(57)【要約】【課題】  心拍出量(Q)および他のパラメータ（肺胞換気（VA）、肺からの少量CO2除去（VCO2）、少量酸素消費（VO2）、CO2の酸素付加混合静脈分圧）、（PvCO2-oxy）、CO2の真の混合静脈分圧（PvCO2）、PaCO2、混合静脈酸素飽和（SvO2）、肺分流、解剖的死腔）を測定するための装置を提供する。【解決手段】  この装置は、a)呼吸回路であって、i.呼気において、呼気ガスが吸気ガスから実質的に分離され、ii.吸気において、VEがFGS流より大きいとき、被験者は最初にFGSを吸引し、ついで実質的にSGSであるガスを吸引することを特徴とするものと；b)患者/回路インターフェースでガス濃度をモニターするためのガスセンサー手段と；c)第1のガスセット（FGS）および第2のガスセット（SGS）であって、第2のガスセットが先に呼気したガス又は外因性ガス又はその双方からなるものと；d)呼吸回路へのFGS流の速度を制御するためのガス流量制御手段と；e)呼吸の時期を識別するための手段であって、圧力センサー又は当業者に公知の他の手段により発生した信号の分析器からなるものと；f)コンピュータ又は論理回路からなり、ガス流制御手段を制御することができ、ガスセンサー手段および呼吸の時期を識別するための手段の出力を受理することができ、心拍出量およびここに開示した他のパラメータを測定するための計算を行うことができる人工知能とを具備してなる。
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
第1のガスセット（FGS）および第2のガスセット（SGS）と共に使用される呼吸回路であって、FGSとSGSとを別々に保つための手段と、患者に対し最初にFGSを逐次的に移送させ、更にFGSの上記回路への供給を奪うように患者が吸気したとき、吸気のバランスのため後にSGSを移送させる手段とを具備してなることを特徴とする呼吸回路。
【請求項２】
a.  FGSの導入のためのポートと、FGS貯留部と、FGS流制御手段とを有する吸気リムと；
b.  呼気リムであって、これが呼気ガス用排出ポートと、SGS貯留部と、呼気の間にSGS貯留部に向けてSGS流を制御するため、更に吸気の一部の間において患者に向う呼気リム中のSGS流を制御するためのSGS流制御手段とを有してなるものと；
を具備してなる請求項１記載の回路。
【請求項３】
SGS流制御手段が、FGS貯留部が空になった後、吸気の一部の間においてのみ患者がSGS貯留部から吸気することを可能にし、それにより、患者の換気速度がFGSの上記回路への導入速度を超えたとき、患者に対し、FGSの移送、ついでSGSの移送を逐次的に行うようにした請求項２記載の回路。
【請求項４】
FGS流制御手段が、患者に向けて開口する少なくとも１つの一方向弁を含む請求項３記載の回路。
【請求項５】
FGS流制御手段が、FGS弁制御手段により作動されるFGS制御弁を含み、該FGS弁制御手段が吸気の間において吸気貯留部が空になるまでFGS制御弁を開口させ、呼気の終端までFGS制御弁を閉塞させるようになっている請求項３記載の回路。
【請求項６】
FGS流制御手段が、上記制御弁と患者との間に配置され、患者に向けて開口する少なくとも１つの一方向弁を更に含む請求項５記載の回路。
【請求項７】
SGS流制御手段が、呼気リム上に配置された呼気弁と、呼気リムに接続されたバイパスリム上に配置されたバイパス弁とを具備してなり、該バイパスリムが呼気弁をバイパスし、該バイパス弁が、FGS貯留部が空になったときのみ、吸気の間に開放されるようになっている請求項４、５又は６記載の回路。
【請求項８】
SGS流制御手段が、SGS弁制御手段により作動されるSGS制御弁を含み、吸気貯留部が空になったとき、吸気の間にSGS制御弁を開放させ、呼気の後にSGS制御弁を閉塞させるようになっている請求項４、５又は６記載の回路。
【請求項９】
a.  FGSの導入のためのポートと、FGS貯留部と、FGS流制御手段とを有し、FGS貯留部が空になった後、吸気の部分の間に該FGS流をFGS貯留部へ向けさせ、次の吸気の開始前での患者への流れを防止するようにした吸気リムと；
b.  呼気ガス用排出ポートと、SGS貯留部と、呼気の間にSGS貯留部に向けてSGS流を制御するための呼気弁とを有する呼気リムと；
c.  上記吸気リムおよび呼気リムに接続されたバイパスリムであって、FGS貯留部が空になったとき吸気の部分の間および次の吸気前において、SGS貯留部から吸気リムへのSGS流を制御するバイパス流制御手段を有するものと；
を具備してなることを特徴とする呼吸回路。
【請求項１０】
バイパス流制御手段が、FGS貯留部が空になった後、吸気の一部の間においてのみ患者がSGS貯留部から吸気することを可能にし、それにより、患者の換気速度がFGSの上記回路への導入速度を超えたとき、患者に対し、FGSの移送、ついでSGSの移送を逐次的に行うようにした請求項9記載の回路。
【請求項１１】
FGS流制御手段が、患者に向けて開口する少なくとも１つの一方向弁を含む請求項10記載の回路。
【請求項１２】
FGS流制御手段が、FGS弁制御手段により作動されるFGS制御弁を含み、該FGS弁制御手段が吸気の間において吸気貯留部が空になるまでFGS制御弁を開口させ、呼気の終端までFGS制御弁を閉塞させるようになっている請求項10記載の回路。
【請求項１３】
FGS流制御手段が、上記制御弁と患者との間に配置され、患者に向けて開口する少なくとも１つの一方向弁を更に含む請求項12記載の回路。
【請求項１４】
バイパス流制御手段が、患者に向けて開口する少なくとも１つの一方向弁を更に含み、FGS貯留部が空になったときにのみ、吸気の間に上記弁が開口される請求項11ないし13のいずれかに記載の回路。
【請求項１５】
バイパス流制御手段が、バイパス弁制御手段により作動されるバイパス制御弁を含み、吸気貯留部が空になったとき、吸気の間にバイパス制御弁を開放させ、吸気の後にバイパス制御弁を閉塞させるようになっている請求項11ないし13のいずれかに記載の回路。
【請求項１６】
第1のガスセット（FGS）および第2のガスセット（SGS）と共に使用される呼吸回路であって、FGSとSGSとを別々に保つための手段と、患者に対し最初にFGSを逐次的に移送させ、更にFGSの上記回路への供給を奪うように患者が吸気したとき、吸気のバランスのため後にSGSを移送させる手段とを具備してなる呼吸回路。
【請求項１７】
a.  FGSの導入のためのポートと、FGS貯留部と、FGS流制御手段とを有する吸気リムと；
b.  呼気リムであって、これが呼気ガス用排出ポートと、SGS貯留部と、呼気の間にSGS貯留部に向けてSGS流を制御するため、更に吸気の一部の間において患者に向う呼気リム中のSGS流を制御するためのSGS流制御手段とを有してなるものと；
を具備してなる請求項16記載の回路。
【請求項１８】
SGS流制御手段が、FGS貯留部が空になった後、吸気の一部の間においてのみ患者がSGS貯留部から吸気することを可能にし、それにより、患者の換気速度がFGSの上記回路への導入速度を超えたとき、患者に対し、FGSの移送、ついでSGSの移送を逐次的に行うようにした請求項17記載の回路。
【請求項１９】
FGS流制御手段が、患者に向けて開口する少なくとも１つの一方向弁を含む請求項18記載の回路。
【請求項２０】
FGS流制御手段が、FGS弁制御手段により作動されるFGS制御弁を含み、該FGS弁制御手段が吸気の間において吸気貯留部が空になるまでFGS制御弁を開口させ、呼気の終端までFGS制御弁を閉塞させるようになっている請求項18記載の回路。
【請求項２１】
FGS流制御手段が、上記制御弁と患者との間に配置され、患者に向けて開口する少なくとも１つの一方向弁を更に含む請求項20記載の回路。
【請求項２２】
SGS流制御手段が、呼気リム上に配置された呼気弁と、呼気リムに接続されたバイパスリム上に配置されたバイパス弁とを具備してなり、該バイパスリムが呼気弁をバイパスし、該バイパス弁が、FGS貯留部が空になったときのみ、吸気の間に開放されるようになっている請求項19ないし21のいずれかに記載の回路。
【請求項２３】
SGS流制御手段が、SGS弁制御手段により作動されるSGS制御弁を含み、吸気貯留部が空になったとき、吸気の間にSGS制御弁を開放させ、呼気の後にSGS制御弁を閉塞させるようになっている請求項19ないし21のいずれかに記載の回路。
【請求項２４】
吸気リムおよび呼気リムが同軸になっている請求項2ないし24のいずれかに記載の回路。
【請求項２５】
これらリムの一方が、他方への湿気の通過を可能にするが、これらリム中のガスを別々に分離した状態に保持させる材料からなっている請求項24記載の回路。
【請求項２６】
上記貯留部が、吸気および呼気リムのための開口部と、換気装置への接続のための開口部とを有する密閉容器内に収容されている請求項2ないし25のいずれかに記載の回路。
【請求項２７】
SGSが患者へ移送されているのを検出するための手段を更に含み、FGS流制御手段が上記検出手段を使用してFGSをFGS貯留部へ向けさせる時期を判定するようになっている請求項26記載の回路。
【請求項２８】
FGSが1以上のガスを種々の濃度で組合せたものからなる請求項2ないし27のいずれかに記載の回路。
【請求項２９】
SGSが1以上のガスを種々の濃度で組合せたものからなる請求項2ないし28のいずれかに記載の回路。
【請求項３０】
SGSが先に呼気したガスを含む請求項2ないし29のいずれかに記載の回路。
【請求項３１】
SGSが先に呼気したガスおよび外部ガスのセットの混合物からなる請求項2ないし29のいずれかに記載の回路。
【請求項３２】
FGS導入ポート近傍に設けられた吸気リムであって活性弁又は受動逆止吸気弁又はそれら双方を有するものと、呼気リムと、所定の目的で使用されるキャニスターを有するSGS移送リムとを具備してなる回路(図7に開示、説明されているもの)であって、該回路が以下の目的で使用されるものである：
a.  上記キャニスターがCO2吸収剤を有する場合、低FGS流に麻酔剤を与えること；
b.  肺からのCO2除去を変化させ、それにより自然呼吸又は人工換気されている麻酔又は非麻酔患者においてデファレンシャルFick式を使用して心拍出量を計算すること；
c.  少ない換気を増大させたり、上記キャニスターがゼオライト、すなわち麻酔剤蒸気の全てを吸収する物質を有する場合に、麻酔剤の除去速度を増大させること；
d.  少ない換気を増大させたり、上記キャニスターがホプカライト、すなわち一酸化炭素を吸収する物質を有する場合に、一酸化炭素の除去を増大させること；
である。
【請求項３３】
弁又は流量制御手段を含む吸気リムおよび呼気リムの部分がSGS貯留部内に収納されている請求項2ないし32のいずれかに記載の回路。
【請求項３４】
上記貯留部が、バッグ又はSGSの機能を提供するのに十分な大きさの延出チューブである請求項2ないし33のいずれかに記載の回路。
【請求項３５】
FGSおよびSGSの成分ガスの分圧およびFGS流が、VEがFGS流を十分に超えるものである限り、VEに関係なく成分ガスの任意の肺胞濃度を達成するのに使用される呼吸回路。
【請求項３６】
心拍出量(Q)および他のパラメータ、例えば、肺胞換気（VA）、肺からの少量CO2除去（VCO2）、少量酸素消費（VO2）、CO2の酸素付加混合静脈分圧、(PvCO2-oxy)、CO2(PvCO2)の真の混合静脈分圧、PaCO2、混合静脈酸素飽和（SvCO2）、肺分流、解剖的死腔を測定するための装置であって、
a)  下記特徴を有する呼吸回路：
i.  呼気において、呼気したガスが吸気ガスから分離した状態に保たれる、
ii.   吸気において、VEがFGS流よりも大きいとき、被験者はFGSガスを最初に吸気し、ついで吸気のバランスのため、実質的にSGSであるガスを吸気する；
b)  患者/回路のインターフェースでガス濃度をモニターするためのガスセンサー手段；
c)  第1のガスセット(FGS)および第2のガスセット(SGS)であって、該第2のガスセットが先に呼気したガス又は外部ガス又はそれら双方からなるもの；
d)  呼吸回路へのFGS流の速度を制御するためのガス流制御手段；
e)  呼吸の時期を特定する手段であって、圧力センサー、ガスセンサーにより発生した信号の分析手段、又は当業者に公知の他の手段からなるもの；
f)   コンピュータ又は論理回路からなり、ガス流制御手段を制御することができ、ガスセンサー手段および呼吸の時期を識別するための手段の出力を受理することができ、心拍出量およびここに開示した他のパラメータを測定するための計算を行うことができる人工知能；
を具備してなる装置。
【請求項３７】
呼吸回路が請求項1-35の回路の１つである請求項36記載の装置。
【請求項３８】
呼吸回路が米国特許No.6,622,725にFisherにより記載されたものである請求項36記載の装置。
【請求項３９】
該ガス流制御手段が幾つかの入力ガスを制御、混合することができるものである請求項36ないし38のいずれかに記載の装置。
【請求項４０】
FGSが、O2および空気を単独又は組合せで含み、CO2、麻酔ガス又は他のガス又は蒸気を単独又は組合せで含むものである請求項36ないし39のいずれかに記載の装置。
【請求項４１】
Q、VAを測定し、VCO2、VO2、PvCO2-oxy、真PvCO2、PaCO2、SvCO2、肺分流および解剖学的死腔を計算するため、請求項36ないし40のいずれかに記載の装置を使用する方法。
【請求項４２】
呼吸回路を使用して肺胞換気(VA)を特定するための方法であって：
i.  呼気において、呼気したガスが吸気ガスから分離した状態に保たれる、
ii.  吸気において、VEがFGS流よりも大きいとき、被験者はFGSガスを最初に吸気し、ついで実質的にSGSである吸気のバランスを吸気する；
ことを特徴とし；
この方法が：
i.  被験者の小さな換気(VE)よりも大きい割合で回路へのFGS流を設定し；
ii.  定常状態で末端呼吸（tidal）CO2濃度（PETCO2）を測定し；
iii.  閾値を超えたPETCO2の上昇が観察されたのち、患者内でのCO2の再循環時間に等しい時間が経過するまで、回路へのFGS流を、呼吸毎に又は連続的に漸進的に低下させ；
iv.  2つのライン間の交点の時点でのFGS流の速度としてVAが：
a.  定常状態の平均PETCO2；
b.  再循環時間まで上昇が開始した後、PETCO2値に適合させたライン；
からなる；
ことを特徴とするもの。
【請求項４３】
呼吸回路を使用して肺胞換気(VA)を特定するための方法であって：
i.  呼気において、呼気したガスが吸気ガスから分離した状態に保たれる、
ii.  吸気において、VEがFGS流よりも大きいとき、被験者はFGSガスを最初に吸気し、ついで吸気のバランスのため、実質的にSGSであるガスを吸気する；
ことを特徴とし；
この方法が：
1.   体重、温度、性別、その他当業者に公知のパラメータに基づいて被験者の予備的最小VAを計算すること；
2.  定常状態PETCO2が達成されるまで、患者の安静VEよりも大きい豊富なFGS流を提供すること；
3.  推定されたVAより下のFGS流を設定することにより、再循環時間と短い又は等しい時間、計算された予備VAより、好ましくは丁度直ぐ下のVAxにVAを当て嵌めること；
4.   PETCO2x、もしも平衡末端換気値が再循環時間内に到達したときは平衡時の末端呼吸CO2濃度を測定し、さもなければ、これを再循環時間内での末端呼吸CO2値の指数関数的上昇から外挿された末端呼吸CO2の平衡値とすること；
