダンスを測定することと、その関係と測定されたインピーダンスとから剪断速度を決定することと、血管の断面のサイズを決定することと、血管断面における理論上の相対的な流れ分布を選定することと、平均剪断速度と相対的な流れ分布とに基づいて平均流速を決定することと、決定された平均流速と断面とから流量を決定することとを含む。
2009508569.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ａ）血流の平均剪断速度とインピーダンスとの間の関係を決定することと、
ｂ）血管の断面における血液のインピーダンスを測定することと、
ｃ）上記関係と測定されたインピーダンスとから平均剪断速度を決定することと、
ｄ）血管の断面のサイズを決定することと、
ｅ）血管断面における理論上の相対的な流れの分布を選定することと、
ｆ）剪断速度及び相対的な流れの分布に基づいて平均流速を決定することと、
ｇ）決定された平均流速及び断面積から流量を決定することとを含むことを特徴とする血管における流れを決定するための方法。
【請求項２】
上記ステップａ）、ｃ）、ｅ）及びｆ）は、平均流速と血流のインピーダンスとの間の関係を決定することと、上記関係及び測定されたインピーダンスから平均流速を決定することとによって近似されることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項３】
血管は、心臓の右心房であり、又、決定された流量は、上記心臓の流量であることを特徴とする請求項１又は２に記載の方法。
【請求項４】
インピーダンスの測定は、右心房に導入されたカテーテルを用いて行われることを特徴とする請求項３に記載の方法。
【請求項５】
インピーダンスの測定は、ＥＣＧの決定された期間に行われることを特徴とする請求項１から４のいずれかに記載の方法。
【請求項６】
複数の心拍のサイクルの間、インピーダンスの測定が実行され、ＥＣＧの決定された期間の各場合において、インピーダンスを決定するために、測定の数の平均が使用されることを特徴とする請求項５に記載の方法。
【請求項７】
上記決定された期間は、心臓拡張期であることを特徴とする請求項６に記載の方法。
【請求項８】
平均剪断速度と血流のインピーダンスとの間の関係の決定は、更に、ヘマトクリット量及びフィブリノゲン量のような、血液のインピーダンスをともに決定する要素を体外で決定することを含むことを特徴とする請求項１から７のいずれかに記載の方法。
【請求項９】
剪断速度と血流のインピーダンスとの間の関係の決定は、更に、血管で測定されたインピーダンスになる平均剪断速度を体外で決定することを含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項１０】
平均流速と血流のインピーダンスとの間の関係の決定は、更に、血管で測定されたインピーダンスになる平均流速を体外で決定することを含むことを特徴とする請求項１及び２に記載の方法。
【請求項１１】
上記ステップａ）、ｃ）、ｆ）及びｇ）は、決定された血管の断面における選定された相対的な流れの分布を生成することと、血流の流量に関連する血管中央のインピーダンスを測定することと、上記関係に従って血管で測定されたインピーダンスに対応する流量から、血管と体内の管とのそれぞれの断面のサイズに従って血管の流量を決定することとによって行われることを特徴とする請求項１から１０のいずれかに記載の方法。
【請求項１２】
上記血管断面のサイズは、超音波検査法を用いて決定されることを特徴とする請求項１から１１のいずれかに記載の方法。
【請求項１３】
血管の断面における理論上の相対的な流れの分布は、層流であるニュートン流体の流れが上記断面において示すものから選定されることを特徴とする請求項１から１２のいずれかに記載の方法。
【請求項１４】
血管の断面における血液のインピーダンスを測定するための手段と、
血管断面のサイズを決定するための手段と、
プロセッシング手段とを備え、
上記プロセッシング手段は、
剪断速度と血流のインピーダンスとの間の決定された関係が保存され、又、血管断面における理論上の相対的な流れの分布を保存するための記憶手段と、
