血量测量方法和血量测量装置

摘要

本发明提供一种在测量中不消耗太多时间、简单并且能够减轻患者紧张的血量测量方法。测量至少两种类型的呼吸变化数据：例如与每搏输出量的呼吸变化（SVV）数据相关的数据、与脉搏波振幅的呼吸变化（PAV）相关的数据，呼吸周期内的脉搏波传播时间（PWTT）以及预定时间内的心率（HR），并计算患者的固有系数α、β和K，由此通过方程CO=K（α*PWTT+β）*HR来确定心输出量。

说明书

技术领域

本发明涉及测量心搏排血量的血量测量方法和血量测量装置。

背景技术

在手术室、重症监护室、急诊治疗室或卫生护理中心内的透析治 疗室中监测患者的循环动力学变化，必须最少中断地连续进行。对患 者的循环动力学变化的这种监测，到目前为止主要通过直接监测血压 来实践。

然而，活体通常控制心输出量和血管阻力，使得神经中枢的血压 维持在一定范围内。因此，为了在早期阶段确定患者的循环动力学变 化，直接监测血压是不够的。此外，当发现血压变化时，必须确定变 化的原因。由于这些原因，除了监测血压之外，还必需观察心输出量。 用于测量心输出量的已知方法包括热稀释法、染料稀释法和超声波法。

顺带地说，鉴于要求健康护理工作人员的复杂技巧和患者的高度 侵袭，任何方法都不能容易地进行而不发生中断。在这些方法下，难 以全时连续地监测患者的循环动力学变化。

相反，专利文献1公开了一种血量测量方法，其能够无创地、连 续地监测患者的循环动力学变化而不发生中断，这消除了对健康护理 工作人员的复杂技巧例如导管的插入的要求，并且这减轻了患者的疼 痛。根据所述血量测量方法，利用脉搏波传播时间与每搏输出量之间 的相关性来计算心输出量。

[相关技术文献]

[专利文献]

[专利文献1]日本专利号4742644

然而，在专利文献1中所描述的血量测量方法下，在确定患者固 有的系数α之时必须测量血压至少两次或以上，这导致测量时间增加， 并可能强加给患者不需要的紧张。此外，当在两个或以上血压测量值 之间不存在差异时，不能实现α和β的校准。因此，为了使血压值彼此 不同，必须在将患者置于负载下时测量血压；因此，测量血压值本身 并不容易。

发明内容

本发明提供了在测量进行中不消耗太多时间、简单并且能够减轻 患者紧张的血量测量方法和血量测量装置。

因此，本发明的一个方面是提供一种用于从脉搏波传播时间计算 心输出量（CO）的血量测量方法，该方法包括如下步骤：

测量至少两种类型参数的呼吸变化；

测量呼吸周期内的脉搏波传播时间（PWTT）；

测量预定时间内的心率（HR）；以及

利用所述至少两种类型参数的所述呼吸变化、所述脉搏波传播时 间和所述心率来计算心输出量（CO）

所述至少两种类型参数的呼吸变化可以包括每搏输出量的呼吸变 化（SVV）和脉搏波振幅的呼吸变化（PAV）。

患者的固有系数α、β和K可以通过使用所述至少两种类型参数的 呼吸变化和所述脉搏波传播时间来计算，并且所述心输出量由下列方 程确定：

CO=K（α*PWTT+β）*HR。

所述患者的固有系数α可以由下述方程来确定：

α=–（PAV*PP1）/（PAV*（PWTTavg–PWTT1）+PWTTmax –PWTTmin），其中

PP1是实测脉压；PWTTavg是呼吸周期内的平均脉搏波传播时间； PWTT1是实测脉搏波传播时间；PWTTmax是所述呼吸周期内的脉搏 波传播时间的最大值；以及PWTTmin是所述呼吸周期内的脉搏波传播 时间的最小值。