5．  指定された時間に亘ってPETCO2の閾値変化より小さく識別されるものとして、定常状態PETCO2が到達されるまで、FGS流をVEより上に設定し、ここで、実際の閾値および時間はテストの環境に従ってユーザーにより規定され、更に当業者により判定されるものであること；
6.  再循環時間より短い、又は再循環時間と等しい時間に亘り、計算されたVAより下(好ましくは直下)のFGS流を設定することによりVAｙにVAを当て嵌めること；
7.  もしも平衡末端換気値が再循環時間内に到達したときは平衡時の末端呼吸CO2濃度、PETCO2ｙを測定し、さもなければ、PETCO2ｙを再循環時間内での末端呼吸CO2値の指数関数的上昇から外挿された末端呼吸CO2の平衡値として計算すること；
8． PETCO2対FGS流のグラフに、点(PETCO2ｙ、VAy)および（PETCO2x、VAx）をプロットし、これら2つの点を接続することにより形成された線を外挿して、PETCO2-安静時PETCO2で水平線を交差させ、交差点でのFGS流がVAと判定すること；
からなることを特徴とするもの。
【請求項４４】
判定されたVAを、定常状態において、VCO2をVAx FETCO2として計算するのに利用する請求項42又は43記載の方法。
【請求項４５】
以下の計算によりデファレンシャルFick式を使用して心拍出量Qを計算する方法：
i.  請求項44の方法を用いてVCO2を計算する；
ii. 再循環時間より短い、又は等しい時間において、FGS流をVAより下の値に変更することにより、VAの遷移段階の変化をVA'に当て嵌める；
iii. VCO2'＝VA'ｘPETCO2'を計算すること（ここで、PETCO2'は、もしも平衡末端換気値が再循環時間内に到達したときは、平衡時の分別末端呼吸CO2濃度であり、さもなければ、これは再循環時間内での末端呼吸CO2値の指数関数的上昇から外挿された末端呼吸CO2の平衡値である）。
【請求項４６】
上記Fick式のPETCO2値を、Kim Rahn Farhi法を使用してPaCO2で置換し、PETCO2-PaCO2勾配を特定する請求項44記載の方法。
【請求項４７】
以下の方式によりデファレンシャルFick式を使用して心拍出量Qを計算する方法：
i.  被験者の小さい換気（VE）よりも大きい割合で回路へのFGS流を設定する；
ii.  再循環時間より短い、又は等しい時間において、FGS流を値VA1（患者の体重、温度、性別、他の当業者に公知のパラメータに基づいて予め計算されたVA(VA.prelimとして表す)よりも下である値）に変化させることにより肺胞換気VA1を当て嵌める；
iii.  VCO21＝VA1ｘPETCO21を計算すること（ここで、PETCO21は、もしも平衡末端換気値が再循環時間内に到達したときは、平衡時の分別末端呼吸CO2濃度であり、さもなければ、これは再循環時間内での末端呼吸CO2値の指数関数的上昇から外挿された末端呼吸CO2の平衡値である）;
iv.  被験者の小さい換気（VE）よりも大きい割合で回路へのFGS流を設定し、定常状態PETCO2が到達されるまで待機する；
v.   再循環時間より短い、又は等しい時間において、FGS流をVA.prelimより下の値VA2に変化させることにより肺胞換気VA2を当て嵌める；
vｉ.  VCO22＝VA2ｘPETCO22を計算すること（ここで、PETCO22は、もしも平衡末端換気値が再循環時間内に到達したときは、平衡時の分別末端呼吸CO2濃度であり、さもなければ、これは再循環時間内での末端呼吸CO2値の指数関数的上昇から外挿された末端呼吸CO2の平衡値である）;
vii.  Fick式中のVCO22、VCO2１、PETCO22、PETCO21の値を使用して、心拍出量を計算する。
【請求項４８】
上記Fick式のPETCO2値を、Kim Rahn Farhi法を使用してPaCO2で置換し、PETCO2-PaCO2勾配を特定する請求項47記載の方法。
【請求項４９】
PVCO2-oxyを計算する方法であって、
i.  VAを判定すること；
ii. VAに等しい逐次ガス移送呼吸回路中のFGS流を設定し、CO2およびPETCO2の吸気濃度を測定すること；
iii. 一連の呼吸、好ましくは5回で再循環時間よりも長くない回数（Fisherにより記述されているように）について、逐次ガス移送呼吸回路中のFGS流をVAより下に設定し、CO2およびPETCO2の吸気濃度を測定すること；
iv.   Fisherにより記述されているように吸気および呼気濃度の値を使用してPVCO2-oxyを計算すること；
からなることを特徴とする方法。
【請求項５０】
判定されたVAを利用して、定常状態におけるVO2をVAx（PIO2-FETO2）として計算する請求項42又は43記載の方法。
【請求項５１】
呼吸回路を使用して小さい換気(VE)を特定するための方法であって：
i.  呼気において、呼気したガスが吸気ガスから分離した状態に保たれる、
ii.  吸気において、VEがFGS流よりも大きいとき、被験者はFGSガスを最初に吸気し、ついで実質的にSGSである吸気のバランスを吸気する；
ことを特徴とし；
この方法が：
v.  被験者の小さな換気(VE)よりも大きい割合で回路へのFGS流を設定し；
iii.  呼吸回路中のFGS貯留バッグが最初に潰れるまで（このバッグが最初に潰れたときのFGS流はVE）、呼吸毎に又は連続的に回路へのFGS流を漸進的に低下させる；
ことからなることを特徴とする方法。
【請求項５２】
解剖学的死腔を計算する方法であって；
a.  請求項42-50のいずれかの方法によりVEおよびVAを計算すること；
b.  呼吸の割合を測定すること；
c.   解剖学的死腔=(VE-VA)/呼吸の割合を計算すること；
ことからなることを特徴とする方法。
【請求項５３】
以下の要素を利用する上記請求項の改良された装置および方法：
a)  FisherのアプローチがPvCO2-oxyを判定するために使用され、（又は）
b)  Kim Rahn Farhiのアプローチが；
i)   PvCO2-oxy
ii)  真のPvCO2
iii) PaCO2
iv)   真のPvCO2プラス混合静脈ヘモグロビンO2飽和を判定するためパルスオキシメータからの情報
を判定するために使用され、（又は）
c)  GedeonおよびOrrのデファレンシャルCO2Fick手法が；
i)   PvCO2-oxy
ii)  Q
iii) VCO2
iv)  VCO2'
v)    デファレンシャルFick法を行うためVCO2を減少させながら収集されたデータから、Kim Rahn Farhi法から判定されるPaCO2を使用して判定されるPETCO2-PaCO2勾配
の任意の組合せを判定するために使用され、（又は）
d)  Qが、CO2Fick法を使用する部分的再呼吸の間に行われるKim Rahn Farh法を介して判定され、ここで、
i)  VCO2はここに開示された新規な方法を用いて、又は用いずに計算される
ii) CaCO2およびCvCO2が、Kim Rahn Farh法によりそれぞれ得られるPaCO2およびPvCO2から判定される；（又は）
e)  呼吸率（RQ）の計算が、PETCO2/(PIO2-PEO2)として判定される；
ここで、上記装置および方法はQおよび他の指摘したパラメータの非常に正確な非侵襲的判定に利用される。
【請求項５４】
Q、VAを判定し、VCO2、PvCO2-oxy、真PvCO2、PaCO2、肺分流、解剖学的死腔および混合静脈血中のO2飽和を計算するための改良された方法又は装置であって、公知の方法および装置と比較してこれらの判定および計算の正確性を増大することができ、かつ、必要に応じて完全自動化が可能なものであり、以下の事項を具備することを特徴とする：
i)   FGS流を逐次ガス移送呼吸回路に設定し、Fick式を利用する上記判定のための2セットのデータを生じさせること；
ii)   PETCO2-PaCO2勾配を、同一被験者で得られた2つの独立した値から計算すること；
iii) Kim Rahn Farh法を利用して、FGSを減少させる期間を完全又は部分的呼吸保持に真似ること（ここで、各呼吸のPETCO2は逐次肺胞サンプルに相当する）；
これらにより所望のパラメータを計算するためのより関連するデータが与えられる。
【請求項５５】
FGS流を実質的にVAに等しく、かつ、実質的にVAを制御させるべく提供する手段を含み、それによりQおよび例えば請求項4に関連した上記説明又は図示の他の関連するパラメータの計算を可能にすることを特徴とする換気回路。
【請求項５６】
明細書に開示した回路を利用し、呼吸速度に依存することなく上記回路へのFGS流を減少させることによりQおよび前記請求項で述べた他の関連するパラメータの計算をFick式又はKim Rahn Farh法を介して行い、それらの判定を行うための方法および装置。
【請求項５７】
PVCO2-oxyおよび真のPVCO2から計算されたCO2量を利用し、CO2量、O2飽和およびPCO2間の公知の関係に基づき、混合静脈血のO2飽和を判定するようにしたことを特徴とする方法又は装置。
【請求項５８】
指を介して赤外線光を照射することにより測定を行う非侵襲的パルスオキシメータにより決定される動脈O2ヘモグロビン飽和が、肺動脈中のO2飽和値と共に利用され、分流血液の部分（肺末梢毛管中に十分に酸素付加された血液があるものと仮定して）を計算するようにした前記請求項１ないし５７のいずれかに記載の方法又は装置。
【請求項５９】
心拍出量QTの判定との関連で下記関係式：
QT= QP＋QS
を介して肺活量QPを判定するのに使用される分流血液の区分QSを判定するのに使用される前記請求項１ないし５８のいずれかに記載の方法又は装置。
【請求項６０】
混合静脈血中のヘモグロビンの酸素飽和の判定を利用して患者の心不全、敗血症ショックなどの病気を明らかにするのに利用される前記請求項１ないし５９のいずれかに記載の方法又は装置。
【請求項６１】
変数を制御、活動、測定し、それを判定するため、少なくとも1つのコンピュータとの関連で、ゲージ、制御装置、コンピュータ補助装置を使用して自動化された前記請求項１ないし６０のいずれかに記載の方法又は装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は肺を介して、総心拍出量、肺血流、シャント血流、解剖学的死腔並びに肺胞死腔、真の混合静脈O2飽和、真の混合静脈PCO2、PaCO2を非侵襲的に計算するための方法に関する。更にこの方法は、換気している被験者、すなわち、一回呼気量および呼吸回数の変化が見られる場合でも、自然に呼吸している被験者に対し行うことができる。被験者はこのテストを行うために換気亢進又は呼吸保持などの呼吸操作を行う必要はない。
2006517813.tif 000003
なお、本願明細書及び特許請求の範囲中には上記以外にも記号、上部の「・」「−」が省略されたものを含む。
【背景技術】
【０００２】
1.   心拍出量の重要性
患者の心拍出量(Q：心臓により毎分汲みだされる血液量)を判定する医師の能力は患者の病気の重さを評価する上で重要である。直接又は間接的にQを測定するための種々の装置および方法が知られている(表1参照)。診療において最も一般的な方法はGainsらにより確立された熱希釈法（1）である。市販のカテーテル(発明者の名前をとってSwan-Gainsカテーテルと呼ばれている)には複数のルーメンと、埋設したサーミスターと、先端のバルーンとが設けられている。この方法では、カテーテルが皮膚を貫通して、大きな中心静脈、例えば内頸静脈、鎖骨下静脈、橈側皮静脈、大腿深静脈へと挿入される。カテーテル先端のバルーンを膨らますと、血流と共に心臓の右心室まで運ばれ、ついで肺動脈へと運ばれる。人体の外側に留まるカテーテルの一部には電気センサーが取着され、これらセンサーにより、カテーテルの先端が位置する部分の肺動脈の圧力および温度が判定される。Qの計算には、既知の温度の冷水の一定量のカテーテルの１つのルーメンへの注入が必要であり、このルーメンはカテーテルの長手方向に沿う一部に開口部を有する(通常、右心房中のカテーテルの一部)。カテーテルの先端のサーミスターはこの冷水が血液により運ばれたときの温度の変化を記録する。暖かい血液により冷水の冷たい塊が希釈される程度がカテーテルの先端での温度変化の時間経過の分布を決定する。これは心拍出量測定のための熱希釈法（TDQ）と呼ばれるものである。
【０００３】
このTDQの人気は、カテーテルが一旦配置された後の使用の容易性によるものである。しかし、カテーテルの配置および維持には可なりの危険と、費用を伴う。Swan-Gainsカテーテルの挿入は複雑であり、しばしば、頚動脈、鎖骨下静脈の破裂と、それに伴う内出血、心臓発作、緊張性気胸症、右心室破損、慢性不整脈(致命的な心室細動)および肺動脈の破裂などを生じさせ、致命的となる。皮膚バリアを犯す異物として、肺動脈カテーテルは血液由来の感染の源としての定常的脅威となり、これは心臓弁、人工関節および他の移植組織に対し非常に大きい危険となる。このような感染は重病および死亡につながる医学的災難となる。更に、TDQ測定のための肺動脈カテーテルの使用は非常に高価となる。なぜならば、重病介護看護および医療スタッフが継続的に存在する集中治療施設への入室を要するからである。このような危険にも拘らず、この方法は依然としてQ測定のための理想的な方法ではない。なぜならば、Fick法(下記参照)と比較して10%も大きくQを過大評価してしまう傾向があるからである。更に、最大の正確性を確保するためには、その不正確性なるが故に、繰返しの測定が必要となる。繰り返される単一の測定値の変動は約22％であり、これを3回の測定の平均をとることにより10%に減少させることができる(2)。単一の熱希釈による測定は真の値のプラスマイナス33%になると考えられる(3)。
【０００４】
カテーテルを所定位置に維持するための高価な費用と危険性のため、実際に可能な限り迅速に、しばしば主たる心臓手術後の24-48時間以内に除去される。カテーテルが提供する情報が依然として臨床的に有用であり、患者が再発の有意な危険性に曝されていない思われるよりもずっと以前に、カテーテルを除去してしまうことがしばしば行われる。もしも、患者の健康が悪化したときは、カテーテルの再挿入についての決定をしなければならない。
【０００５】
Qをモニターする自動化非侵襲的方法は、以下の臨床シナリオのおいて非常に有用である。
【０００６】
a)  手術中又は手術後のモニターのため肺動脈カテーテル手法を定常的に行っている選択された低いリスクの患者。
b)   Qを知ることが臨床的に重要である患者であるが、肺カテーテルの挿入の危険性および費用のため、それを行うことが妥当でない場合で、これには入院患者、外来患者、緊急室又は医師のオフィスにいる患者が含まれる。
c)   肺動脈カテーテル挿入の更なる危険性が保障されないほど病状の厳しい患者。
d)  小さく、軽い非心臓外科手術を行っている高い又は中程度の心臓病危険率の患者。
e)   非心臓病を有する重病患者。
f)  大きなストレスを伴った手術を受けている比較的健康な患者。
g)  Qの必要性が臨床的に示されているが、肺動脈カテーテルの使用に必要な専門技術および重要な介護施設へのアクセスがない場合。
h)  高血圧症および心臓麻痺などのための心臓血管治療に対する応答をモニターするための手段。
i)  心肺状態の非侵襲的診察試験として。
j)  心血管適合性を評価するための手段として。
【０００７】
これらの多くの適用性にも拘らず、Q測定の非侵襲的方法は臨床的に広く受け入れられていない。最も一般的に研究されている方法として、BCGバイオインピーダンス(Imhoff, 2000(4))およびパルス波ドップラー食道音波ホログラフィーがある。これらの方法は、良好な繰返し適性(5-12)および熱希釈法又はFick法のいずれかと良好な適合限界を有するが、被験者の集団についてのみ適用可能である。これらの方法は、外科患者、敗血症ショック、運動又は心臓性ショックに見られるような非常に高い又は低いQ状態のような病気の患者には適用できない。