保存された関係及び測定されたインピーダンスから剪断速度を決定し、剪断速度と保存された相対的な流れの分布とに基づいて平均流速を決定し、また、決定された平均流速と断面積とから流量を決定するための演算手段とを有することを特徴とする血管の流れを決定するための装置。
【請求項１５】
上記記憶手段は、平均流速と血流のインピーダンスとの間の決定された関係が保存されており、
上記演算手段は、保存された関係と測定されたインピーダンスとから平均流速を決定可能であり、又、決定された平均流速と断面積とから流量を決定可能であることを特徴とする請求項１４に記載の装置。
【請求項１６】
更に、粘度測定装置を備え、
上記粘度測定装置は、
血管の流れを形成する導管と、
調整可能な流速で導管を通って流体が流れることができるように、上記導管に組み込まれた移動手段と、
上記導管に配置された電極と、
上記電極に接続されたインピーダンス手段とを有することを特徴とする請求項１４及び１５に記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、血管における流れを決定する方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
血管における流れを決定する方法では、超音波検査法と組み合わせたドップラー測定手段が知られている。他の既知の方法には、スワンガンツカテーテルを介した熱希釈手段による心臓での測定がある。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００３】
既知の方法は、時間が掛かって患者に負担を掛けるか、又は、不正確であるかのいずれかである。従って、本発明は、血管における流れを正確且つ効果的に測定可能な方法を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００４】
上述の目的は、請求項１において特徴付けられる方法によって達成される。
【０００５】
血管で測定されるインピーダンスは、血液の流速と正確に決定できる関係を有しており、その関係は一時的な剪断速度に依存する。血管の断面にわたって決定された流れ分布では、剪断速度の分布も決定される。
【０００６】
決められた場所（例えば、血管中央）でインピーダンスを測定することによって、平均剪断速度が決定される場合、断面も既知であるとき、流れのパターンに基づいて平均流速を決定可能であり、従って、血管における流量も決定可能である。
【０００７】
温度一定の場合、血液の粘度は、流量と特に剪断速度とを含む多くの要素によって決定される。血液は非ニュートン流体、すなわち、剪断速度が異なるとその粘度も変化するため、これらは重要な要素である。低剪断速度の場合、赤血球がともにグループ化（連銭形成）する傾向があるため、血液の粘度は急激に大きくなる。剪断速度が速くなるにつれて、連銭形成は崩壊し、赤血球は流れ方向につらなって移動するようになり、その間に粘度が小さくなり、最終的に、実質的に一定になる。
【０００８】
流れの状態に加えて、ヘマトクリット値が血液の粘度を決定し、従ってインピーダンスをも決定する。ヘマトクリット値が高い場合、多くのセルが存在し、それらの間隔が小さくなるため、互いにグループ化する赤血球の傾向が強くなる。ヘマトクリット値が高い場合、粘度も大きくなる。剪断速度が固定である場合、ヘマトクリット値が血液の粘度の９０％を決定する。重要な他の要素は、決められた巨大分子（その中では、フィブリノゲンが最も重要である。）によるグループ形成中の赤血球の間の「接着性」である。剪断速度とヘマトクリット値が固定の場合、フィブリノゲンが粘度の５％を決定する。
【０００９】
血液の粘度は、重要な役割を果たしており、各器官の微小循環血液供給において最も重要な要素である。そのため、血液粘度の評価及びその測定は、血栓症と塞栓症を防ぐ心臓血管分野において有用であり、集中治療状態において、重篤な器官への血液供給を改善でき、また末梢の抵抗を低減できる。炎症の場合、赤血球相互のグループ化が更に進むため、過粘稠が炎症活動の指標である。
【００１０】
インピーダンスを測定することによって、又はその測定を用いて、血液の粘度を決定することに関し、本発明によると、同じインピーダンスの測定を用いて流量を測定することが可能である。それは、例えば、心臓の心拍出量を決定する際に有用である。