所述至少两种类型参数的呼吸变化可以包括每搏输出量的呼吸变 化（SVV）和脉压的呼吸变化（PPV）。

在本发明的另一方面中，提供了一种从脉搏波传播时间计算心输 出量（CO）的血量测量装置，该装置包括：

呼吸变化测量单元，该呼吸变化测量单元用于测量至少两种类型 参数的呼吸变化；

脉搏波传播时间测量单元，该脉搏波传播时间测量单元用于测量 呼吸周期内的脉搏波传播时间（PWTT）；

心率计算单元，该心率计算单元用于测量和计算预定时间内的心 率（HR）；以及

心输出量计算单元，心输出量计算单元使用所述至少两种类型参 数的呼吸变化、所述脉搏波传播时间和所述心率来计算心输出量（CO）。

附图说明

图1是示出了带有本发明的血量测量装置的生物医学信号监测器 的一种模式的构造的框图；

图2是示出了测量模式的实例的图解，其中患者装备有心电图测 量单元和外周脉冲波检测单元；

图3是示出了通过α、β和K的校准来计算esCO的程序的流程图； 以及

图4A至4D是示出了PEP、PWTTa、PWTTb和PWTT之间的关 系的图。

具体实施方式

下面参考附图对本发明的血量测量方法和测量装置的示例性实施 方式进行描述。

首先，下面对测量心搏排血量（心输出量：CO）的原理进行解释。

按照作为诊断血管的指数的Windkessel模型，通过从心脏收缩期 间流入主动脉的血量、即每搏输出量（SV）中减去心脏收缩期间流出 到外周的血量（Qs）所确定的流量（SV–Qs），能够用主动脉顺应性 （C）和脉压[PP：收缩压（最高血压）与舒张压（最低血压）之间的 差值]表示如下：

SV–Qs=C*PP （Eq.1）

心脏舒张期间流出到外周的血量（Qd）变得相当于SV–Qs。流 量Qs通过用动脉收缩压（V）除以血管阻力（R），并然后将得到的 商乘以收缩时间Ts来确定。此外，流量Qd通过用动脉舒张压（V）除 以血管阻力（R），并然后将得到的商乘以舒张时间Td来确定。简单 来说，考虑到Qs与Ts成比例，并且Qd也与Td成比例，其可以如下 表示：

（Qd=）SV–Qs=SV*Td/（Ts+Td） （Eq.2）.

从方程1和2，我们得到

SV*Td/（Ts+Td）=C*PP

SV=C*PP*（1+Ts/Td）…（Eq.3）

假设在测量时间期间C和Ts/Td恒定的条件下C*（1+Ts/Td）= K，我们得到

SV=K*PP （Eq.4）

PP=SV*1/K （Eq.5）

如上所述，根据Windkessel模型，脉压PP与每搏输出量SV成比 例。

实测脉压PP1包括基于Eq.5的脉压PP2（尽管在Eq.5中使用参 考符号PP，但在下面的描述中使用PP2）和在使用例如血管收缩药物 时观察到的脉压增量，并表示为

PP1=PP2+PP3 （Eq.6）。

假设不包含PP3，Eq.4和Eq.6将得到

SV=K*PP1 （Eq.7）。

因此，可以从实测血压（脉压PP1）中实际测量SV。然而，当使 用血管收缩药物时，PP1包含PP3，使得最终高估SV的值。这是到目 前为止从血压中计算SV的缺点。

此外，对于通过如上所述的计算来确定每搏输出量SV以及从有 创地测量的动脉血压波形来确定心输出量的装置的测量准确性来说， 已有报道指出，当手术后进入ICU（重症监护室）的患者的血管阻力 作为给药血管收缩药物苯肾上腺素的结果而改变约60%时，通过上述 装置来测量的值与通过作为标准使用的热稀释法心输出量测量仪来测 量的值相比，偏差更明显，并且在这样的情形中，必须利用热稀释法 心输出量测量仪进行重新校准。就此而言，已知在使用血管收缩药物 时，脉压在源自于外周的反射波的影响下增高，并且PP3对应于所述 增高。