【０００８】
2.  背景生理学および用語の定義
静脈血液は、減少した酸素(O2)および増加した(CO2)レベルを伴って筋肉および器官から心臓の右側へ戻される。人体の種々の部分からの血液は心臓の右側で混合され、肺動脈を介して肺へ汲み出される。肺動脈中の血液は混合した静脈血液として知られている。肺中において、血管は小さな血管のネットワークに分散され、これらが肺胞と呼ばれる小さな肺嚢を囲んでいる。この肺胞を囲む血管のネットワークは、分圧勾配に沿う拡散によるガス交換のための大きい表面積を提供する。空気が肺に吸入されると、これが前回の呼吸の終りにおいて肺胞に残されていたCO2を希釈し、それにより肺胞に到達した混合静脈血液(PvCO2)中のCO2(PCO2）の分圧と、肺胞のPCO2(PACO2）との間の圧力勾配を確立する。CO2が混合静脈血液から肺胞に拡散し、血液中のPCO2を減少させ、同時に肺胞中のPCO2を増大させる。これは肺胞毛細血液中のPCO2と、肺胞中のPCO2との間に平衡が確立するまで継続される。血液はついで、肺静脈を介して心臓の左側へ戻り、左心室により動脈系へ汲出される。動脈血液(PuCO2)中のPCO2はいまや肺胞中のものと同一となる。被験者が空気を吐き出したとき、その最後の気体は肺胞からのものと考えられ、従って同時に肺の毛管および肺胞中のPCO2を反映するものであり、この気体中のPCO2はエンドタイダル（end-tidal）PCO2(PETCO2）と呼ばれる。
【０００９】
1分間当り呼吸する空気の量、又は分当り換気量（VＥ）は、気道開口部(鼻又は口)で測定され、L/分で表される。吸気した気体量が肺胞へ分配され(ガス交換に付される)、これが肺胞換気(VA)と呼ばれ、これもL/分で表される。ガス交換に付されなかったVＥの一部は死腔換気と呼ばれる。これは解剖学的死腔並びに肺胞死腔に分割される。解剖学的死腔は気管および鼻並びに口から肺胞に至る気体導入管からなり、肺胞死腔は、換気されているが、血液で灌流されていない肺胞をまとめて指すものである。
【００１０】
通常の呼吸の間のVＥは、肺にもたらされたCO2を除去するのに必要なVAを提供する。このVＥはフィードバックシステムにより制御されPaCO2を約40mmHgの設定レベルに保持する。定常状態条件下で、肺からCO2が吐出される速度(VCO2)はCO2が肺に導入される速度に等しく、これは言い換えれば代謝的CO2生産に等しい。我々は定常状態を、肺でのCO2の流動がCO2生産に等しく、VCO2、PvCO2およびPaCO2が安定に維持される状態として定義する。もしVCO2が低下すると、肺胞を通り過ぎる混合静脈血液からのCO2抽出が減少し、その結果、その血液が動脈系に到達したときPaCO2が増大する。血液が人体を横切るとき、更なるCO2を取り上げ、先の通路でのものよりも高いPCO2を伴って肺動脈へ戻ることになる。VCO2の変化と、混合静脈循環中のPCO2の上昇を伴った血液の再現との間の時間は再循環時間と呼ばれ、これは安静している被験者において一般に20-30秒を要する。
【００１１】
3.  Fick等式
非侵襲的にQを測定するための呼吸に基づく方法が、肺を横切る任意の物質の質量バランスを示すFick等式により記述されている。Fick法は当初は肺血流を判定するための方法としてO2について記述されたものである。Fick関係式は、肺によるO2摂取が、肺動脈と全身的動脈O2量との差x Qに等しいことを示している。血液量はもともと血液サンプルから侵襲的に得なければならなかった。同じ関係がCO2についても言える。CO2をトレーサーとして使用する利点は、混合静脈および動脈血のCO2量を非侵襲的に判定することができるということである。CO2についてのFick質量バランス式は次の通りである。
【００１２】
2006517813.tif 000004
【００１３】
ここで、Qは心拍出量、VCO2は肺でのCO2の除去率、CvCO2およびCaCO2は混合静脈および全身動脈のCO2量をそれぞれ示す。VCO2は呼気した気体の設定時間での収集およびその容量およびCO2の濃度の測定によって測定することができる。CaCO2は、終末気体流（PETCO2）のPCO2から得られる動脈のPCO2(PaCO２)の見積りを用いて計算することができる。ヘモグロビン濃度(静脈血サンプル又は指から採血した血から容易に得ることができる)および血液PCO2とCO2量（標準的な生理学的テストから得られる）との間の関係はついで、CaCO2を計算するのに使用される。
【００１４】
しかし、CvCO2を見積もることは困難である。混合静脈血（PvCO2）のPCO2は判定することが困難である。なぜならば、真の混合静脈血は肺動脈中のみに存在し、これを表面からアクセスすることができないからである。肺中の空気は混合静脈血と密接しているが、CO2は、平衡が確立する前に混合静脈血から肺胞へ急速に拡散する。従って、呼気した気体のPCO2はこの平衡PCO2を反映しており、混合静脈血のPCO2を反映するものではない。PvCO2は呼気した気体から判定することができるが、これは継続的に補充される混合静脈血で十分な平衡が得られた場合にのみ、又は呼気した気体中のPCO2からPvCO2を逆算し得る制御された条件下で部分的平衡が得られた場合にのみ可能となる。従って、再度の呼吸の間に、肺胞の気体はリフレッシュされることはなく、混合静脈血は継続的に肺胞を通過して平衡が確立され、それによりPETCO2が混合静脈血中のPCO2を反映することになる。
【００１５】
しかし、このシナリオにおいても、PCO2は肺動脈中に存在するものとは異なる。肺動脈中の血液は比較的低いPO2を有する。ホールデーン（Haldane）作用のため、低いPO2は、比較的低いPCO2においてCO2がヘモグロビンにより運ばれることを可能にする。混合静脈血が肺胞中の気体に曝されたとき、O2は血液中に拡散し、ヘモグロビンと結合し、ヘモグロビンにおける或るCO2量について必要なPCO2を増大させる(ホールデーン作用の相補的作用)。肺胞の気体のPvCO2との完全な、又は部分的な平衡に基づく全ての方法は、その平衡が、ヘモグロビン中のCO2量が混合静脈血におけるものと同じであるがヘモグロビンがO2で飽和している場合に存在するであろうところの仮想のPCO2に対するものであることを考慮したものである。我々はこれを、酸素付加混合静脈PCO2(PvCO２-oxy)と呼ぶことにする。PCO2と、血液中のCO2量との関係が知られているから、CvCO2を、真のPvCO2(例えば、肺動脈血サンプルから得たもの)およびPvCO２-oxy（下記の非侵襲的方法の或るものから得たもの）から計算することができる。PvCO２-oxyは実在せず、混合静脈血に即時に酸素吸入し、肺胞に二酸化炭素を拡散することによって想定される架空の符号である。CvCO２もそれぞれ同様である。
【００１６】
４．  再呼吸-平衡化法
PvCO２-oxyを測定する１つの方法がCollierにより1956年に紹介され、これは平衡化法として知られている。バッグに高濃度（〜10-13％）のCO2で予め満たし、被験者にこのバッグに対し急速に息を吐かせおよび吸わせ、口元でPCO2をモニターする。このテストの目的は、バッグの容積と、バッグのCO2濃度との組合せを見出すものであって、バッグ中の気体が肺内（健康なヒトの場合、呼吸の終りにおける肺内の残留気体中のCO2濃度は〜5.5％である）のものと混合させることにより、肺内のCO2の分圧が混合静脈血内のものと等しくなるということである。PCO2追跡セグメントの平坦なセグメントは、吸気したPCO2と、呼気したPCO2とが等しいことを示している。真のPvCO２-oxyを識別するため、再循環によりPvCO２-oxyが上昇する前に、この平坦なセグメントは最初の3-4回以内の呼吸で発生するはずである(図8参照)。
【００１７】
4.1.1  平衡化法の利点
カプノグラフ(capnograph)の読みはPvCO２-oxyで平衡化させたガスのものであり、計算又は外挿法から得た値ではなく、直接的に測定された値として考えることができる。
【００１８】
4.1.2  平衡化法の限界
4.1.2.1  バッグ内のCO2濃度はバッグのサイズ、患者の肺の容積およびPvCO２-oxyに依存する。この最後の要素は未知の値である。従って、バッグ内のCO2濃度は患者に対し個別的に行わなければならず、試行錯誤により見出される。この方法は従って、完全に自動化することは困難である。
【００１９】
4.1.2.2  実際に、適当な終点の特徴(PCO2の平坦域)は主観的なものなので、適当な平坦域の識別を自動化することは困難である。
【００２０】
4.1.2.3  バッグからの再呼吸の実施は機械的に換気されている患者において困難であり、従ってこのような患者に対しては適当ではない。
【００２１】
4.1.2.4  10-13％のCO2を含む空気を吸気することは非常に不快であり、殆どのヒトは耐えることができない。特に、息を切らしている又は運動不足のヒトにとって不快である。
【００２２】
4.1.2.5  この方法は外部源のCO2を必要としている。この事は大規模の試験設備を必要とし、扱い難い。  
【００２３】
4.1.2.6  この方法は、バッグ内および肺内の気体を完全に混合させるために、血液再循環が行われる前に被験者が換気亢進を行うことを必要とする。この要件はこの操作を行うことができる被験者、この程度の協力を提供できる被験者に限定されることになる。このことは厳しい肺疾患の患者、若過ぎるヒト、又は協力するには余りにも錯乱しているヒト又は余りにも病んでいるヒトが除外されることになる。
【００２４】
4.1.2.7  この試験は、可なりの量のCO2を被験者の肺内へ負荷させ、同時に試験期間において血液からCO2が離れるのを防止する。これは被験者にとって、負の結果をもたらす。
4.1.2.7.1  この試験に続いて、被験者が換気亢進を行い、適用されたCO2負荷および試験の間に除去されなかった代謝的に生産されたCO2の量を除去しなければならない。これは、肺疾患の被験者又は現存する代謝CO２負荷に対処するため可なりの努力を既にしている被験者にとって、可なりの負担を課すものとなる。
4.1.2.7.2  この試験に続く換気亢進の期間はCO2を除去するのに必要である。これは或る被験者にとって実施することが困難であり、従って、彼らのPCO2が減少するまでの或る時間、呼吸困難を生じさせることがある。
4.1.2.7.3  この試験の繰返しは、余分のCO2が除去され、ベースライン状態が再度確立されるまで遅らす必要がある。
4.1.2.7.4  この試験自体が被験者に苦痛をもたらし、Qを変化させることもある。
【００２５】
5.  再呼吸-指数関数的方法
この技法においては、CO2の少量がバッグ内に収容され、被験者はこのバッグから再呼吸することが求められる。継続的呼吸のPETCO2はPvCO２-oxyに向って指数関数的に上昇する。この上昇する指数曲線がついで、これらの呼吸のPETCO2に合致し、PvCO２-oxyと想定される漸近値を予測させる（図9参照）。
【００２６】
5.1   指数関数的方法の利点
5.1.1  患者による呼吸操作を必要としない。
5.1.2  この試験を行うことに際し、患者へのCO２負荷が小さい。
【００２７】
5.2   指数関数的方法の限界
5.2.1  これは間接的試験であり、PvCO２-oxyが直接的に測定されるものでなく、試験により得られたデータから計算されるものである。
5.2.2  CO2の代謝生産が、肺およびバッグのサイズと比較して小さいので、PCO2の上昇は長時間に亘って生じることになる。これは再循環の前において、指数曲線からの正確な外挿のための有用なデータ点の数を著しく制限することになる。
5.2.3  単一の指数関数を使用して漸近線を外挿するため再呼吸の間に部分的平衡化を使用する、この方法および他の方法の最も重要な制限は、その方法の根底をなす仮定が正確でないことである。事実、この方法は2つの異なる数学的側面を生じさせる。その１つは肺からバッグへのCO2の洗い出しの指数関数的減少であり、他の１つは血液から肺-バッグ混合物へ放出されたCO2の蓄積の指数関数的増大である(13)。肺-バッグシステム中の気体が十分に混合されて初めて、2つの指数関数が単一の指数関数へ帰着される。その時までは、単一の指数関数から外挿するための適当なデータを提供することのできる非常に少ない(仮にあったとしても)呼吸が、再循環の前に採取できるに過ぎない。
【００２８】
5.2.4   CO2レベルの継続的上昇はこの試験を意識のある患者、特に運動をしている、又は重病患者にとって不快にさせる。
5.2.5  バッグからの再呼吸の実行は、機械的に換気されている患者において困難であり、従ってこのような患者に対しては適当ではない。
【００２９】
5.2.6  この方法は外部源のCO2を必要としている。この事は大規模の試験設備を必要とし、扱い難い。
【００３０】
5.2.7  この試験は、可なりの量のCO2を被験者の肺内へ負荷させ、同時に試験期間において血液からCO2が離れるのを防止する。被験者に対するCO2の負荷の程度は、平衡化方法よりも小さいが、上述の平衡化方法についての項目で略述されている被験者に対する否定的結果を考慮する必要がある。
【００３１】
5.2.8  或る程度のCO2を用いて再呼吸をプライミングすることにより、全てのデータ点が漸近線に隣接しているから漸近線の予測量を改善することができるが、CO2の濃度の増大により不快さが増幅し、その制限が平衡化方法について先に略述したものに近づいている。
【００３２】
6.0   最初にPvCO２-oxyを計算することなくQを計算する
1980年にGedeonは、PvCO２-oxyを計算する必要性を回避することができる微分Fick法を介して換気している患者におけるQを計算する方法を記述している。この方法の根底をなす仮定は、再循環時間(約30秒)より少なく継続する肺のCO2除去および肺胞PCO2（PACO2）のステップ変化の間にQおよびPvCO2が変化しないであろうということである。Gedeonは、換気装置の1回換気量又は呼吸頻度設定のいずれかを減少することにより肺のCO2除去を減少することを提案している。この方法の改良として、Orrらは、換気装置と、患者の気道との間にデッドスペースを一時的に介在させ、前の呼気を再呼吸する過渡的期間を生じさせることにより換気装置の設定を変えず肺のCO2除去を減少させることを提案している。
【００３３】
6.1   Gedeon/Orr法の理論的ベース
この方法は、制御された条件下で換気している被験者に適用され、この場合、CO2除去およびPETCO2が測定される。再循環時間より短い時間でのCO2除去における過渡的変化からなる試験操作が行われ、得られた“平衡” PETCO2が記載される。この試験の間でQおよびPvCO２-oxyは、制御条件から変動しないと想定される。これら2つの条件についてのFrick式は以下の通りとなる。
【００３４】
2006517813.tif 000005
ここで、VCO2'は試験の間における肺でのCO2流、CaCO2'は対応する新規なCO2の動脈含量である。これら2つの等式を組合せてFrick式の微分式が得られる。
【００３５】
2006517813.tif 000006
ここで、Δは“差異”。PaCO2及びPvCO２-oxyが同一のCO２解離曲線上にあるから、CO2の分圧でCO2量を置換することができ、それにより以下の式が得られる。
【００３６】