【００１１】
本発明に係る方法の更に好ましい形態は、請求項２において特徴付けられる。血液の粘度及びインピーダンスは剪断速度に依存するが、剪断速度が変化すると、粘度及びインピーダンスの対応する変化の調整において、ある遅延が生じる。これは、連銭形成及びその崩壊が要求するために生じる。この遅延により、粘度は、非層流又は非層流の少し後に生じる層流において、かなり均一になる。これによって、流れ分布の影響はあまり重要ではなくなる。そして、一方においてはインピーダンス又他方においては平均流速と、粘度との間に有効な関係がある。
【００１２】
このことは、請求項２に係る方法において使用される。平均流速とインピーダンスとの関係を決定し使用することによって、本発明に係る方法はより簡素になる。
【００１３】
心臓の心拍出量、すなわち、単位時間当たりに心臓が供給できる血液量を決定することが実際に必要であれば、請求項３の測定が、好ましくは適用される。
【００１４】
信頼性の高い方法で血液のインピーダンスを測定できるために、請求項４の測定が適用される。
【００１５】
流速、そして剪断速度は、心拍のサイクルの間で変化するため、請求項５の測定が好ましくは適用される。常にＥＣＧの同じ期間に測定することによって、容易に比較可能な測定値を取得できる。
【００１６】
更に、測定値の質を向上させるために、請求項６の測定が好ましくは適用される。これによって、流速、そしてインピーダンスの偶然の違いは、心拍サイクルの数において均一にされる。
【００１７】
好ましくは、右心房における測定は、心房が十分に拡張した期間に行われ、それによって、右心房の壁によってカテーテル周辺の電場の干渉が低減する。従って、適切な期間は心臓の収縮期の終わりである。好ましくは、測定は、心臓拡張期の間に、適切な方法で行われる。そして、通常の流れは容易に再現可能なものである。
【００１８】
上述のように、粘度、そしてインピーダンスの絶対的な値のために、他のパラメータも重要である。本発明に係る方法を用いて流速の全体を決定するために、これらのパラメータは、予め決められる必要がある。そのための好ましい方法は、請求項８において特徴付けられる。
【００１９】
ヘマトクリット量及びフィブリノゲン量の決定は、概ね知られた測定方法である。それらは、インピーダンスの測定とは独立して行われる。値は、通常次第に変化するに過ぎない。激しい出血（ヘマトクリット）又は深刻な感染症（フィブリノゲン）のような緊急の状態においてのみ、それらは、より急速に変化する。従って、測定は、通常血管において、インピーダンス測定の前又は後の所定の時に実行される
【００２０】
ヘマトクリット量及びフィブリノゲン量を独立に決定する代わりに、請求項９の方法
また好ましくは請求項１０の方法を適用することも有効である。関連性を有する血管における、剪断速度又は流速とインピーダンスとの間の特定の関係は、事実上、これによって測定され、ヘマトクリット及びフィブリノゲンは、測定に固有のものである。
【００２１】
本発明に係る方法の他の適切な実施の形態は、請求項１１において特徴付けられる。関連性を有する血管の流れは、言わば、ここでシミュレートされ、それによって、インピーダンスと流速との間の関係が、現実の状態で取得される。流れを直接的に決定するために、その時、スケールだけは考慮する必要がある。
【００２２】
血管断面のサイズを決定するための適切な方法は、超音波検査法である。これによって、この種の寸法はかなりの精度で決定される。
【００２３】
請求項１３の測定を適用することによって、流量を決定する目的は、十分な精度で達成されることが分かった。これは特に、請求項５−７の測定との組み合わせにおいて顕著である。
【００２４】
本発明は、請求項１４において特徴付けられるような血管の流れを決定するための装置に関し、それを提供する。演算手段は、本明細書において具体例が示され、それによると、流速又は流量の値が測定されたインピーダンス値から計算される。例えば、血管の断面積又は直径と同様にヘマトクリット値及びフィブリノゲン値のような他のパラメータも勿論、上記の目的のために、最初に入力される必要がある。