脉搏波传播时间（PWTT），或者从心电图中R波的出现直到外 周的SpO₂脉冲波上升所消耗的到达时间，包括下列分量：

PWTT=PEP+PWTTa+PWTTb （Eq.8）。

图4A至4D是示出了从患者测量到的各自脉冲波的波形。如图所 示，参考符号PEP表示从心脏开始电兴奋时直至主动脉瓣打开时的心 脏排血前期。参考符号PWTTa表示从作为主动脉瓣打开的结果而在主 动脉中出现脉冲波时直至脉冲波传播到一般有创测量血压的外周动脉 时流逝的时间。此外，参考符号PWTTb表示在脉冲波从外周动脉传播 到测量光电脉冲波的更外周血管之前流逝的时间。

使用10只成年狗来测量从心电图（ECG）中的R波出现到从股动 脉测量的脉冲波上升所流逝的时间（PEP+PWTTa）。在几种条件下测 量时间PEP+PWTTa与血压之间的关系，即：给药血管收缩药物，给 药血管舒张药物，增加心脏收缩力，降低心脏收缩力，以及除血，由 此发现脉压PP1与时间PEP+PWTTa之间的相关性。

脉压PP1与PEP+PWTTa之间的关系可以表示成Eq.9。

PEP+PWTTa=a*PP1+b （Eq.9）

此外，将PWTTb与PP1之间的关系表示成Eq.10。

PWTTb=c*PP1+d+e （Eq.10）

发现当PP3作为使用血管收缩药物的结果而出现时，与其他条件 相比PWTTb倾向于变得更长。相当于所述延长的时间取为“e”（参 考符号“e”不总是常数）。

然后按照Eq.9和Eq.10将Eq.8重写如下。

PWTT=（a*PP1+b）+（c*PP1+d+e）

PP1=1/（a+c）*（PWTT–b–d–e） （Eq.11）

将Eq.5的右侧代入Eq.6的PP2中，由此我们得到

PP1=SV*1/K+PP3 （Eq.12）。

Eq.11和Eq.12给出

1/（a+c）*PWTT–（b+d）/（a+c）=SV*1/K+PP3+e/（a+ c）

SV=K*（1/（a+c）*PWTT–（b+d）/（a+c））–K*（PP3+ e/（a+c）） （Eq.13）。

正如上面提到的，在实验中发现，当PP3作为使用血管收缩药物 的结果而出现时，PWTTb倾向于变得更长。苯肾上腺素的给药导致PP3 出现，因此PP1增加。然而，例如在除血或给药戊巴比妥时发现的关 系，不再存在于PWTTb与PP1之间，并且PWTTb倾向于变得更长。 结果，由于即使在苯肾上腺素给药时，在SV与PWTT之间也保持类 似于在其他条件下发现的负相关性，所以Eq.13的右侧的第二项“K* （PP3+e/（a+c））”在实验上确定为基本上可以忽略。

因此，令1/（a+c）=α并且–（b+d）/（a+c）=β，则

SV=K*（α*PWTT+β） （Eq.14）,

其中α和β是待实验确定的患者的固有系数。

从关系式SV=CO/HR，能够由下列方程（HR：心率）计算出估 算心输出量esCO。

esCO=K*（α*PWTT+β）*HR （Eq.15）

其中esCO是用L/min表示的心输出量，并且K是待实验确定的 患者的固有常数。

就此而言，Eq.15也能够替换如下：

esCO=（αK*PWTT+βK）*HR （Eq.16）

其中αK和βK是待实验确定的患者的固有系数。

如果使用如Eq.14、Eq.15和Eq.16所示中的PWTT计算SV和 esCO，即使在使用血管收缩药物的情形中脉压升高时，在SV与PWTT 之间也仍维持例如在其他条件下发现的相关性。因此，在相关领域中 当使用血压来计算SV时出现的缺点可以得到解决。因此，没有高估 CO的值。

现在参考图1来描述带有本发明的血量测量装置的生物医学信号 监测器的模式。在解释的情形中，如果需要，参考图2，其示出了生物 医学信号监测器的测量模式的实例。

生物医学信号监测器M具有测量患者血量的血量测量装置1；测 量心脏的收缩压和舒张压的收缩压舒张压测量装置2；检测心电图中的 R波和外周脉冲波的脉搏波传播时间检测器3；呼吸计4；以及有创血 压测量装置5。