2006517813.tif 000007
ここで、SはCO２解離曲線の勾配である。従来の非侵襲的CO2ベースFrick法のように、この微分Frick法はPETCO2の測定を介してPaCO2を予測することに依存している。しかし、PvCO２-oxyの計算を必要とする代わりに、微分Frick式は、試験の期間に亘ってPvCO２-oxyが変化しないことを前提としており、VCO2およびVCO2'並びにPaCO2及びPaCO2'(PETCO2から)の測定量を使用し、この等式における残る未知の値：Qを計算する。
【００３７】
6.2   Gedeon/Orr法の利点
6.2.1  主たる利点はPvCO2を計算する必要がないことである。
6.2.2  デッドスペース(死腔)法を使用してVCO2を変化させる場合、呼吸パターンの変更は必要ではない。
6.2.3  理論的には、この方法を完全に自動化することができる。(現在の市販の形態においては、介在させたデッドスペースのサイズは依然として手動で変更しなければならない)。
【００３８】
6.3   Gedeon/Orr法の限界
自然に換気している被験者に対しOrr法を適用する場合、多くの制限がある。
6.3.1  自然に換気している被験者において、呼吸のサイズおよび呼吸頻度について可なりの息毎の変動があり、しばしばPETCO2に変動が生じる。このことは以下の点で問題を生じさせるものである。
【００３９】
6.3.1.1   PETCO2およびPETCO2'の識別。末端呼吸値を平均化し、微分Frick法においてベースラインPETCO2として使用されるPETCO2を識別するためにベースラインの長時間の測定を要する。テストフェーズは約30秒、一般に5回の呼吸、を超えて継続することができない(再循環のため)。これは正確な平均PETCO2'を判定する時間が残されていない。観察のための長期化したベースライン期間の間において、患者の状態が変化することがある。
【００４０】
6.3.1.2   VCO2の計算。PETCO2の変動はCO2除去の変動に関係するが、その関係はPETCO2により一貫的に反映されるものではない。例えば、被験者が平均的安静時呼吸サイズで安静状態で呼吸していると仮定すると、より小さな呼吸の介在はより低いPETCO2を生じさせるが（肺胞ガスの末端呼吸サンプルに対するより小さな寄与のため）、その呼吸からのCO2除去は低下することになる。反対に、より大きい呼吸は安静時の呼吸と同じPETCO2を生じさせるが、より多い量のCO2が除去される。商業用の自動化Gedeon法（NICO2、Novametrics Medical System, Wallingford, CT、米国）はO2が除去された呼吸を呼吸毎に測定するもので、従って、VCO2を測定するために測定値を継続的に平均化しなければならない。流量(呼吸タキメーターを用いて)およびCO2濃度（キャプノグラフを用いて）の連続的測定値の実時間積分によりVCO2を計算するNICO2法は、潜在的誤差を伴う。すなわち、異なる時間的遅延および時定数でのこれら2つの信号の積分における小さな誤差はVCO2の計算においてより大きな誤差を生じさせる。更に、呼吸サイズおよびCO2濃度の変動性が大きければ大きいほど、VCO2の正確な推定値のために必要な測定時間がより長くなる。
【００４１】
6.3.2  VCO2'の計算。VCO2の安定な一時的変化は、意識して自然に換気している患者では達成することはできない。
【００４２】
6.3.2.1  死腔を介在させ、PCO2を上昇させることにより、自然呼吸をしている意識被験者を刺激し、PETCO2が回復するまで被験者のVEおよびVCO2を増加させる。
【００４３】
6.3.2.2  呼吸期の間の呼吸サイズおよび頻度の如何なる変動（自然呼吸をしているヒトにおける正常な発生）も、その期間におけるVCO2を変化させる。吸気の間において、死腔ガスが最初に吸い込まれ、その後に新鮮なガスが吸い込まれる。呼吸サイズ又は頻度の減少は吸入される新鮮なガスの量を減少させる（従って、その呼吸のためのVCO2）。呼吸サイズ又は頻度の増大は肺胞へ送られる新鮮なガスの量を増加させる。
【００４４】
6.3.2.3  各々の呼吸は独立した事象であり、先行する呼吸でのVCO2の変動を後の呼吸で補償する生来の方法は存在しない。従って、その方法を履行させるため、テストの間において呼吸サイズおよび頻度が絶対的に一定となるように確保するための方策が採られなければならない。上記のNICO2法はそのような組込み側面を有しない。従って、その方法は、麻痺した、又は機械的に換気されている患者など、正確に均一な呼吸パターンを有する患者にのみ使用される。
【００４５】
6.3.3   PETCO2- PaCO2勾配の識別。GedeonおよびOrr法は、PETCO2とPaCO2との間の一定の勾配の確立を仮定、又は予定している。肺の種々の部分への新鮮なガスの分配および任意の１つの呼吸の変動によるPETCO2の変動は、CO2ガス交換の総体的状態を反映するものではない。他方、このような変動は、CO2の総体的ガス交換を反映し比較的一定に維持されるPaCO2に反映されない。従って、PETCO2の変動も、制御された制御下でのPETCO2- PaCO2勾配の定量化を混同させる。Orr法はこれらの制限を修正する多くの等式を与えているが、これらの等式は経験的なもので、特定の患者に対し必ずしも適用することができない。例えば、これらは、不規則な呼吸があるか否かについて適用される。
【００４６】
再呼吸が生じるテスト時期でのPETCO2- PaCO2勾配は未知である。大きな肺胞死腔の存在下(多くの病気の患者において通常発生する)において、PETCO2- PaCO2勾配は再呼吸時期の間で変化する。Orr法はこれを修正する幾つかの等式を与えているが、肺胞死腔の容積が未知であるから、特定の患者に対するその式の適用可能性は不明である。このことはPaCO2'の計算の正確性を更に減少させる。
【００４７】
Orr/Gedeon/NICO2法によりQ(VCO2、VCO2’、PETCO2、PETCO2'およびPaCO2')を計算するのに必要な項のそれぞれを決定するための操作は実行が困難であり、自然呼吸しているヒト又は動物に見られるような呼吸の振幅又は頻度の変動の存在下で測定誤差を生じ易い。
【００４８】
Gedeon/Orr/レスピロニクス(respironics)により実行されているようにデファレンシャルFick法により計算されるパラメータは肺血量（Qp）である。例えば、Qの幾つかを循環路(上大静脈、右心房、右心室、肺動脈)の右側から、肺を経由することなく循環路の左側へ分流させたとき、肺血量は総心拍出量（Qt）よりも小さくなるであろう。これは“分流”（Qｓ）と呼ばれている。健康な成人において、静脈血の約5％が肺をバイパスする(分流血と呼ばれる)。先天的心臓疾患、ある種の先天的心臓疾患の外科的修復、肺炎、肺浮腫、喘息、肺拡張不全、成人呼吸障害症候群、肥満、妊娠、肝臓疾患などの多くの病気においては、より大きい分流が発生する。デファレンシャルFick法は、Qの計算において、この分流した血量を含んでおらず、他の経験的修正がその説明のためになさねばならない。
【００４９】
7.0  Kim-Rahn Farhi法
7.1  理論：
酸素付加混合静脈PCO2(PvCO2-oxy)並びにPvCO2およびPaCO2を計算する方法として特異な手法がKim、RahnおよびFarhiにより提案されている（J.Appl.Physiol. 21:1388-44, 1966）。これは再循環時間に等しい期間に亘って、O2の吸気、息の保持、呼気をゆっくりと行うパラダイムに基づいている。この呼気の時間において、混合静脈血からのCO2が肺胞中に拡散され、O2が吸収される。この混合静脈血中の赤血球内の低PO2が、ヘモグロビンにより運ばれるCO2の量を最大にする。肺胞からの酸素は赤血球中に拡散し、PO2を上昇させ、ヘモグロビンのCO2に対する親和性を減少させる（ホールデーン効果）。これによりヘモグロビン上の結合部位からCO2が開放され、肺胞への拡散に供される。呼吸を保持することにより、CO2が肺胞内に蓄積され、肺胞PCO2(PACO2)が上昇し、この上昇は血液からの拡散のための勾配が最早提供されなくなるまで継続される。（このPCO2は酸素付加混合静脈PCO2(PvCO2-oxy)として知られている）。しかし、PACO2がPvCO2よりも大きい限り、O2は拡散し続ける。肺毛管血液中のPO2がPACO2と平衡となる以前において、摂取に利用できるO2の量と比較して比較的少量のCO2が、PvCO2-oxyに到達するために、肺胞中に拡散することを要求されるに過ぎない。言い換えれば、肺胞中のCO2の混合静脈血との平衡は、O2のものよりも可なり以前に生じることになる。
【００５０】
O2およびCO2の双方が同一の物理量内に含まれるから、短時間における各ガスの濃度変化は、同じ時間でのそのガスの流量を反映するものである。従って、短時間におけるPCO2のPO2に対する割合は呼吸率RQ（血液から肺胞へのCO2の拡散速度を、肺胞から血液へのO2の吸収速度で割ったものとして定義される）を反映することになる。このRQは、肺胞へのCO2の拡散速度が最大となる呼吸の始まりで最初に最も高くなり、肺胞のPCO2がPvCO2-oxyと等しくなったとき、ゼロに近づく。In vitroでの研究において、RQ＝0.32のとき、PACO2は真のPvCO2と等しくなり、RQが患者の定常状態RQ(一般に〜0.8)に等しいとき、PACO2はPaCO2と等しくなる。
【００５１】
7.2  試験方法
このテストを行うために提案されている方法は、被験者が100％O2の最大呼吸を吸気し、非常に徐々に、かつ、最大に呼気することを要する。この呼気の間において、呼気されたガスが採取され、PO2およびPCO2の双方について連続的に分析される。PO2がPCO2に対しグラフとして表され、RQが、下記の種々のPCO2値で曲線の接線の瞬時の傾斜から計算される。
【００５２】
RQ  ＝[ 傾斜-(FeO2*傾斜)- FeCO2]/[1-(FeO2*傾斜)- FeCO2]
【００５３】
これらのRQ値がついで、各PCO2データ点に対しプロットされ、その結果、上述のT.S.Kin, H.RahnおよびL.E.Farhiの図4,5に示すような直線的関係が生じることになる。
【００５４】
7.3  この方法の利点
7.3.1  これは真のPvCO2を計算することができる唯一の公知の非侵襲的方法である。
7.3.2  この方法は、PETCO2とPaCO2との間の勾配を仮定することに基づかないPaCO2の見積りを提供するものである。
7.3.3  この方法により発生したデータは混合静脈血のO2飽和を計算するのに使用することができる。
【００５５】
7.4   Kim-Rahn Farhi呼吸保持方法の制限
この方法の主な制限は、被験者が、大きい肺活量を有すること、呼吸を保持すること、長い時間に亘って呼気することが要求されることである。、肺炎、成人呼吸障害症候群、慢性閉塞性肺疾患、喘息、肥満、外傷、腹部および胸部手術、精神的錯乱状態、妊娠および多くの他の病気を有する患者は、大きい呼吸をする能力において可なりの制限を受ける。患者は呼吸保持時間および呼気の率について協力することが要求される。病気を患った多くの患者、運動している被験者、子供などはこれを満足に行うことができない。この方法は自動化すること、又は換気中の患者について行うことが非常に困難である。
【００５６】
8.0  Fisher法
8.1  理論：
定常状態において、被験者がもしPvCO2-oxyと等しいPCO2を吸い込むとすると、ガス交換のための勾配がなくなり、吸込んだPCO2（PICO2）と、吐き出したPCO2（PECO2）との間のPCO2の差はゼロとなる。肺胞に拡散されるCO2の容積は、PICO2と、PECO2との間の差が最も大きくなったとき、すなわち、PICO2がゼロのとき、最大となる。肺胞のPCO2（PACO2）の変化が、肺胞に拡散されるCO2の容積と正比例し、肺胞に拡散される容積が勾配と正比例するから、PICO2と、PECO2との間の差は、PICO2と逆比例することになる。言い換えれば、PECO2と、PICO2（PECO2-PICO2）と差をPICO2に対しグラフにすると、直線状になる。通常、被験者は室内の空気(PICO2がゼロ又はO2)を呼吸するから、対照PETCO2はグラフ上で最初の点を与える。被験者がPCO2の一定値を有するガスを吸気するとき、再循環のための時間を超えない平衡期間の終りにおけるPETCO2が第2のデータ点を提供することになり、これは、PICO2がPvCO2-oxyと等しいX軸を横切る直線を規定するのに使用することができる。
【００５７】
8.2  試験方法：
被験者は非再呼吸弁を介して呼吸する。吸息リムに新鮮なガス又はPCO2を伴ったテストガスが提供される。試験を行うため、約1再循環の間、吸気ガスが対照ガスからテストガスに切換えられる。このテストガスのPICO2、試験直前（PICO2がゼロのとき）のPETCO2、および再循環前の最後の息のPETCO2がPvCO2-oxyを計算するのに使用される。
【００５８】
8.3  先に開示され従来のFisher法の利点：
8.3.1  CO2の低い吸気濃度、例えば１％は、データ点を発生させるのに適当であり、従って、被験者は大きいCO2負荷をとる必要はない。
8.3.2  このFisher方法は、一次関数からPvCO2-oxyに外挿するから、データ点が漸近線への外挿のための指数曲線に当て嵌められる部分的再呼吸試験と比較して、計算が容易であり、より正確である。
8.3.3  PICO2は如何なる値でもよく、ガスの正確な混合は要求されない。
【００５９】
8.3.4  動脈PCO2値を推定することにより、動脈血サンプルから（PaCO2）を得ることができる。例えば、この方法は単に肺血流ではなく、総Qを測定するものである。
8.3.5  被験者は息保持又は呼吸亢進などの呼吸操作を行う必要はない。
8.3.6  この方法は再呼吸を必要としない。従って、O2レベルはテスト全体に亘って安定に留まり、捕捉的O2は必要としない。
【００６０】
8.4   Fisherの制限：
8.4.1  自然に呼吸している被験者において均一な呼吸サイズが保証されない。試験時の後期での呼吸サイズ又は呼吸頻度の変化がPETCO2に影響を与え、従って、PvCO2-oxyの計算に影響を与える。更に、被験者がCO2を含むガスを吸込むとき、より大きい又はより頻度の大きい呼吸をとるよう刺激を受ける。
【００６１】
8.4.2  この試験はCO2の外部源を必要とする。CO2はCO2のタンクおよびガスブレンダーを介して、又はプレミックスガスのタンクを介して供給される。もし、2以上のテストガスを必要とする場合は、追加のガスを混合する装置、又は1以上の追加タンクが必要となる。これはコスト的に好ましくなく、試験方法を複雑にし、試験装置の大きさ、重量の増大を招く。
8.4.3  自然呼吸している、又は機械的に換気されている患者の双方に有効な自動化システムを構築しようとすると、非常に複雑となる。
8.4.4  呼吸の一定数について、既知で一定のPICO2を与えるため、現在入手可能な換気装置、麻酔機又は呼吸回路を採用するための簡単な方法がない。
8.4.5  回路からCO2を除去するCO2アブソーバーの存在下で特に、テストガスおよび麻酔ガスの双方が入るサークス回路を介して呼吸している麻酔患者に、この技法を採用することは困難である。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００６２】