【００２５】
更に、変形例が、請求項１６において特徴付けられる。この追加によって値が決定され、それを用いてインピーダンス値を流量に変換することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２６】
本発明は、添付の図面を参照しながら、以下の記載において更に説明される。
【００２７】
図１は、血管に関する、単純化された電気的な３要素モデルを示す。励起交流電圧は、電極ＡとＤとの間で生成され、測定は、電極ＢとＣとの間で行われる。
【００２８】
単純化したモデルは、プラズマ抵抗Ｒｐと、細胞膜キャパシタンスＣｍとを含む。Ｃｍは特に血液の粘度と強い相関を有する。
【００２９】
血液のインピーダンスを測定するために、カテーテルは、好ましくは外面的に概略で図３−５に示されるように、使用される。カテーテル１０は、図４に示すように、本実施の形態では４つのルーメン１２が形成された基体１１を備える。カテーテル１０の基端１４において、これらのルーメンは、接続部材１５に接続され、それによって、これらルーメンを介して必要な物質を末端部に供給できる。末端部で、それらは、開口部１５を介してカテーテルの末端部を出て、血流に導入される。
【００３０】
カテーテルは、末端部１３を用いて心臓の右心房に容易に位置付けることができる。
【００３１】
図５により詳細を示すように、カテーテル１０の末端１３は４つの電極Ａ−Ｄを備え、それらの各々は、カテーテル１０の基端部で接続部１６に接続される。
【００３２】
図２は、血液のインピーダンスを測定可能であり、測定される血管の流れを計算可能な本発明に係る装置の概略図を示す。カテーテル１０が、図２に概略示される。
【００３３】
カテーテル１０は、図２に特に図示しない、４つの電極Ａ−Ｄと、接続部１６に接続する４つの接続導管とを備える。
【００３４】
これらの導管は、カテーテルの基体１１を通って伸びるものであって、３軸導管１７及び同軸導管１８である。本実施の形態において、温度の測定が可能なサーミスタ１９が更に、カテーテルの末端に配置される。
【００３５】
図２の装置は後述するように作動する。
【００３６】
好ましい本施の形態において、５つの離れた周波数（２０ｋＨｚ，２００ｋＨｚ，４００ｋＨｚ，６００ｋＨｚ，１．２ＭＨｚ）が、ダイレクト・デジタル・シンセサイザ（ＤＤＳ）２０において所定時間、継続的に発生する。この励起信号は、フィルタ２１においてフィルタされ、２２に保存され、クランプ抵抗２３を介してハイポテンシャル電極Ａにフィードされる。ローポテンシャル電極Ｄは減結合コンデンサ（図示せず）を介して接地される。
【００３７】
電極Ａ−Ｄを電子機器に接続する接続部の各々において、数十ｐＦの寄生容量が測定される。従って、アクティブ・シールディング２４が、相及び増幅誤差を防止するために、使用される。３番目の接地シールドは更に、望ましくない出力又は入力を防ぐ。
【００３８】
Ｒｐ及びＣｍは、知られた方法で、２０、６０及び１２００Ｈｚでのインピーダンス値から算出される。
【００３９】
対数増幅検出器２７及び２８のそれぞれを介して、測定信号及び励起信号が、一方で相検出器２９に、又他方で増幅検出器３０に入力される。フィルタ２６も、信号回路に組み込まれる。
【００４０】
相信号は、ライン３３を介して、マイクロコンピュータ３２のＡＤ変換器３１に供給される。同様に、増幅信号は、ライン３４を介して、ＡＤ変換器３１に供給される。サーミスタ１９からの信号は、同様に、ライン３５を介して、マイクロコンピュータ３２のＡＤ変換器に供給される。フィルタ３６を介して供給される測定信号と、代表的なＥＣＧ信号は、ライン３７を介して、ＡＤ変換器３１に入力される。
【００４１】
マイクロコンピュータ３２は上述のＲｐ及びＣｍの計算を実行する。Ｒｐはヘマトクリット値と高い相関を有し、このＲｐを決定するための方法に従って、直接的にヘマトクリット値を測定するための医療機器に産業上の利用が可能である。上述のように、Ｃｍは血液の粘度と高い相関を有する。
【００４２】
測定されたＣｍから、測定が行われる血管における流量を決定可能にするために、上述のような部分的に粘度そしてＣｍを決定する剪断速度とフィブリノゲン量が、ヘマトクリット値を変更する場合に先ず決定される。