舒张压测量装置2是按照无创血压测量（NIBP）方法测量患者血 压的装置，并具有臂套21、压力释放阀22、压力泵23、压力传感器 24、臂套压力检测部分25和A-D转换器26。

具体来说，如图2中所示，当患者将臂套21佩戴在他/她的上臂 周围时，收缩压舒张压测量装置2测量血压。

作为压力释放阀22打开/关闭的结果，臂套21的内部相对于大气 是开放或封闭的。压力释放阀22根据来自于血量测量装置1的控制信 号输出来打开或关闭。此外，从压力泵23向臂套21供应空气。空气 供应根据来自于血量测量装置1的控制信号输出来控制。

臂套21也与压力传感器24（臂套脉冲波传感器）相连，并且臂 套压力检测部分25检测来自于传感器的输出。利用A-D转换器26将 来自于臂套压力检测部分25的输出转换成数字信号，并将由此转换的 数字信号输入到血量测量装置1的NIBP脉压测量单元11。

压力释放阀22、压力泵23、压力传感器24、臂套压力检测部分 25和A-D转换器26设置在生物医学信号监测器M的生物医学信号监 测器主体（床边监测器）M1中。

脉搏波传播时间检测器3具有时间间隔检测基准点测量单元31、光 电脉冲波检测传感器32、脉冲波检测部分33和A-D转换器34。

时间间隔检测基准点测量单元31测量心电图中出现R波的时间点 作为时间间隔基准点。通过A-D转换器将来自于测量单元31的输出转换 成数字信号，并将其输入到血量测量装置1的心率计算单元12和脉搏波 传播时间测量单元13。

具体来说，如图2中所示，时间间隔检测基准点测量单元31由置于 患者胸上的心电图电极31a（心电图测量单元）构成。由心电图电极31a 测量到的数据，从与心电图电极31a电连接的测量数据发射器65，通过 无线电传输发送到生物医学信号监测器主体M1。通过生物医学信号监 测器主体M1中的A-D转换器，将由此传输的测量数据转换成数字信号， 并输入到心率计算单元12和脉搏波传播时间测量单元13。结果，产生 例如在图4A中所示的心电图波形。

如图2中所示，将光电脉冲波检测传感器32置于患者外周部分例如 手指上，并测量例如血氧饱和度（SpO₂），由此确定脉搏波传播时间 （PWTT）。光电脉冲波检测传感器32电连接到测量数据发射器65，并 通过无线电传输将传感器32测量的数据发送到生物医学信号监测器主 体M1。

将测量数据发送到生物医学信号监测器主体M1中的脉冲波检测 部分33，由此检测患者的放置有光电脉冲波检测传感器32的区域的脉 冲波（光电脉冲波）。通过A-D转换器34将来自于脉冲波检测部分33 的输出转换成数字信号，然后将数字信号输入到血量测量装置1的脉搏 波传播时间测量单元13和脉冲波振幅测量单元15。由此获得例如在图 4D中所示的光电脉冲波波形（即外周的波形）。

呼吸计4连续测量患者的呼吸。由呼吸计4测量的呼吸数据输入到 血量测量装置1的呼吸周期检测单元41。

有创血压测量单元5按照有创方法（IBP：有创血压），通过将导 管插入到患者的血管中来测量血压。由有创血压测量装置5测量的血压 数据输入到血量测量装置1的有创血压脉压测量单元51。

血量测量装置1是在呼吸变化数据的基础上测量心输出量的装置， 并具有NIBP脉压测量单元11、心率计算单元12、脉搏波传播时间测量 单元13、脉搏波传播时间呼吸变化测量单元14、脉冲波振幅测量单元 15、脉冲波振幅呼吸变化测量单元16、心输出量计算单元17、患者的 固有系数计算单元18、呼吸周期检测单元41、有创血压脉压测量单元 51和脉压呼吸变化测量单元52。血量测量装置1设置在生物医学信号监 测器M的生物医学信号监测器主体M1中。