従って、本発明の主な目的は、心拍出量(Q)を非侵襲的に判定するための改良された方法および装置であって、換気している被験者、自然呼吸している被験者、あるいは全身麻酔下で外科手術しているものなど制御された換気下におかれている被験者などに利用することができるものを提供することである。
【００６３】
本発明の他の目的は、肺胞換気（VA）の非侵襲的判定、少量のCO2生産（VCO2）、酸素付加混合静脈PCO2(PvCO2-oxy)、真混合静脈PCO2(真PvCO2)、肺分流、解剖的死腔、動脈PCO2の非侵襲的計算を、従来公知の非侵襲的方法および装置よりも可なり正確に行うことを目的とした改良された方法および関連装置を提供することである。
【００６４】
本発明の更なる他の目的は、患者の心不全、敗血症ショックなどを明らかにするのに利用することができる混合静脈血の酸素飽和（SvO2）を非侵襲的に計算する方法を提供することである。
【００６５】
本発明の更なる他の目的は、Q, VAの判定、並びにVCO2、PvCO2-oxy、真PvCO2、肺分流、解剖的死腔の計算を非侵襲的、かつ、完全自動化様式で行うことを目的とした改良された方法および関連装置を提供することである。
【００６６】
本発明の更なる他の目的は、以下に説明する本発明の概要および好ましい具体例の詳細な説明から当業者にとって明らかになるであろう。
【課題を解決するための手段】
【００６７】
本発明は、分流に関係なくQの全てを計算するための方法および装置、更に、肺分流、解剖的死腔および肺胞死腔、真混合静脈O2飽和、真混合静脈PCO2およびPaCO2を計算するための方法および装置を提供するものである。更に、この方法および装置は換気中の被験者、自然呼吸している被験者、一回呼気量および呼吸回数に可なりの変化が見られる被験者、あるいは麻酔下で手術を行っている被験者に対しても実施することができる。被験者はこのテストを行うために換気亢進又は呼吸保持などの呼吸操作を行う必要はない。
【００６８】
本発明の１つの形態によれば、Q, VAの判定、並びにVCO2、PvCO2-oxy、真PvCO2、PaCO2、肺分流、解剖的死腔の計算を行うことを目的とした改良された方法および関連装置が提供される。この方法および関連装置によれば、公知の方法および装置で得られる判定の正確性を更に改善することができると共に、これらの判定および計算のための種々の方法の完全な自動化が可能となる。
【００６９】
この新規な方法は：
1．僅かな換気（VE）、一回呼気量および/又は呼吸回数の変化に対し鈍感であり、従って、この方法は自然に呼吸している被験者に対し実施することができる。
2．デファレンシャルFick手法を行う他の非侵襲的自動化法と比較して構築するのに以下の点で単純であり、より安価である：
a.  患者の回路と活性的に係合するための機械的に活性化される弁を必要としない。
b.  流れを測定するのに呼吸気流計を必要としない。
c.  介在した死腔の手動の調整を必要としない(従って、全体的に自動化することができる)。
d.  装置は成人の全てのサイズに同一となる(1つのサイズで全てに適合する)。
【００７０】
3．多くの逐次ガス移送呼吸(SGDB)回路に適合する。SGDB回路は、吸気の間において肺への2つのガスセットの逐次移送を提供する。ガスセットは1又はそれ以上のガスと蒸気とからなる。第1のガスセット（FGS）は吸気の始まりから提供され、FGS流およびVEに依存して吸気の任意の時点で終了することができ、この時点で第2のガスセット（SGS）の移送と共に吸気が継続される。Qおよびここに記載した他の生理学的パラメータを測定するために、FGSからSGSへの明確な移行があり、これらガスセットの混合がないことが望ましい。吸気の後期の間でのFGSとSGSとの僅かな混合は、測定結果および計算結果の正確性を減少させることになる。数学的修正を行い、FGSとSGSとの混合の作用を少なくすることができるが、全ての状況においてその作用を完全に打ち消すことはできない。従って、FGSをSGSから分離する呼吸回路が好ましい。
【００７１】
4．データの発生および提示は、制御 (機械的)換気および再呼吸については実質的に同一であり、従って、テストを行うため、およびデータを分析するためのアルゴリズムは実質的に同一でもよい。  
【００７２】
5．１つの再循環の間において平衡定常状態を設定することができ、従って、実証されていない推定に基づく多重の修正を要するものよりも、むしろPETCO2についての値が真の測定値となる。
【００７３】
6．１つの再循環の間において新たな定常状態PETCO2の測定が可能となり、PvCO2が不変であるというデファレンシャルFick法のアプローチの根底をなす仮定を現実化させる。
【００７４】
7．一回呼吸量の変化の肺胞換気に対する作用を減少させる。
8．肺血流量の測定しつつ、肺胞PO2を維持することができる。
9．吸気および呼気したCO2又は呼吸ガスの流れの呼吸毎の量を測定することを要することなく全ての計算が可能である。
【００７５】
本発明の１つの形態によれば、ここに実質的に記載されているように肺胞換気（VA）を確定するための改良された装置および方法が提供される。好ましくは、この確定されたVAは、VAｘPETCO2としてVCO2を計算するために利用される。なお、ここでPETCO2は末端呼吸ガス中のCO2の分圧である。
【００７６】
改良された装置および方法の1具体例において：
a)  FisherのアプローチがPvCO2-oxyを判定するために使用され、（又は）
b)  Kim Rahn Farhiのアプローチが；
i)   PvCO2-oxy
ii)  真のPvCO2
iii) PaCO2
iv)   真のPvCO2プラス混合静脈ヘモグロビンO2飽和を判定するためパルスオキシメータからの情報を判定するために使用され、（又は）
【００７７】
c)  GedeonおよびOrrのデファレンシャルCO2Fick手法が；
i)   PvCO2-oxy
ii)  Q
iii) VCO2
iv)  VCO2'
v)    デファレンシャルFick法を行うためVCO2を減少させながら収集されたデータから、Kim Rahn Farhi法から判定されるPaCO2を使用して判定されるPETCO2-PaCO2勾配
の任意の組合せを判定するために使用され、（又は）
【００７８】
d)  Qが、CO2Fick法を使用する部分的再呼吸の間に行われるKim Rahn Farh法を介して判定され、ここで、
i)  VCO2はここに開示された新規な方法を用いて、又は用いずに計算される
ii) CaCO2およびCvCO2が、Kim Rahn Farh法によりそれぞれ得られるPaCO2およびPvCO2から判定される；（又は）
【００７９】
e)  呼吸率（RQ）の計算が、PETCO2/(PIO2-PEO2)として判定される；（又は）
f)   PaCO2が、動脈血サンプルの分析、動脈化静脈サンプル、経皮PCO2電極又は当業者に公知の他の方法を介して直接判定される。
ここで、上記装置又は方法は、Qおよび他の示されたパラメータの非常に正確な非侵襲的判定のために利用することができる。
【００８０】
本発明の他の形態によれば、VAおよびVCO2の判定、並びにQ、PvCO2-oxy、真PvCO2、PaCO2、肺分流、解剖的死腔および混合静脈血中のO2飽和の計算を行うための改良された方法および関連装置が提供される。この方法および関連装置によれば、公知の方法および装置と比較して判定および計算の正確性が更に改善されると共に、必要に応じて、当業者に公知の自動化手段を使用することにより、これら判定および計算の完全な自動化が以下の事項について可能となる。
【００８１】
i)   FGS流のSGDB回路へのステップ変化を与えることによりVCO2にステップ変化を誘起させることにより、安静時のコントロールデータを用いて、デファレンシャルFick式を利用する上記判定のための2セットのデータを生じさせる；（又は）
ii)  SGDB回路のFGSにおけるCO2の分圧を変化させ、安静時のコントロールデータを用いて、Fisher又はデファレンシャルFick式を利用する上記判定のための2セットのデータを生じさせる；（又は）
iii) SGDB回路において、FGS流を変化させ、又はFGSにおけるCO2の分圧を変化させることにより、完全又は部分的呼吸保持に似せさせ、ここでKim Rahn Farhi法が利用され、各息のPETCO2は逐次肺胞サンプルと同等となる；
これにより、所望のパラメータを計算するための、より関係するデータが提供される。
【００８２】
本発明の更に他の形態において、解剖的死腔に入る少量のガスおよび肺胞に入りガス交換に利用可能な少量のガス（VA）を特定するため、ガスセットの逐次的移送を使用するための換気回路および方法が提供される。後に、FGS流をVAと実質的に等しく、又はVAよりも小さく設定することによりVAを実質的に制御する。ついで、VAの段階的減少が、FGS流の段階的減少により誘起され、その結果、末端呼吸ガス、例えばCO2に対する作用が、先の背景技術などの項で説明したQおよび他パラメータの計算に使用することができる。
【００８３】
更に他の形態において、ここに説明した任意のSGDB回路を利用することによりQおよび他の示されたパラメータを判定するための方法および装置が提供される。すなわち、呼吸速度とは関係なく、上記回路へのFGS流を減少したり、上記回路へのFGSのPCO2を増大し、それによりデファレンシャルFick式および/又はFisher法および/又はKim-Rahn-Farhi法を介して計算することができる。
【００８４】
好ましくは、前記方法および装置は、PvCO2-oxyおよび真PvCO2から計算されるCO2量を利用し、CO2量、O2飽和、PCO2間の公知の関係を用い、混合静脈血のO2飽和が判定される。
【００８５】
1実施例において、上記方法および装置が以下のように利用される。すなわち、指を介して赤外線光を照射することにより測定を行う非侵襲的パルスオキシメータにより決定される動脈O2ヘモグロビン飽和が、Kim-Rahn-Farhi法により計算される肺動脈中のO2飽和値と共に利用され、分流血液の部分（肺末梢毛管中に十分に酸素付加された血液があるものと仮定して）が計算される。
【００８６】
好ましくは、上記方法および装置は、全心拍出量QTの判定との関連で分流血QSの部分を決定するのに利用され(Kim-Rahn Farhi法により決定される、又は動脈血の分析から得られる、又は経皮PCO2判定から決定される、又は当業者に公知のFick式の項としてPaCO2を利用して)、肺血流QP(Fick式におけるPETCO2を利用する)は、以下の関係式を介してQS、心拍出量を判定するのに利用することができる。
【００８７】
2006517813.tif 000008
【００８８】
好ましくは、混合静脈血（SaO2）中のヘモグロビンのO2飽和を判定するためのここに開示した方法、装置は敗血性ショック又は心臓不全などの患者の状態を解明するのに利用される。
【発明を実施するための最良の形態】
【００８９】
図７を参照すると、この装置は以下の構成要素を有する。
1)  呼吸回路(202)であり、この呼吸回路は好ましくは以下のような特徴を有する。すなわち、呼気において、呼気したガスが吸気ガスから分離した状態に保たれ、吸気において、VEが第1のガスセット（FGS）の回路への流れよりも大きいとき、被験者はFGSガスを最初に吸気し、ついで第2のガスセット（SGS）ガス、好ましくはCO2を含むSGSを吸気する。この場合、SGSは殆ど先に呼気したガスであってもよい。任意のSGDB回路をその特徴に従って多かれ少なかれ利益を伴って使用することができる。幾つかの代替構造およびQおよび上記の関連するパラメータの測定に関するそれらの特別の利点および欠点を以下に概説する。
【００９０】
2)  ガスサンプルライン(204.1)であり、これは患者/回路界面でのCO2、O2などのガスの濃度をモニターし、濃度(204.2)に対応する電気信号を好ましくは出力するガス分析装置(204)に通じている(関心のあるガスが例えばO2およびCO2の場合、“#17500 O2およびCO2分析器セット(Vacumed, Ventura CA,米国))。
【００９１】
3)  精密ガス流コントローラ(200)であり、好ましくは、1又はそれ以上の加圧ガス(酸素、空気、CO2)の流れを単独又は組合せで制御することができ、更に手動で又は自動システム、例えば人工知能(例えば、Voltekガス流コントローラ；Voltek社、トロント、カナダ)を介してセットできるものである。
【００９２】
4)  FGS源(201)であり、好ましくはO2および/又は空気（CO2を伴い、又は伴わず）を含むものである。
5)  呼吸の状態を識別するための手段(205)であり、例えば、患者/回路界面(205.1)又は回路の他の部位での圧力を採取するためのチューブを有する電気的圧力センサーを使用し、感知された圧力に応じて電気的信号を発生するものである。このような手段は電気信号(205.2)を与えるものである。呼吸の状態は人工知能によるガスセンサー出力の分析から判定するものでもよい。
【００９３】
6)  コンピュータ又は人工知能(207)であり、ガス分析装置(204)および圧力変換器(もし存在する場合)からの信号を記録し、記憶し、分析し、Qおよび生理学的パラメータの計算などのガス分析、呼吸状態の判定、コンピュータスクリーン上の情報表示、ガスのタイミング、シーケンスおよび流れを含むガス流コントローラ(200)の制御に関する指示の所定のセットを含む。
7)  上記装置は、 Qおよび他のパラメータ、 例えばVA、VCO2、PvCO2-oxy、真PvCO2、PaCO2、肺分流、解剖的死腔の非侵襲的測定および判定のために利用することができる。
【００９４】
呼吸回路の詳細な説明：
図5は呼吸回路を示すもので、これは弁を含むマニホールドと、FGS貯留バッグと、患者から離間した呼気ガス貯留バッグとを有し、FGS、次に、VEがFGSFを超えたときSGSの逐次的移送を提供するものである。この改良により、患者用マニホールドの嵩を減少させ、激しい呼気によるSGSがFGSと混合する可能性を排除させる。
【００９５】
更に、図5を参照すると、患者(38)はY型コネクター(40)を介して呼吸をする。弁(31)は吸気弁であり、弁(33)は呼気弁である。弁(35)は呼気弁(33)をバイパスするバイパスリム(34)中のバイパス弁であり、吸気弁(31)より大きい開放圧を有する。これら弁(35,33)は、呼気リム(39)上にある限り、所望により患者側マニホールドに近い、又は遠いところに配置してもよい。しかし、好ましい例においては、これらは患者から遠く配置され患者側マニホールドの嵩を減少させる。吸気弁(31) は、吸気リム(32)上にある限り、所望により患者側マニホールドに近い、又は遠いところに配置してもよい。好ましい例においては、吸気弁(31) は同じく患者から遠く配置されル。FGSはポート(30)を介して回路に導入される。
【００９６】
機能：
呼気の間において、回路中の圧力が増大すると、吸気弁(31)およびバイパス弁(35)が閉じられる。ガスは呼気リム(39)に向けられ、逆止弁(33)を通って呼気ガス貯留バッグ(36)内に導入される。過剰のガスはポート(41)を介して呼気ガス貯留バッグ(36)内に排出される。FGSはポート(30)を介して導入され、FGS貯留部(37)を満たす。吸気の間、吸気弁(32)が開放され、FGS貯留部(37)およびFGSポート(30)からのFGSが吸気リム(32)に入り、患者へと送られる。もし、FGSFがVEよりも小さいとき、呼吸が終わる前にFGS貯留部(37)が空になり、呼吸努力を継続することにより、回路内の圧力が更に減少することになる。バイパス弁(35)が開放圧に到達したとき、開放され、呼気ガス貯留バッグ(36)からのガスが呼気リム(39)に導入され、呼吸のSGSとのバランスが補償される。