【００４３】
適切なアプローチは、ニュートン流体のように、血管における平均剪断速度を、血管の半径によって割られた平均流速の４倍に等しくすることである。
【００４４】
例えば図６に示すように、装置を使用する他の可能な形態がある。本装置４０は、基本要素として、導管４２を介して互いに接続されたインレット４５及びアウトレット４６を有する測定管４１を備える。ポンプ４３及び熱交換器４４は、この導管４２に配置される。
【００４５】
体外で測定された結果が、ヘマクリット値、フィブリノゲン値及び粘度（この後半はＣｍで示される。）から平均流速が決定される後述の式が導かれる。
【００４６】
オーム抵抗とヘマトクリット値との間の関係は閉じていることが分かった。それは、次式で表される。
【数１】
2009508569.tif 000003
【００４７】
現在のフィブリノゲン値が、フィブリノゲンの平均値と等しい定数に置き換えられると、それは、次式で表される。
【数２】
2009508569.tif 000004
【００４８】
これらの式は、更に、マイクロコンピュータをプログラムする技術者には明らかな方法を用いており、そのため、測定されたＣｍと、適宜、入力されたフィブリノゲン値及びヘマトクリット値Ｒｐとから流速を計算することができる。フィブリノゲン値を入力する代わりに、ここでは、平均フィブリノゲン値を使用してもよく、又、ヘマトクリット値を入力する代わりに測定されたＲｐが使用されてもよい。
【００４９】
測定管４１及び導管４２は、血液で充填される。循環する血液は、熱交換機４４において、３７℃の一定温度で保たれる。
【００５０】
測定管４１は、測定チャンバ４８に伸びる均一発散流入部４７がインレット４５に接続するように形成される。血液の流速に関連して適切な方法でディフューザ４７の寸法を選定することによって、測定チャンバ４８において層流を確実に生じさせることが可能である。層流において、流速分布は完全に分かっており、そのため、剪断速度及び流速も、測定チャンバ４８の断面の任意の点で分かる。
【００５１】
カテーテル４９の末端部は、図３に示すように、原則としてカテーテルに一致し、測定チャンバ４８の中心に位置付けられる。電極５０は上述の方法で装置９に接続される。装置９は、図２の装置と同じものである。
【００５２】
ポンプ４３は制御装置５１を用いて異なる速度で導かれるため、血液は装置４０で種々の速度で循環できる。
【００５３】
異なる速度でキャパシタンスを測定することによって、図７の概略図で示すような関係が分かる。主要な範囲の流速において、流速と決定されたＣｍとの間には、指数関数的にほぼ比例関係があることが示される。これは、上述の式からも明らかである。
【００５４】
図７において異なる高さで示される異なる導管は、フィブリノゲン値又はヘマトクリット値を変えた場合、関係の線形性は維持される一方で、絶対値が変化することを示す。
【００５５】
図６の粘度測定装置４０を用いて、複数の測定において、種々のヘマトクリット値及びフィブリノゲン値で測定された血液のＣｍと流速との間の関係を決定することができる。装置４０から１分当たり数リットル流れる流速から、測定電極５０の位置での剪断速度が測定され、それによって、剪断速度とＣｍとの関係が、このように種々のフィブリノゲン値及びヘマトクリット値で明らかになる。
【００５６】
血管での流量が決定される必要がある場合、Ｃｍは適切な方法で関連のある血管で測定され、測定にはカテーテル１０及び装置９を用いることが好ましい。これによって判明した平均血液流速は、血管の断面と組み合わされ、それによって、流量が計算される。
【００５７】
心臓の流量を測定する必要がある場合、カテーテル１０の末端部１３は、心臓の右心房に適切な方法で位置付けられる。
【００５８】