NIBP脉压测量单元11根据由收缩压舒张压测量装置2测量的血 压数据来测量NIBP脉压。NIBP脉压从收缩（最高）压与舒张（最低） 压之间的差值来计算。由此计算的NIBP脉压输入到患者的固有系数计 算单元18。

心率计算单元12从由时间间隔检测基准点测量单元31测量的基准 点（出现R波的时间点）来计算每分钟心搏数量（心率）。由此计算的 心率输入到心输出量计算单元17。

脉搏波传播时间测量单元13在由时间间隔检测基准点测量单元31 测量的基准点（出现R波的时间点）和由光电脉冲波检测传感器32检测 到的外周波形的基础上，测量脉搏波传播时间（PWTT）。由此测量的 脉搏波传播时间输入到心输出量计算单元17和脉搏波传播时间呼吸变 化测量单元14。就此而言，如图4A至4D中所示，脉搏波传播时间指定 为从R波在心电图上出现时直至外周脉冲波上升时的时间差。

脉搏波传播时间呼吸变化测量单元14在由呼吸周期检测单元41检 测到的呼吸周期以及由脉搏波传播时间测量单元13测量的脉搏波传播 时间的基础上，测量在脉搏波传播时间中发生的呼吸变化。由此测量 的在脉搏波传播时间内发生的呼吸变化输入到患者的固有系数计算单 元18。

脉冲波振幅测量单元15在由光电脉冲波检测传感器32检测到的外 周波形的基础上测量脉搏波振幅。由此测量的脉冲波振幅输入到脉冲 波振幅呼吸变化测量单元16。

脉冲波振幅呼吸变化测量单元16在由脉冲波振幅测量单元15测量 的脉冲波振幅和由呼吸周期检测单元41检测的呼吸周期的基础上，测 量脉冲波振幅的呼吸变化（PAV：脉冲振幅变化）。由此测量的脉冲 波振幅的呼吸变化输入到患者的固有系数计算单元18。

呼吸周期检测单元41从由呼吸计4测量的呼吸数据中检测呼吸周 期。检测到的呼吸周期输入到脉搏波传播时间呼吸变化测量单元14、 脉冲波振幅呼吸变化测量单元16和脉压呼吸变化测量单元52。

有创血压脉压测量单元51在由有创血压测量装置5测量的血压数 据的基础上测量IBP脉压。由此测量的IBP脉压输入到脉压呼吸变化测 量单元52。就此而言，也可以采取另一种构造，其中将由有创血压脉 压测量装置5测量的IBP脉压直接输入到患者的固有系数计算单元18。

脉压呼吸变化测量单元52在由有创血压脉压测量单元51测量的 IBP脉压和由呼吸周期检测单元41测量的呼吸周期的基础上，测量脉压 的呼吸变化（PPV：脉压变化）。由此测量的脉压的呼吸变化输入到患 者的固有系数计算单元18。

患者的固有系数计算单元18在由NIBP脉压测量单元11测量的 NIBP脉压、在脉搏波传播时间中发生的并由脉搏波传播时间呼吸变化 测量单元14测量的呼吸变化以及由脉冲波振幅呼吸变化测量单元16测 量的脉搏波振幅的呼吸变化的基础上，计算患者的固有系数。由此计 算的系数输入到心输出量计算单元17。就此而言，也可以使用由脉压 呼吸变化测量单元52测量的脉压的呼吸变化来代替PAV。

心输出量计算单元17从由心率计算单元12计算出的心率、由脉搏 波传播时间测量单元13测量的脉搏波传播时间以及由患者的固有系数 计算单元18计算出的系数，来计算心输出量。

输入单元61连接到血量测量装置1，并且健康护理工作人员利用输 入单元61从外部输入所需数据。显示部分62连接到血量测量装置1，并 且由此测量的关于患者的生物医学信息显示在显示部分62上。此外， 报警部分63连接到血量测量装置1。当检测到在测量的生物医学信息中 的异常时，利用报警部分63发出警报。

现在对用于从Eq.16、即esCO=（αK*PWTT+βK）*HR确定估 算心输出量（esCO）的血量测量方法给出解释。

使用呼吸变化并利用校准确定患者的固有系数α、β和K，从而计 算esCO。当不存在脉压（PP）增加时对系数α和β进行校准，所述脉压 增加否则将由血管收缩药物的给药等引起。