従って、FGSFがVEよりも小さいとき、被験者はFGSを、次にSGSを吸気し、FGSの汚染は生じない。
【００９７】
図3Bは図5に示す回路の別例を示すもので、受動呼気弁(33)、呼気バイパスリム(34)および呼気リムバイパス弁(35)が、吸気貯留部の圧潰によりトリガーされる制御弁で置換されている。図3Bを参照すると、制御弁(401)が、患者用ポート(10)と呼気貯留バッグ(18)との間の呼気リム(16)の任意の箇所に配置される。患者のVEが吸気の間においてFGSFを超えたとき、貯留バッグ(20)は潰れることになる。これは圧力の急激な減少として、感圧手段(405)によりポート(406)を介して検出される。感圧手段(405)は例えば2cmH2O圧の変化を検出することができる電子圧力変換器であってもよい。この直後に、制御手段(403)により弁(401)が開放される。この制御手段(403)は電磁弁を作動させる電子信号であってもよい。これにより当業者に公知のようにバルーンバルブの減圧、圧潰がもたらされ、吸気のバランスのためSGSが吸気されることになる。呼気の間において、患者は呼気チューブ(16)を介し、弁(401)を通り、SGS貯留部(18)内に呼気する。呼気の終端において、これが圧力減少として感圧手段(405)により検出され、弁(401)が制御手段(403)により閉塞される。この制御手段(403)は電磁弁を作動させる電子信号であってもよい。これにより当業者に公知のようにバルーンバルブの加圧、膨張がもたらされる。
【００９８】
図5および図3Bの回路は、患者用マニホールドの嵩を減少させ、激しい呼気によるSGSがFGSと混合する可能性を排除させる点で、Fisher回路を超える利点を提供するが、以下のような欠点を有する。すなわち、FGS貯留部(20,37)を空にし、患者が吸気のバランスのためSGSを呼吸しているとき、この回路はSGSを単独で移送せず、SGSとFGSとの混合を移送する。FGSは回路中に流入しつづけ、吸気により引っ張られ、逆止吸気弁(31,3)を通り、FGSガスが吸気リム(32,14)から吸入されることになる。心拍出量の測定に必要なデータの発生を最適化するため、FGS貯留部の最初の圧潰の後の吸気のバランスのために、FGSをFGS貯留部(20,37)に再度向けさせる必要がある。これにより患者がSGSを呼吸する吸気期間においてSGSとFGSとの混合が防止される。図5および図3Bに示す回路の心拍出量の測定に関するこの制限は、Fisher回路と共通するものである。
【００９９】
図3Dは、SGSが患者に送られているとき、FGSによるSGSの汚染を防止する改良した回路を示している。図3Dを参照すると、FGS制御弁(400)が、FGSポート(12)と吸気弁(11)との間の吸気リム(14)の或る箇所に加えられる。ポップオフ弁(425)が、その近傍のFGS制御弁(400)側の吸気リムに接続されている。呼気の間において、ガスが患者用ポート(10)から呼気逆止弁(15)を通り、呼気リム(16)を下がり呼気貯留バッグ(18)へ送られる。過剰のガスが呼気貯留バッグ(18)の入口から遠い開口部(19)から排出される。FGSは新鮮ガスポート(12)を介して一定流量で回路に導入される。吸気逆止弁(11)が呼気の間において閉じられたとき、新鮮なガスが新鮮ガス貯留バッグ(20)内に蓄積される。吸気の間において、ポート(12)およびFGS貯留部(20)から流入するFGSが吸気弁(11)を通り患者に導入される。もし、FGSFがVEよりも小さいとき、FGS貯留バッグ(20)が潰れ、感圧ポート(406)に接続された感圧手段(405)により検出される。FGS制御弁(400)が弁制御手段(403)を介して閉じられ、バイパスリム(13)内の弁(17)が開放され、先の呼気ガスが患者に向けられる。FGS制御弁(400)が閉じられたとき、吸気のバランスの間に回路内に導入されたFGSFがFGS貯留部(20)にのみ向けられ、吸気のバランスのためSGSを受けている患者には向けられない。FGS制御弁(400)は、呼気の始まりから次の吸気直前までの任意の時間で再度開放させることができる。FGS制御弁(400)は任意の型の弁であってもよいが、好ましくは、当業者に公知のバルーン弁などの自動化手段により制御可能な活性弁を使用する。貯留バッグ(20)がいっぱいになったとき、ポップオフ弁(425)が開放され、貯留バッグ(20)の過剰充満を防止する。
【０１００】
図5Aに示す回路は図5に示す回路と類似するものであるが、感圧手段(405)、ポート(406)および弁制御手段(403)と共にFGS制御弁(400)が付加されている点で異なり、これは逆止吸気弁(31)から遠く、FGS流入ポート(30)に近い回路(32)の吸気リムに加えられている。同様に、感圧手段、ポートおよび弁制御手段と共にFGS制御弁を、図3Bに示す回路の吸気リム(14)に、逆止吸気弁(31)から遠く、FGS流入ポート(12)に近い箇所に追加し、同様の結果、すなわちVEがFGSFを超え、FGSF貯留バッグが空になったとき、FGSによるSGSの汚染の防止を期待することができる。
【０１０１】
我々は2つの更なる回路を提供するものであり、これらは感圧手段(405)、ポート(406)および弁制御手段(403)と共にFGS制御弁(400)をFisherの回路および図5に示す回路に付加したものであり、図3Eおよび図5Bにそれぞれ示すように受動逆止吸気弁(11,31)を除去したものである。これらの回路は図3Dおよび図5Aに示すものと、吸気の間でのFGSとSGSとの完全な分離に関して同様に機能する。このような回路において、吸気の間において、FGS制御弁(400)が、FGS貯留部(20,37)が空になるまで、開放され、ついで閉じられ、その結果、吸気のバランスの間に回路に導入される追加のFGSFは貯留バッグ(20)にのみ向けられ、患者には向けられない。患者が吸気を継続するとき、バイパス弁(17,35)が開放され、患者は吸気のバランスのためSGSを吸入することができる。
【０１０２】
図5,3B,5A,5B,3C,4Bに示されているように、FGSおよびSGSの逐次的移送の損失を生じることなく患者から離れた箇所に弁を配置させることのできる、これら回路のそれぞれの別例では別体の吸気リムおよび呼気リムが、図6に示すように同軸的に配置させた吸気および呼気リムで置き換えられている。図6Aは本発明の好ましい例を示している。すなわち、回路の弁は図5Aに示す回路のように構築され、吸気リム(59)および呼気リム(51)が同軸的に配置されるいう改良を有する。これらリム(51、59)が同軸となっているから、一方のリムがチューブの或る長さに亘って他方の内部に収容され、その長手方向の或る点でこれらリムは分離され、その結果、呼気リム(51)は呼気ガス貯留部(54)に繋がり、吸気リム(59)はFGS貯留部(56)に繋がっている。これは図5に示す回路と比較して2つの重要な利点を有する。
1.  単一のチューブが患者のインターフェースに接続されているから、病人の管理が容易となる。
2． 呼気リム(51)内に含まれる熱が、吸気リム（59）を介して導入されるFGSを加温する。
3． もし、内側チューブが湿気を通過させるがガスを通過させない材質(例えばNafion)からできている場合、湿気交換も同様に促進させ、それによりFGSが僅かに加湿され、もし、SGSが湿気を帯びたものの場合、患者にとってより呼吸する際に快適なものとなる。
なお、同軸チューブはここに記載されたSGDBの如何なるものにも使用することができる。
【０１０３】
好ましい例の説明：
図6Aを参照すると、患者用ポート(50)がY型コネクターなしに吸気リム(59)および呼気リム(51)に直接開放されており、ここでこれらリムは同軸的に配置されている。弁(31)は吸気弁であり、弁(33)は呼気弁である。弁(35)はバイパスリム(34)中のバイパス弁であり、このバイパスリム(34)は呼気弁(33)をバイパスし、弁(35)は吸気弁(31)よりも大きい開口圧を有する。これら弁(35,33)は好ましくは呼気リム(51)上で患者から遠く配置させ、患者用インターフェースの嵩を減少させるようにする。吸気弁(31)も呼気リム(59)上で患者から遠く配置させるのが望ましい。FGSはポート(30)を介して回路に導入される。FGS制御弁(400)は、ポート(30)と吸気弁(31)との間の吸気リム(59)上に位置している。FGS貯留バッグ(37)がポート(30)を越して患者から遠い吸気リム(59)に接続されている。SGS貯留バッグ(36)は、呼気弁(33)およびバイパス弁(35)を越して呼気リム(51)上の患者から遠くに箇所に位置している。過剰の呼気ガスがポート(41)を介して大気中に排出される。感圧手段(405)が感圧ポート(406)に接続され、感圧ポート(406)は患者用ポート(50)および弁制御手段(403)に接続されている。感圧ポート(406)は、吸気弁(31)と患者用ポート(50)との間、又は呼気弁(33)と患者との間の任意の箇所で、同軸の吸気(59)および呼気リム構造(51)に接続されていてもよい。ポップオフ弁(425)が、その近傍のFGS制御弁(400)側の吸気リムに接続されている。
【０１０４】
機能：
呼気の間において、回路中の圧力が増大すると、吸気弁(31)およびバイパス弁(35)が閉じられる。ガスは呼気リム(51)に向けられ、逆止弁(33)を通って呼気ガス貯留バッグ(36)内に導入される。過剰のガスはポート(41)を介して呼気ガス貯留バッグ(36)内に排出される。FGSはポート(30)を介して導入され、FGS貯留部(37)を満たす。吸気の間、吸気弁(31)が開放され、FGS貯留部(37)およびFGSポート(30)からのFGSが吸気リム(59)に入り、患者へと送られる。もし、FGSFがVEよりも小さいとき、呼吸が終わる前にFGS貯留部(37)が空になり、呼吸努力を継続することにより、回路内の圧力が更に減少することになる。バイパス弁(35)が開放圧に到達したとき、開放され、呼気ガス貯留バッグ(36)からのガスが呼気リム(39)に導入され、呼吸のSGSとのバランスが補償される。FGS貯留部(37)の空が当業者に公知の電子圧力変換器などの感圧手段(405)により検出され、感圧手段(405)は感圧ポート(406)に接続されている。FGS制御弁(400)、例えば当業者に公知のバルーン弁が弁制御手段(403)(例えば、当業者に公知の電子的に作動される電磁弁により制御されるガス圧へのアクセス)を介して閉じられる。FGS制御弁(400)が閉じられたとき、吸気のバランスの間に回路に導入される追加のFGSFが貯留バッグ(20)にのみ向けられ、吸気のバランスのためSGSのみを吸気している患者には向けられない。FGS制御弁(400)は、呼気の始まり(感圧手段（405）により圧力の逆転により感知される)から次の吸気直前(呼吸回路内の圧力変化により感知される)までの任意の時間で再度開放させることができる。FGSがVEを超えたとき、ポップオフ弁(425)が貯留バッグ(20)の過剰充満を防止する。
従って、FGSFがVEよりも小さいとき、被験者はFGSを吸気し、FGSの汚染は生じない。
【０１０５】
換気されている患者のための回路の使用：
ここに開示されているSGDBの任意のもの、並びにFisher回路を、制御された換気下で患者に使用することができる。この場合、FGS貯蔵部(20)および呼気ガス貯留部(18)が硬質容器(21)内に収容される。この容器(21)は、回路(24)の吸気リムおよび回路(25)の呼気リムのためのポートおよび図4に示すように換気装置(22)の患者用インターフェースとの接続のためのポートを有する。図４において、吸気リム(500)はここに記載したSGDB回路の任意のものの吸気リムを表し、呼気リム(501) はここに記載したSGDB回路の任意のものの呼気リムを表す。FGS貯蔵部(20)および呼気ガス貯留部(18)が硬質気密容器内に収容され、従って、呼気リム(501) はポート(24)を介して回路に導入され、呼気リム(501) はポート(25)を介して回路に導入され、それによりこれらリムの外側の結合部はこれらポートの内面と気密シールが形成されている。更なるポート(22)が任意の換気装置(23)のY部材との接続のために設けられている。換気装置から脱離することにより、この回路を自然呼吸している患者に対し使用することができる。換気装置の吸気状態の間において、容器(21)内の圧力が上昇し、FGS貯蔵バッグ(20)および呼気ガス貯留バッグ(18)の内容物を同じ圧力にさせる。吸気弁の開口圧力が、受動バイパス弁を使用する回路のためのバイパス弁(例えば、図2,3,5,5B,5A,3E,3D)のものよりも小さいため、FGS貯蔵部(20)が優先的に空にされる。FGS貯蔵部(20)が空になったとき、容器(21)および呼気ガス貯留部(18)内の圧力がバイパス弁(35,17,206)を開放させ、呼気ガス貯留部(18)が空になり始め、SGSが患者に送られる。回路中の吸気リム中の活性的に係合した制御弁(400)を使用する回路に対し、弁開放検出手段(407)（例えば、閉じた電子回路(図示しない)の一部である弁の開放により押し開けられる電子回路）が呼気バイパスリム中の逆止弁（35,17,206）の開放を検出する。FGS制御弁(400)がついで閉じられ、次の吸気状態の間にFGS貯留部が圧潰するまで、FGSがFGS貯留バッグに向けられる。
【０１０６】
換気装置の呼気状態の間において、換気装置の呼気弁が開放され、容器(21)内の内容物が大気圧に曝され、患者は呼気ガス貯留部(18)中に呼気することができ、FGSはFGS貯蔵バッグ(20)中に流れることができる。従って、吸気の間において換気制御下でFGSおよびSGSが逐次的に吸気され、FGSとSGSとの混合は如何なる時点でも生じない。
【０１０７】
図4Bは図6Aで示した好ましい回路で使用される上記構造の換気装置を示している。これは換気されている患者のための好ましい例である。
【０１０８】
従来の標準的麻酔サークル回路と、ここに開示した回路との主な相違は、ここに開示した回路では、呼気ガス貯留部(18)とFGS貯蔵部(20)の双方が硬いボックス内に配置されていることである。ここに開示した弁構造では、VEがFGSFを超えたとき、FGSついでSGSが逐次的移送される。標準的麻酔サークル回路では、例えCO2吸収装置が回路から除かれたとしても、このことは生じない。
【０１０９】
第2のガスセットの変更を伴うQおよび関連する生理学的パラメータの計算のための回路：
図7はSGSを変更する能力を維持しつつ、心拍出量を測定するための好ましい回路を示すもので、以下の構成要素からなっている。
200    患者用ポート
201    3ポートコネクター
202    呼気リム
203    呼気弁
204    バイパス路上のキャニスターであり、空になるようスイッチすることでき、CO2吸収結晶、ゼオライト、チャーコール又は麻酔薬をろ過できる同様の物質、又は一酸化炭素をろ過するためのホプカライト(hopcalite)を収容している
205    バイパス管
206    吸気弁(219)のものよりも若干大きい開口圧を有する逆止バイパス弁
207    SGS貯蔵バッグ
208    気密状態で回路の呼気リム導入のための硬質容器中のポート
209    呼気ガス貯蔵部からの呼気ガスのための排気ポート
210    2方向手動弁であり、硬質ボックス(216)内のガスが、換気装置のY型部材(211)又は換気バッグ(212)およびAPL弁(213)からなる手動換気アッセンブリーと連通するように切換えることができる
211    換気装置のY型部材
212    換気バッグ
213    APL弁