流速そしてＣｍが、心拍のサイクルの間に大幅に変化することが明らかである。そのため測定信号は、好ましくは、心拍のサイクルの決定された期間に収集される。期間は、好ましくは、心臓の収縮期の終わり、すなわち心臓拡張期である。その時、好適で代表的な測定が可能な静かな流れが生じる。装置９のマイクロコンピュータ３２は、ＥＣＧ信号の望ましい時期に測定信号が収集されるようにプログラムされる。そのＥＣＧ信号は、上述のように、ライン３７を介してマイクロコンピュータ３２に入力される。測定され処理されたインピーダンス信号は、後の処理のためにマイクロコンピュータ３２のメモリに保存されるか、又は、大きさ（特に、例えば右心房のような、測定された血管の断面積）が予め決定される場合、直ちに処理される。この寸法は、超音波検査法を用いて適切に決定され得る。これ自体は知られた技術である。
【００５９】
血管の断面での流れ分布は、更に選定される。ルーメンの流れ分布は、心臓拡張期の右心房の測定の場合に選定される。右心房の心臓拡張期の流れ分布は、十分な精度でルーメンとして理解され得ることが分かった。
【００６０】
一旦、血管の断面積がここに入力され、流れ分布や平均流速がここで決定されると、マイクロコンピュータ３２は、血液の剪断速度や流速と予め決定されたヘマトクリット値及びフィブリノゲン値との間の予め決定された関係に基づいて、流量を計算でき、それを適切な方法でディスプレイに示す。
【００６１】
このプログラムの計算において、勿論、ＥＣＧの決定された期間で測定がなされたことは考慮されている。ＥＣＧ及び知られた心機能に基づいて、補正因子は、心拍のサイクルの間の総流量への変換のために決定され、又は、少なくとも流れの大半がＥＣＧの決められた期間に生じる場合、この期間での測定に基づく測定結果で十分である。心拍出量の傾向の表示は十分に可能である。
【００６２】
本発明の更なる変形によると、フィブリノゲン及びヘマトクリットを予め決定することは、不要になる。ここでは、原則として図６に示すような装置が使用される。例えば右心房のような決定された血管において流量を測定する必要がある人から、少量の血液が採取される。図６に示すような装置に、この血液は配置されて循環する。この装置は、比較的少量の血液で十分であるように、小さい形状である。
【００６３】
インピーダンスは、上述の方法で血管において先ず測定される。次に、血液は、図６に係る装置内をポンプによって制御された所定のスピードで循環し、その結果、チャンバ内で測定されたものと同じインピーダンスが測定される。このインピーダンスが生じる流速を用いて、次に、流速及び血管での流量を計算できる。その時、上述の構造因子等が考慮される。
【図面の簡単な説明】
【００６４】
【図１】励起電極と測定電極に接続する血管の電気的なモデルを示す。
【図２】本発明に係る装置の好ましい実施の形態のダイアグラムを示す。
【図３】本発明に係る方法及び装置を使用するためのカテーテルの概略図を示す。
【図４】図３の線IVに沿った断面図である。
【図５】図３の矢印Vに係る図である。
【図６】本発明に必須の血液データを体外で決定するための装置の概略を示す。
【図７】図６の装置を用いて得られた測定結果のグラフを示す。
【図１】
2009508569.tif 000005
【図２】
2009508569.tif 000006
【図３】
2009508569.tif 000007
【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
2009508569.tif 000011
【手続補正書】
【提出日】平成20年7月10日(2008.7.10)
【手続補正１】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ａ）平均剪断速度と血流の電気的インピーダンスとの間の関係を決定することと、
ｂ）血管の断面における血液の電気的インピーダンスを測定することと、
ｃ）上記関係と測定された電気的インピーダンスとから平均剪断速度を決定することと、
ｄ）血管の断面のサイズを決定することと、
ｅ）血管断面における理論上の相対的な流れの分布を選定することと、
ｆ）剪断速度及び相対的な流れの分布に基づいて平均流速を決定することと、
ｇ）決定された平均流速及び断面積から流量を決定することとを含むことを特徴とする血管における流れを決定するための方法。
【請求項２】
上記ステップａ）、ｃ）、ｅ）及びｆ）は、平均流速と血流の電気的インピーダンスとの間の関係を決定することと、上記関係及び測定された電気的インピーダンスから平均流速を決定することとによって近似されることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項３】