首先读取系数α的初始值（步骤S1）。随后，通过实际测量获取 PWTT和HR（步骤S2）。由此获取的PWTT（脉搏波传播时间）是消 除呼吸变化后的值。然后，从通过时间间隔检测基准点测量单元31测 量的心电图中的R波计算并获取HR（心率）。

然后对是否存在系数β进行确定（步骤S3）。因子α和β是待实验 确定的患者固有的系数。当在步骤S3中确定不包含系数β时（步骤S3 中的否），将测量校准血压的请求讯息显示在显示部分62上（步骤S4）。

随后，对是否测量校准血压进行确定（步骤S5）。当未测量血压 时（步骤S5中的否），处理等待直至进行测量。相反，当已测量血压 时（步骤S5中的是），将已在血压值的基础上测量的PP值以及获取 的PWTT和HR作为PP1、PWTT1和HR1储存在寄存器中（步骤S6）。

随后将由此储存的值和在步骤S1中读取的初始值α代入方程β= PP1–α*PWTT1，由此计算系数β（步骤S7）。所述方程从SV=K*PP （Eq.4）和SV=K*（α*PWTT+β） （Eq.14）推导而来。

在计算系数β后，处理进入到步骤S12，并对是否包括系数K进行 确定。

同时，当在步骤S3中确定包含系数β时（步骤S3中的是），确定 是否对在步骤S1中读取的初始值α进行再校准（步骤S8）。当在步骤 S8中确定不进行系数α的再校准时，处理进入到步骤S12，在其对是否 包含系数K进行另一次确定。

当在步骤S8中确定进行系数α的再校准时，如下计算表示由脉冲 式血氧仪测量的脉搏波振幅的呼吸变化的PAV（步骤S9）：

在系数K、α和β之间存在下述关系。

SV=K*PP （Eq.4）和SV=CO/HR给出

K=CO1/（PP1*HR1） （Eq.17）。

SV=K*PP （Eq.4）和SV=K*（α*PWTT+β） （Eq.14）给 出

PP1=αPWTT1+β （Eq.18）。

因此，β=PP1–αPWTT1 （Eq.19），

其中PP1、PWTT1和HR1是校准期间实测的因子PP、PWTT和 HR的值。这些实测值是消除呼吸值后的值。

将由脉搏波传播时间呼吸变化测量单元14测量的呼吸周期内的 PWTT的最小值和最大值取为PWTTmin和PWTTmax，由患者的固有 系数计算单元18计算的呼吸周期内SV的最大值SVmax和最小值 SVmin如下进行确定：

SVmax=K（αPWTTmin+β） （Eq.20）

SVmin=K（αPWTTmax+β） （Eq.21）

呼吸周期内SV的平均值如下确定：

[数学表达式1]