214    硬質ボックス(216)中の換気ポート
215    FGS貯蔵部
216    硬質ボックス
217    気密状態で回路(220)の呼気リム導入のための硬質容器中のポート
218    FGS流入ポート
219    吸気弁
220    吸気リム
221    キャニスター(204)近傍のバイパスリム
400    活性FGS制御弁
403    弁制御手段
407    バイパス弁開口感知手段
【０１１０】
回路の麻酔回路としての機能：
自然換気のため、3方向弁(210)が硬質容器(216)と、換気バッグ(212)およびAPL弁(213)からなる手動換気アッセンブリーとの間で開口する。患者が呼気したとき、回路内の圧力増加により吸気弁(219)およびバイパス弁(206)が閉じられる。呼気ガスは呼気リム(202)に向けられ、逆止弁(203)を通ってSGS貯蔵バッグ(207)へ送られる。FGSはポート(218)を介して導入され、FGS貯蔵部(215)を満たす。吸気の間、吸気弁(219)が開放され、FGS貯留部(215)およびFGSポート(218)からのFGSが吸気リム(220)に入り、患者へと送られる。もし、FGSFがVEよりも小さいとき、呼吸が終わる前にFGS貯留部(215)が空になり、呼吸努力を継続することにより、回路内の圧力が更に減少することになる。バイパス弁(206)が開放圧を超えたとき、開放され、呼気ガス貯留部(207)からのガスがキャニスター(204)を介して再呼吸リム(221)に導入され、呼吸のSGSとのバランスが補償される。バイパス弁(206)の開放がバイパス弁開口感知手段(407)により検出されたとき、信号が送られ弁制御手段(403)を作動させることによりFGS制御弁(400)が閉じられる。FGS制御弁(400)が閉じられたとき、吸気のバランスの間、回路に入る任意の追加的FGSFは、FGS貯蔵バッグ(215)にのみ向けられ、患者には向けられない。FGS制御弁(400)が閉じられたとき、患者は吸気のバランスのためSGSのみを受理する。FGS制御弁(400)は、呼気の始まりから次の吸気直前までの任意の時間で再度開放させることができる。換気の状態はセンサー(407)により感知される。
【０１１１】
麻酔放出回路として機能させる目的で、回路に導入されたFGSの一部は麻酔蒸気(例えば、デスフルラン)とし、キャニスター(204)はCO2吸収剤を含むものとなる。SGSはキャニスター(204)を通過するが、依然として呼気されたO2および麻酔剤を含む。これら双方は患者により安全に再吸引することができる。この点において、図７に示す回路はサークル麻酔回路のごとく機能し、この場合、O2および麻酔剤を含むFGSFは患者による消費又は吸収と適合して減少する。しかし、キャニスター(204)をバイパスすることにより、この回路は心拍出量測定のために使用することができる。
【０１１２】
もし、キャニスター(204)がホプカライト（hopcalite）を充填している場合、一酸化炭素を患者から除去するのに使用することができる。なぜならば、SGSが依然としてO2およびCO2を含んでいるからである。もし、キャニスター(204)がゼオライトを充填している場合は、患者から麻酔剤などの揮発性物質を除去するのに使用することができる。
【０１１３】
従来技術との比較におけるこの回路の利点：
1）麻酔剤の放出効率、自然換気および制御下換気で麻酔を行う能力の点で、サークル麻酔回路と比較し得るものである。
2)麻酔の間において、1回換気量およびVEを測定することがしばしば重要となる。サークル回路では、付属チューブおよびケーブルを備えた呼吸気流計を患者用インターフェースに配置させなければならず、死腔、嵩を増大させ、患者の頭部でガタツク者となる。本発明の呼吸回路では呼吸気流計（又は、患者が自然呼吸しているときは肺活量計）をポート(214)に配置させることができ、従って患者から遠い位置に配置される。
【０１１４】
3）Sasano(Anesth Analg 2001; 93:1188-1191)は麻酔の除去を加速するのに使用できる回路を開示している。しかし、その回路は、外部ガス源(保留ガス)、デマンド・レギュレータ、自己膨張バッグ又は他の手動換気装置、3方活栓、付加的チューブなどの更なる装置を必要とする。更に、Sasanoは機械的換気を使用できる方法については開示していない。事実、患者はその方法を行うために手動で換気されなければならない。ここに開示されている方法、装置では、付加的外部ガス源や、デマンド・レギュレータを必要としない。
4）患者は回路上に既に設けられた換気バッグ(212)又は回路換気装置などで換気することができ、他のチューブ又は装置を必要としない。
5）サークル回路はFGSおよび次にSGSを逐次的に移送することができない。この制御は麻酔の間での心拍出量などの生理学的測定を行うのに必要である。
【０１１５】
図7の回路では、キャニスター(204)がバイパスされたとき、その回路は図4に示す換気装置を追加した図5に示すものと同等となる。図7の回路では、ボックス(216)は換気装置に接続される代わりに大気に開放することができ、その回路はSGSを変更しながら心拍出量測定のため自然呼吸している患者に対し使用することができる。
【０１１６】
この特許出願に開示された発明は、限定を意図しない以下に示す範囲から逸脱することなく、種々の実施例が可能であることは当業者にとって自明であろう。
a)  以下の条件下において、多重吸気および呼気リムの組合せを使用すること：
i)  吸気および呼気リムは、これらが一緒になる患者に到達する前の単一点を除いて分離されたままである。
ii)  各リムが上記構成のように対応する弁を有する。
iii)  これら弁は上述のような吸気ガス移送シーケンスを維持するように同一の相対圧力を有する。
【０１１７】
b)  受動弁の代わりに、電子弁、電磁弁又はバルーン弁などの活性弁を使用すること。ただし、これらの弁がリムを閉塞することができ、上記活性弁を起動、制御する手段が設けられている場合である。この活性弁の利点はより正確に制御することができることである。欠点はこれらがより高価なことである。
c)  貯留バッグを、ガスを保持するため延出したチューブ又は他の手段で置換すること。
d)  回路の呼気リムおよび/又は吸気リム中の弁を呼気ガス貯留部で囲み、それによりこれらを加温した呼気空気で囲み、冷たい環境で弁が凍結したり、接着するのを防止する。
【０１１８】
e)  CO2以外のガス、例えばO2の肺胞濃度を変化させるため、FGSおよびSGSの組成を変化させること。CO2と同様に、O2については、肺胞PO2はFGS流およびFGSのPO2により判定される。FGSのPO2が肺胞中のPO2と同一の場合、SGSの吸入は肺胞中のO2の流れを変化させない。従って、当業者は、VEがFGSの流れを十分に超える限り、VEと関係なく成分ガスの肺胞濃度を達成できるように、FGSおよびSGSの成分ガスの分圧およびFGS流をアレンジすることができる。
【０１１９】
本発明の範囲から逸脱することなく、種々の実施例に対し多くの変更が可能であり、ここに記載した事項は全て本発明の説明を意図したものであり、限定を意図したものでないことを理解すべきである。
【０１２０】
自動化心拍出量装置の機能を明確にするため、これを列挙した構成部材を同じ構造を有する標準麻酔装置と対比することにする。
1)  ここに記載した好ましいSGDBは全ての麻酔回路と相違するものである。SGDB回路は最初にFGSを提供し、ついでSGSを提供するものである。これにより回路が任意の特定の呼吸でのCO2除去の変化を補償することを可能にする。例えば、小さな呼吸の間において、未使用のFGSがFGS貯蔵部内に残り、より大きい呼吸がなされたとき、又は呼吸の頻度が後に増大したとき、ガスセット中の各ガスについての正確な追加のVAを与えるのに利用される。その結果、VCO2の変化を呼吸パターンに依存することなく設定することができる。
【０１２１】
2)  麻酔装置は新鮮なガス流を自動的に変化させない。新鮮なガス流は麻酔医師により手動で制御される。
3)  麻酔装置はVAを計算せず、VCO2およびQを計算することができない。
【０１２２】
4)  麻酔装置はQおよび関連するパラメータについての計算に必要なデータを発生することができない。なぜならば、回路は不適当であり、ガス流はコンピュータにより制御されるように構成されていない。
5)   一般に使用されている麻酔装置の流量計は余りにも不正確であり、これらの試験および計算を実行することができない。日常の臨床用麻酔処置では、流れのそのような正確性を必要としない。  
【０１２３】
9.0  Qおよび関連する生理学的パラメータの計算に必要なデータを発生させる方法(図11)：
心拍出量は、ここに開示した方法、装置に従って幾つかの方式で計算することができる。その例は以下の通りである。
【０１２４】
9.1  セットアップ時期
9.1.1  FGS流＞VEの設定
9.1.2  不履行値のアクセス
9.1.3  吸気の間の圧力センサー又はPCO2センサーをチェックする。もし、新鮮ガス貯留部が潰れたとき、又は吸気の間にCO2が検出されたときは、その貯留部が完全に潰れなくなるまで、および吸気の間にCO2が検出されなくなるまでFGS流を増加させる。
9.1.4   CO2ガス分析器からのPETCO2を識別する。
【０１２５】
9.2  2つの方法の1つを介してVAを見出す：
9.2.1  以下の過程に従って、最初にVAを特定することなく、VA以下のFGS流に2つの変換を導入することによりVAを計算する。
9.2.1.1  体重、温度、性別、その他当業者に公知のパラメータに基づいて被験者の予備的最小VAを計算する。
9.2.1.2  定常状態PETCO2が達成されるまで、患者の安静VEよりも大きい豊富なFGS流を提供する。
【０１２６】
9.2.1.3  推定されたVAより下のFGS流を設定することにより、再循環時間と短い又は等しい時間、計算された予備VAより、好ましくは丁度直ぐ下のVAxにVAを当て嵌め、PETCO2x、もしも平衡末端換気値が再循環時間内に到達したときは平衡時の末端呼吸CO2濃度を測定する。さもなければ、これは再循環時間内での末端呼吸CO2値の指数関数的上昇から外挿された末端呼吸CO2の平衡値となる。
【０１２７】
9.2.1.4  指定された時間に亘ってPETCO2の閾値変化より小さく識別されるものとして、定常状態PETCO2が到達されるまで、FGS流をVEより上に設定する。実際の閾値および時間がテストの環境に従ってユーザーにより規定され、更に当業者により判定される。
【０１２８】
9.2.1.5  推定されたVAより下のFGS流を設定することによりVAｙにVAを当て嵌める(ここで、VAyは安静時の約30秒である再循環時間に略等しい時間において計算された予備最小VAより小さく、VAxと等しくない値である)。もしも平衡末端換気値が再循環時間内に到達したときは平衡時の末端呼吸CO2濃度、PETCO2ｙを測定する。さもなければ、これは再循環時間内での末端呼吸CO2値の指数関数的上昇から外挿された末端呼吸CO2の平衡値となる。
【０１２９】
9.2.1.6   PETCO2対FGS流のグラフに、点(PETCO2ｙ、VAy)および（PETCO2x、VAx）をプロットする。これら2つの点を接続することにより形成された線を外挿して、PETCO2-安静時PETCO2で水平線を交差させる。交差点でのFGS流がVAと判定される。
【０１３０】
9.2.2   VAを見出すための方法としてのFGS流の漸進的減少：
9.2.2.1  好ましくはCO2を含まないFGSを使用する。
9.2.2.2  指定時間に亘ってPETCO2の閾値変化より小さいことにより示される定常状態を待つ。実際の閾値および時間がテストの環境に従ってユーザーにより規定され、更に当業者により判定される。
【０１３１】
9.2.2.3  定常状態になったとき、例えば0.1L/分の小さい一定流量で、かつ、好ましくは一定の間隔又は各呼吸後に、FGS流を減少させる。その他の流れ減少速度を使用することも可能であり、その減少は時間的に直線的である必要はない。
9.2.2.4  PETCO2がほぼ平均定常状態PETCO2である閾値を超えて上昇し始めたとき、ほぼ1再循環時間に等しい時間に亘ってFGS流の減少を継続させる。
【０１３２】
9.2.2.5  ほぼ1再循環時間(通常、約30秒)の後、FGS流を安静時VEより上に上昇させる。PETCO2対FGS流の関係が計算され、最適の2つのラインが計算される。つまり、１つは定常状態PETCO2値の1セットであり、他の１つは平均定常状態値より上の上昇したPETCO2値の1セットである。これらラインの交点に相当するFGS流がVAに相当する。図13は、SGFの関数としてPETCO2又はPETO2をグラフ化したとき、FGS流の漸進的減少(図中、FGFとラベルされている)が明確な屈曲点を生じさせることを示している。我々はこの屈曲点に相当するSGFがVAに相当すると定義する。
【０１３３】
9.2.2.6   VAを見出すためのこれら2つの方法は生理学的に等価であり、特定の臨床的又は研究環境に応じて一方が他方よりも有利となる。この漸進的減少法は、Preissら（カナダ国特許出願、No.2346517）によるVAの計算方法と対比することができる。その方法では、逐次的ガス移送回路への新鮮なガス流が段階的に減少され、各減少後に、被験者はPETCO2の指数関数的上昇について数回の呼吸が観察される。Preissの方法は、新鮮ガス流がVAより下に降下したとき新たな定常状態の発展を見出すため、各新鮮ガス流で呼吸を継続しなければならない。このプロセスは非常に時間がかかり、殆どの患者は耐えることができないと思われる。VAより下の新鮮ガス流を見出すための時間を短縮しようとして、新鮮ガス流を大きくすると、臨界新鮮ガス流の解像力が失われる。もしも段階が小さいと、新鮮ガス流がVAよりも僅かに小さい場合、PETCO2の通常の変化からPETCO2の小さな上昇を見分けることが困難になるであろう。本発明で開示したFGS流の漸進的呼吸毎の減少では、PETCO2の急激な直線的上昇と、PETO2の降下を生じさせ、この双方は図13に示すように、VAに相当するFGS流を特定するのに使用することができる。
【０１３４】
9.3  デファレンシャルFick式を用いた計算：
デファレンシャルFick式で心拍出量を計算する場合、2つの方法がある。(温度、湿度、気圧などの多数の標準的修正について当業者に公知の詳細に言及することなく、一般的な方法が開示されていることを理解されたい)：
【０１３５】
9.3.1  VAを見出すためのFGS流の漸進的減少法によりVAを見出す：
9.3.1.1  VAを見出す。
9.3.1.1   FGS流＝VAを設定し、VCO2＝VAｘPETCO2の式を用いてVCO2を計算する。  
【０１３６】
9.3.1.3  再循環時間（安静時、約30秒）に略等しい時間において、FGS流をVAより下の値に変更することにより、VAの遷移段階の変化をVA'に当て嵌める。このプロセスを完全に自動化するため、VAより下のVA'を選択する。VCO2'＝VA'ｘPETCO2'を計算する。ここで、PETCO2'は、もしも平衡末端換気値が再循環時間内に到達したときは、平衡時の分別末端呼吸CO2濃度である。さもなければ、これは再循環時間内での末端呼吸CO2値の指数関数的上昇から外挿された末端呼吸CO2の平衡値となる。
【０１３７】
9.3.1.4  VCO2、VCO2'、CCO2、CCO2'(ここで、CCO2、CCO2'はPETCO2と血液に関係する他の特徴との間の公知の関係を使用してPETCO2およびPETCO2'から計算された抹消血管血液のCO2量であり、血液に関係する他の特徴には、ヘモグロビン濃度、温度、酸素分圧、その他当業者によりアクセスすることができる、又は不履行値として使用できるパラメータである。)を使用してデファレンシャルFick式に従ってQを計算する。