血管は、心臓の右心房であり、又、決定された流量は、上記心臓の流量であることを特徴とする請求項１又は２に記載の方法。
【請求項４】
電気的インピーダンスの測定は、右心房に導入されたカテーテルを用いて行われることを特徴とする請求項３に記載の方法。
【請求項５】
電気的インピーダンスの測定は、ＥＣＧの決定された期間に行われることを特徴とする請求項１から４のいずれかに記載の方法。
【請求項６】
複数の心拍のサイクルの間、電気的インピーダンスの測定が実行され、ＥＣＧの決定された期間の各場合において、電気的インピーダンスを決定するために、測定の数の平均が使用されることを特徴とする請求項５に記載の方法。
【請求項７】
上記決定された期間は、心臓拡張期であることを特徴とする請求項６に記載の方法。
【請求項８】
平均剪断速度と血流の電気的インピーダンスとの間の関係の決定は、更に、ヘマトクリット量及びフィブリノゲン量のような、血液の電気的インピーダンスをともに決定する要素を体外で決定することを含むことを特徴とする請求項１から７のいずれかに記載の方法。
【請求項９】
剪断速度と血流の電気的インピーダンスとの間の関係の決定は、更に、血管で測定された電気的インピーダンスになる平均剪断速度を体外で決定することを含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項１０】
平均流速と血流の電気的インピーダンスとの間の関係の決定は、更に、血管で測定された電気的インピーダンスになる平均流速を体外で決定することを含むことを特徴とする請求項１又は２に記載の方法。
【請求項１１】
上記ステップａ）、ｃ）、ｆ）及びｇ）は、決定された血管の断面における選定された相対的な流れの分布を生成することと、血流の流量に関連する血管中央の電気的インピーダンスを測定することと、上記関係に従って血管で測定された電気的インピーダンスに対応する流量から、血管と体内の管とのそれぞれの断面のサイズに従って血管の流量を決定することとによって行われることを特徴とする請求項１から１０のいずれかに記載の方法。
【請求項１２】
上記血管断面のサイズは、超音波検査法を用いて決定されることを特徴とする請求項１から１１のいずれかに記載の方法。
【請求項１３】
血管の断面における理論上の相対的な流れの分布は、層流であるニュートン流体の流れが上記断面において示すものから選定されることを特徴とする請求項１から１２のいずれかに記載の方法。
【請求項１４】
血管の断面における血液の電気的インピーダンスを測定するための手段と、
血管断面のサイズを決定するための手段と、
プロセッシング手段とを備え、
上記プロセッシング手段は、
剪断速度と血流の電気的インピーダンスとの間の決定された関係が保存され、又、血管断面における理論上の相対的な流れの分布を保存するための記憶手段と、
保存された関係及び測定された電気的インピーダンスから剪断速度を決定し、剪断速度と保存された相対的な流れの分布とに基づいて平均流速を決定し、また、決定された平均流速と断面積とから流量を決定するための演算手段とを有することを特徴とする血管の流れを決定するための装置。
【請求項１５】
上記記憶手段は、平均流速と血流の電気的インピーダンスとの間の決定された関係が保存されており、
上記演算手段は、保存された関係と測定された電気的インピーダンスとから平均流速を決定可能であり、又、決定された平均流速と断面積とから流量を決定可能であることを特徴とする請求項１４に記載の装置。
【請求項１６】
更に、粘度測定装置を備え、
上記粘度測定装置は、
血管の流れを形成する導管と、
調整可能な流速で導管を通って流体が流れることができるように、上記導管に組み込まれた移動手段と、
上記導管に配置された電極と、
上記電極に接続された電気的インピーダンス手段とを有することを特徴とする請求項１４又は１５に記載の装置。
【国際調査報告】
2009508569.tif 000012
2009508569.tif 000013
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