$\mathrm{SVavg}=\frac{1}{n}{\Sigma }_{i=1}^{n}K(\mathrm{\alpha PWTTi}+\beta )$

SVavg=K（αPWTTavg+β） （Eq.22）

因此，表示SV的呼吸变化的SVV通过Eq.20、Eq.21和Eq.22 如下确定：

SVV=（SVmax–Svmin）/SVavg

=K（αPWTTmin+β–αPWTTmax–β）/K（αPWTTavg+β）

=Kα（PWTTmin–PWTTmax）/K（αPWTTavg+β）

=（PWTTmin–PWTTmax）/（PWTTavg+β/α） （Eq.23）

具有血氧饱和度波形的脉搏波振幅的呼吸变化PAV可以如下计 算。

PAV=（Ampmax–Ampmin）/Ampavg （Eq.24）

假设SVV等于PAV，Eq.23和Eq.24将给出

PAV=（PWTTmin–PWTTmax）/（PWTTavg+β/α） （Eq.25）。

随后，计算PWTT的最小值PWTTmin、最大值PWTTmax和平均 值PWTTavg（步骤S10）。

将β=PP1–αPWTT1（Eq.19）代入Eq.25，由此给出

PAV*（αPWTTavg+PP1–αPWTT1）=α（PWTTmin– PWTTmax）。

从α*（PAV*PWTTavg–PAV*PWTT1+PWTTmax– PWTTmin）=–PAV*PP1，如下计算系数α：

α=–（PAV*PP1）/（PAV*（PWTTavg–PWTT1）+PWTTmax –PWTTmin） （Eq.26）

此外，能够通过将系数α代入β=PP1–αPWTT1 （Eq.19）来计算 系数β（步骤S11）。

当作为步骤S8中的确定给出否时，在进行与步骤S7和步骤S11 有关的处理后，对是否包括系数K进行另一次确定（步骤S12）。

当在步骤S12中确定不包括系数K时（步骤S12中的否），输入 校准CO值的请求显示在显示部分62中（步骤S13）。随后，对是否 输入校准CO值进行确定（步骤S14）。当不输入CO值时（步骤S14 中的否），处理等待直至输入CO值。相反，当输入CO值时（步骤 S14中的是），将由此输入的CO值作为CO1储存在寄存器中（步骤 S15）。

随后，将储存的CO1值和计算的系数α、β、PWTT1和HR1代入 K=CO1/（（α*PWTT1+β）*HR1），由此计算系数K（步骤S16）。 所述方程从K=CO1/（PP1*HR1）（Eq.17）和PP1=αPWTT1+β （Eq.18）推导而来。

将通过校准确定的系数α、β和K代入方程esCO=K*（α*PWTT +β）*HR，由此计算esCO（步骤S17）。即使当在步骤S12中确定包 括系数K时（步骤S12中的时），处理也可以进入到步骤S17，从而 计算esCO。

将由此计算的esCO显示在显示部分62中（步骤S18）。

随后，处理回到步骤S2，在其连续重复上面的处理。

在步骤S9中，也可以使用由脉压呼吸变化测量单元52测量的PPV （患者脉压的呼吸变化）来代替PAV（脉搏波振幅的呼吸变化）。

如上所述，根据实施方式的血量测量方法和测量装置，可以仅仅 通过单次血压测量，使用至少两种类型的呼吸变化参数来校准系数α、 β和K。因此，可以消除对目前为止在相关技术中实际使用的在改变校 准血压时进行两次血压测量的需求。因此，可以简化血量的测量，并 且可以在不强加给患者紧张的情况下计算血量。

由于使用每搏输出量的呼吸变化（SVV）、脉搏波振幅的呼吸变 化（PAV）和脉压的呼吸变化（PPV）作为呼吸变化参数，因此可以进 一步简化测量方法，使得可以缩短检查时间。

尽管到目前为止已详细地并参考具体实施方式对本发明进行了描 述，但对于本领域技术人员来说，显然易于对本发明进行各种改变和 修改，而不背离本发明的精神和范围。

例如，实施方式提到了其中在步骤S13至S16中使用CO值、即 每单位时间（例如1分钟）的心输出量的实例。然而，本发明不限于 所述实例。也可以使用在心脏收缩期间流入主动脉的血量，即每搏输 出量SV。更具体来说，当在步骤S12中确定不包括系数K时（步骤 S12中的否），输入校准SV值的请求显示在显示部分62中（步骤S’13）。 随后，对是否输入了校准SV值进行确定（步骤S’14）。当未输入校准 SV值时（步骤S’14中的否），处理等待直至输入校准SV值。相反， 当输入SV值时（步骤S’14中的是），将由此输入的SV值作为SV1 储存在寄存器中（步骤S’15）。

将由此储存的SV1值和计算的系数α、β、PWTT1和HR1代入方 程K=SV1/（α*PWTT1+β），由此计算系数K（步骤S’16）。即使 在这样的修改实例中，装置也以与所述实施方式所描述的相同方式运 行。因此，测量血量不消耗大量时间，并且血量的测量简单，使得可 以减轻由测量强加的作用于患者的紧张。

本发明的血量测量方法和血量测量装置能够通过仅仅单次血压测 量来进行血量测量。因此，在血量测量中不耗费长时间，并且可以减 轻由测量强加于患者的紧张。