【０１３８】
9.3.1.5   定常状態時期および段階変動時期からのVCO2およびPETCO2データおよびKim Rahn Farhi法からのPaCO2を使用してデファレンシャルFick式に従ってQを計算する。これにより動脈血サンプルを要することなくPETCO2-PaCO2の勾配を識別することができる。
【０１３９】
9.3.2  以下の過程により、VAより下のFGS流の2つの減少を誘起させることにより必要なデータを発生させる：
9.3.2.1  体重、温度、性別、他の当業者に公知のパラメータに基づいて被験者についての予備最小VAを計算する。
9.3.2.2  定常状態PETCO2が達成されるまで、患者の安静VEよりも大きい豊富なFGS流を提供する。
【０１４０】
9.3.2.3  予め計算されたVAより下のFGS流を設定することにより、再循環時間と短い又は等しい時間、VA、従ってVCO2を好ましくは予め計算されたVAより直ぐ下のVAxに当て嵌め、更に、式VCO2ｘ＝VAｘｘPETCO2ｘを使用してPETCO2xを計算する（ここで、PETCO2ｘは、もしも平衡末端換気値が再循環時間内に到達したときは、平衡時の分別末端呼吸CO2濃度である。さもなければ、これは再循環時間内での末端呼吸CO2値の指数関数的上昇から外挿された末端呼吸CO2の平衡値となる。）
【０１４１】
9.3.2.4  指定された時間に亘ってPETCO2の閾値変化より小さく識別されるものとして、定常状態PETCO2が到達されるまで、FGS流をVEより上に設定する。実際の閾値および時間がテストの環境に従ってユーザーにより規定され、更に当業者により判定される。
【０１４２】
9.3.2.5   VAの遷移段階の変化をVA'に当て嵌める。ここで、VAyは安静時の約30秒である再循環時間に略等しい時間において計算されたVAより小さく、VAxと等しくない値である。更に、式VCO2ｙ＝VAｙｘPETCO2ｙを使用してPETCO2ｙを計算する。ここで、PETCO2ｙは、もしも平衡末端換気値が再循環時間内に到達したときは、平衡時の末端呼吸CO2濃度である。さもなければ、これは再循環時間内での末端呼吸CO2値の指数関数的上昇から外挿された末端呼吸CO2の平衡値となる。
【０１４３】
9.3.2.6  VCO2ｘ、VCO2ｙ、CCO2ｘ、CCO2ｙ(ここで、CCO2ｘ、CCO2ｙはPETCO2と血液に関係する他の特徴との間の公知の関係を使用してPETCO2およびPETCO2'から計算された抹消血管血液のCO2量であり、血液に関係する他の特徴には、ヘモグロビン濃度、温度、酸素分圧、その他当業者によりアクセスすることができる、又は不履行値として使用できるパラメータである。)を使用してデファレンシャルFick式に従ってQを計算する。
【０１４４】
9.3.2.7   定常状態時期および段階変動時期からのVCO2およびPETCO2データおよびKim Rahn Farhi法からのPaCO2を使用してデファレンシャルFick式に従ってQを計算し、PETCO2-PaCO2の勾配を識別する。これにより動脈血サンプルを要することなくPETCO2-PaCO2の勾配を識別することができる。
【０１４５】
デファレンシャルFick式を実行するこの方法と、従前の方法との相違：
(a) この新規な方法では、VCO2の減少が、患者/回路界面での死腔の挿入ではなく、FGFをSGDBに減少させることにより行われる。その結果、仮に、試験者が呼吸速度又は呼吸の大きさを増大させても、VCO2に変化が生ぜず、デファレンシャルFick式を介しての計算が影響を受けない。
(b)  VCO2は、2つの確固な、かつ、信頼性の高い方策であるVA(この新規な方法又は従前の方法のいずれかにより特定される)およびPETCO2を使用して知る。これは従来の技術で要求される呼吸気流計および誤差を伴う呼吸毎VCO2の分析を要するものとは異なる。
(c)  VAは従前のデファレンシャルFick法では特定されない。
(d)   PETCO2-PaCO2の勾配は同一の被験者において2つの独立して得られる値から計算される。従来技術では、この勾配は平均値から得られる実験式から計算され、必ずしも被験者に適用されない。
従って、本発明の方法は、従来技術に比べてVCO2、VCO2'、PaCO2についてより正確な値を提供することができる。
【０１４６】
9.4  Kim Rahn Farhi法
9.4.1  減少したFGS流の期間は、完全又は部分的呼吸保持を真似たものである。各呼吸のPETCO2はKRF長期化呼気法における逐次肺胞サンプルと等価のものである。単一呼気からの逐次サンプルを逐次PETCO2値で置換したものが、Kim Rahn Farhi法を使用して、真のPvCO2、PvCO2-oxy、PaCO2および混合静脈血SvCO2中のヘモグロビンO2飽和の計算に使用される。
【０１４７】
9.4.2  Fickのアプローチを使用してQを計算することができ、この場合、Kim Rahn Farhi法により計算されたPvCO2-oxy、PaCO2が、当業者に公知の方法した各CO2量の計算のために使用され、VCO2が上記の過程のシーケンスで得られたVAおよびPETCO2から計算される。
【０１４８】
9.4.3  混合静脈ヘモグロビンO2飽和は以下のようにして計算される。VCO2は、VCO2＝VAx(FIO2-FETO2)から計算される。ここで、FIO2およびFETO2はそれぞれ吸気のO2分別濃度および末端呼吸のO2分別濃度である。VCO2、デファレンシャルFick法、Kim Rahn Farhi法又はFisher法により計算されるQ、末梢毛管O2量（末梢毛管血が酸素で十分に飽和していると仮定して）を使用して、標準Fick式から混合静脈O2飽和が計算される。
【０１４９】
9.4.4  動脈ヘモグロビンO2飽和(SaO2)に関する情報(指を介して赤外線光を照射することにより測定を行う非侵襲的な通常のパルスオキシメータにより読み取ることができる)およびSvCO2を使用して分流血液の区分(Qs)を以下の式により計算することができる(末端肺毛管で血液が十分に酸素付加されていると仮定して)。
【０１５０】
2006517813.tif 000009
【０１５１】
Kim Rahn Farhi法を実行する本発明の方法は以下の点で従来技術を改良するものである：
(a) 自然呼吸している被験者に対し、テストがデファレンシャルFick法についてのテストと同時に行われる。
(b)  データは先に概略したテスト共にプールされ、従って、VCO2の計算が他の計算と同時に行われる。従来技術では、VCO2の計算は呼吸保持又は再呼吸により模擬呼吸保持の間で不可能である。
(c)   VCO2の測定で、高価で、面倒かつ、誤差を生じ易い呼吸気流計の使用を必要としない。従来技術では、Qの計算に必要なVCO2の測定に呼吸気流計、ガス収集および容積測定装置などの余分の装置を必要としていた。
【０１５２】
9.5  Fisher E-Iテスト：
9.5.1  較正（Calibration）時期からVAを計算し、FGS流＝VAを設定する。
9.5.2  VAでのFGS流で、FGS中のPCO2を任意の値に変化させ、その値にて再循環時間(約30秒間)にほぼ等しい時間、保持する。
9.5.3   PvCO2-oxyをFisherによるPETCO2-PICO2法で計算する。
【０１５３】
Fisher E-Iテストのための本発明の方法は、PETCO2の平衡値における呼吸サイズの変化の影響がSGDB回路により抑制され、従って、大きい呼吸が余分のテストガスの代わりに生理学的に中性な先の呼気ガスを放出させるという点で従来技術を改善するものである。
【０１５４】
10.0  FGS流の漸進的減少を用いるVEを発見する方法
10.1  好ましくはCO2を含まないFGSを使用する。
10.2  指定時間に亘ってPETCO2の閾値変化より小さいことにより示される定常状態を待つ。実際の閾値および時間がテストの環境に従ってユーザーにより規定され、更に当業者により判定される。
10.3  定常状態になったとき、例えば0.1L/分の小さい一定流量で、かつ、好ましくは一定の間隔又は各呼吸後に、FGS流を減少させる。その他の流れ減少速度を使用することも可能であり、その減少は時間的に直線的である必要はない。
10.4  呼吸回路におけるFGS貯留部内の圧力を測定するための手段(例えば圧力変換器)を使用し、FGS貯留バッグが最初に潰れるときをモニターする。VEは、FGS貯留バッグが最初に潰れたときのFGS流速である。
【０１５５】
11.0  解剖学的死腔を測定するための方法：
11.1  上記方法の任意のものを使用してVEおよびVAを測定する。
11.2  好ましくは、ここに開示した心拍出量のための装置を使用して呼吸速度を測定する。
11.3  解剖学的死腔、VDAN=( VE-VA)／呼吸速度を計算する。
【０１５６】
本発明の範囲から逸脱することなく、本発明の種々の実施例に対し多くの変更が可能であるから、ここに記載した全ての事項は本発明を説明するためのものであり、限定を意図するものでないと解されるべきである。
【０１５７】
参照文献のリスト
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【図面の簡単な説明】
【０１５８】
【図２】ここにFisher回路として参照した米国特許No.6,622,725にFisherにより教示されているSGDB回路の模式図。
【図３】貯留バッグを患者から離して配置させた状態を示す図２に類似した模式図。
【図３Ｂ】バイパスリム、バイパス弁、受動呼気弁が、活性呼気弁により置換されている図５に類似した模式図。
【図３Ｃ】受動吸気弁が、活性弁により置換されている図３Bに類似した模式図。
【図３Ｄ】吸気の間において、FGSとSGSとの混合を防止するため、活性弁が吸気リムに付加された状態を示す図２に類似した模式図。
【図３Ｅ】受動吸気弁が、活性弁により置換されている図２に類似した模式図。
【図４】機械的に換気されている患者に使用するために、図２,3-３E,５-５Bに示した回路の任意のものを改良した状態を示す模式図。
【図４Ｂ】換気されている患者に使用するため改良した好ましい具体例を示す模式図。
【図５】自然換気で使用するための新規な回路を示す模式図。
【図５Ａ】吸気の間において、FGSとSGSとの混合を防止するため、活性弁が吸気リムに付加された状態を示す図５に類似した模式図。
【図５Ｂ】受動吸気弁が、活性弁により置換されている図５に類似した模式図。
【図５Ｃ】受動弁が、呼気ガス貯蔵部により囲まれている回路設計を詳細に示す模式図。
【図６】弁と患者との間に、同軸的に配置された吸気および呼気リムを含む改良された回路を示す模式図。
【図６Ａ】図５Aの回路において、吸気および呼気リムが同軸的に配置された心拍出量回路の好ましい例を示す模式図。
【図７】患者に麻酔薬を送り、患者から揮発性剤を除去しつつ、心拍出量の測定を可能にした新規な回路を示す模式図。
【図８】酸素付加混合静脈PCO2を判定するための再呼吸平衡テストの間に描かれたPCO2と、時間との関係を示すグラフ図。
【図９】酸素付加混合静脈PCO2を判定するための外挿法の間に描かれたPCO2と、時間との関係を示すグラフ図。
【０１５９】
【図１０】呼吸回路、ガス源、ガス流コントローラ、ガス濃度センサー、およびマイクロプロセッサーからなる非侵襲的心拍出量測定装置を示す模式図であって、ここで、上記マイクロプロセッサーは、センサーおよびオペレータからのアナログおよびデジタル入力信号を受理、記憶することができ、デシジョントリー(意思決定用枝分かれ図)を記憶、追従することができ、コンピュータスクリーンおよびフローコントローラに出力信号を発生することができるものである。
【図１１】自動的に、データを非侵襲的に発生、記録させ、Qおよび他の生理学的パラメータを計算するため、非侵襲的心拍出量装置により実行される事象の自動化シーケンスを記述するフロー図。
【０１６０】
【図１２】本明細書中に開示した標準的麻酔サークルシステムを説明するための模式図である。酸素(恐らく、空気および/又は亜酸化窒素（N2O）の添加と共に)、およびイソフルラン、デスフルラン、セボフルランなどの麻酔剤からなる麻酔回路に導入されるガスが公知の一定流量で新鮮ガスポート（6）に導入される。この回路に導入されるガス濃度は麻酔医師により設定される。患者は患者用ポート(1)を介して吸気し、吸気リム(8)の上のCO2吸収器(5)を介してガス貯留バッグ(4)からのガスと共に新鮮なガスを吸気する。呼気の間において、吸気弁(7)は閉じられ、新鮮なガスがCO2吸収器(5)を介してガス貯留バッグに向って通過する。呼気されたガスは呼気リム(2)を下がって流れ、ガスをガス貯留バッグ(4)中に移動させる。このガス貯留バッグが充満したとき、回路中の圧力が上昇し、APL(気管圧逃がし)弁(9)を開放させ、この呼気ガスの残りはAPL弁を介して上記回路から排出される。ガスは患者用ポートで連続的に採取され、構成ガスの濃度について分析される。上記吸気リム(8)および呼気リム(2)はチューブ（T）からなっている。
【図１３】SGF流法での漸進的減少によるテスト結果VAの自動分析のコンピュータスクリーン出力の詳細を示すグラフである。本図は、PETCO2又はPETO2をSGFの関数としてグラフに表したとき、 SGF（図中、“FGF"とラベルされている）の漸進的減少が明確な屈曲点を生じさせることを示している。
【符号の説明】
【０１６１】
(1)   患者用ポート
(2)   呼気リム
(4)   ガス貯留バッグ
(5)   CO2吸収器
(6)   新鮮ガスポート
(7)   吸気弁
(8)   吸気リム
(400) FGS制御弁
(403) 弁制御手段
(407) センサー
【図２】
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【図３】
2006517813.tif 000012
【図３Ｂ】
2006517813.tif 000013
【図３Ｃ】
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【図３Ｄ】
2006517813.tif 000015
【図３Ｅ】
2006517813.tif 000016
【図４】
2006517813.tif 000017
【図４Ｂ】
2006517813.tif 000018
【図５】
2006517813.tif 000019
【図５Ａ】
2006517813.tif 000020
【図５Ｂ】
2006517813.tif 000021
【図５Ｃ】
2006517813.tif 000022
【図６】
2006517813.tif 000023
【図６Ａ】
2006517813.tif 000024
【図７】
2006517813.tif 000025
【図８】
2006517813.tif 000026
【図９】
2006517813.tif 000027
【図１０】
2006517813.tif 000028
【図１１】
2006517813.tif 000029
【図１２】
2006517813.tif 000030
【図１３】
2006517813.tif 000031
【国際調査報告】
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2006517813.tif 000034
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