JP2866132B2 - 流速センサプローブ - Google Patents
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- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
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- A61B5/0275—Measuring blood flow using tracers, e.g. dye dilution
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01F—MEASURING VOLUME, VOLUME FLOW, MASS FLOW OR LIQUID LEVEL; METERING BY VOLUME
- G01F1/00—Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow
- G01F1/68—Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow by using thermal effects
- G01F1/684—Structural arrangements; Mounting of elements, e.g. in relation to fluid flow
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Description
【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は、心拍出量などの流速測定に用いる流速セン
サローブに関する。
サローブに関する。
［従来の技術］ 従来、重症循環不全患者の管理に必須である心拍出量
測定には、超音波法、色素希釈法、ラジオアイソトープ
法などがあり、その方法の簡便さ及び正確さにより、も
つぱら肺動脈にカテーテルを留置する右心カテーテル法
に基づいた熱希釈法が広く用いられている。
測定には、超音波法、色素希釈法、ラジオアイソトープ
法などがあり、その方法の簡便さ及び正確さにより、も
つぱら肺動脈にカテーテルを留置する右心カテーテル法
に基づいた熱希釈法が広く用いられている。
しかし、熱希釈法で得られる情報は不連続であり、ま
た心拍出量測定に際し、その都度注入液を注入するため
の操作を行わなければならず、手技の煩雑さと、反復し
た冷生食水の注入に伴う感染や体温低下、心負荷増加な
どの問題から、心拍出量の把握が必要な重症患者ほど測
定回数が限られてしまう。
た心拍出量測定に際し、その都度注入液を注入するため
の操作を行わなければならず、手技の煩雑さと、反復し
た冷生食水の注入に伴う感染や体温低下、心負荷増加な
どの問題から、心拍出量の把握が必要な重症患者ほど測
定回数が限られてしまう。
心拍出量を連続的に精度よく測定する方法として、発
明者らが開発したCCOMシステム（Continuous Cardiac O
utput Monitoring System）がある。これは、カテーテ
ルプローブ部とモニタ装置部とから構成される連続心拍
出量モニタシステムであり、電流の通電により自己加熱
するサーミスタ（CFTと呼ぶ）の血流による熱喪失量を
連続測定することによつて、間欠的な冷生食水負荷なし
に心拍出量を連続的にモニタすることを実現している。
明者らが開発したCCOMシステム（Continuous Cardiac O
utput Monitoring System）がある。これは、カテーテ
ルプローブ部とモニタ装置部とから構成される連続心拍
出量モニタシステムであり、電流の通電により自己加熱
するサーミスタ（CFTと呼ぶ）の血流による熱喪失量を
連続測定することによつて、間欠的な冷生食水負荷なし
に心拍出量を連続的にモニタすることを実現している。
心拍出量（Cardiac Output;CO）とは、単位時間に心
臓から駆出される血液量であつて、通常１分間あたりの
値で表現される。通常、心臓または大血管に短絡がない
とすれば、右心の駆出量と左心の駆出量は等しく、心拍
出量CO［L/min］は、肺動脈での血流速ｖ［cm/sec］と
肺動脈断面積ｓ［cm2］とから次式で求められる。
臓から駆出される血液量であつて、通常１分間あたりの
値で表現される。通常、心臓または大血管に短絡がない
とすれば、右心の駆出量と左心の駆出量は等しく、心拍
出量CO［L/min］は、肺動脈での血流速ｖ［cm/sec］と
肺動脈断面積ｓ［cm2］とから次式で求められる。
CO＝0.06・ｓ・ｖ …［１］ ここで、連続心拍出量測定の原理について説明する。
サーミスタは、温度変化に依存してその抵抗値が変化
する性質を利用して、通常温度センサとして用いられて
いる。
する性質を利用して、通常温度センサとして用いられて
いる。
しかし、そのサーミスタも抵抗体であるので、電流を
多めに流せばサーミスタ自体が発熱する。従つて血流中
にこのようなサーミスタを配置すれば、サーミスタの温
度は電流による初熱量と血流によつて奪われる熱量とが
平衡する温度になる。この平衡温度Ttは流速に依存して
変化するので、サーミスタを流速センサとして利用でき
る。
多めに流せばサーミスタ自体が発熱する。従つて血流中
にこのようなサーミスタを配置すれば、サーミスタの温
度は電流による初熱量と血流によつて奪われる熱量とが
平衡する温度になる。この平衡温度Ttは流速に依存して
変化するので、サーミスタを流速センサとして利用でき
る。
平衡温度Tt［℃］と血流速ｖ［cm/sec］との関係は実
験的に次式のように表わすことができる。
験的に次式のように表わすことができる。
log Tt＝Ａ・log v＋Ｂ …［２］ ここで、A,Bは、流体及びサーミスタなどの特性に依
存した定数である。
存した定数である。
ところで、連続的に心拍出量COを測定するためには、
平衡温度TtとCOとの関係式を得る必要があるので、
［１］式、及び［２］式から血流速ｖを消去すると、次
式を得る。
平衡温度TtとCOとの関係式を得る必要があるので、
［１］式、及び［２］式から血流速ｖを消去すると、次
式を得る。
log Tt＝Ａ・logCO＋B-log［0.06・ｓ］ …［３］ しかしながら、［３］式には肺動脈断面積ｓという未
知のパラメータが含まれており、このままでは心拍出量
の測定に用いることができない。そこで心拍出量と平衡
温度とを少なくとも１回測定し、その測定値をそれぞれ
較正値COCALとTtCALとして［３］式に代入すると、 log TtCAL＝Ａ・logCOCAL＋B-log［0.06・ｓ］…［４］ となる。これら［３］式、及び［４］式から肺動脈断
面積ｓを消去すると、 log［Tt/TtCAL］＝Ａ・log［CO/COCAL］ …［５］ が得られる。
知のパラメータが含まれており、このままでは心拍出量
の測定に用いることができない。そこで心拍出量と平衡
温度とを少なくとも１回測定し、その測定値をそれぞれ
較正値COCALとTtCALとして［３］式に代入すると、 log TtCAL＝Ａ・logCOCAL＋B-log［0.06・ｓ］…［４］ となる。これら［３］式、及び［４］式から肺動脈断
面積ｓを消去すると、 log［Tt/TtCAL］＝Ａ・log［CO/COCAL］ …［５］ が得られる。
従つて、心拍出量COは平衡温度Ttの関数として、 CO＝COCAL・［Tt/TtCAL］1/A …［６］ のように表わすことができ、自己加熱型サーミスタを
用いた連続心拍出量測定が可能となる。
用いた連続心拍出量測定が可能となる。
次に、CCOMシステムによる心拍出量の算出方法につい
て述べる。
て述べる。
CCOMシステムにおいては、上述の較正を熱希釈法によ
り行ない、カテーテルプローブには２個のサーミスタを
取り付ける。それらのサーミスタの内、自己加熱し平衡
温度を計測するサーミスタをCFTサーミスタ、熱希釈法
で用いる血液温度を測定するサーミスタをPATサーミス
タと呼ぶ。
り行ない、カテーテルプローブには２個のサーミスタを
取り付ける。それらのサーミスタの内、自己加熱し平衡
温度を計測するサーミスタをCFTサーミスタ、熱希釈法
で用いる血液温度を測定するサーミスタをPATサーミス
タと呼ぶ。
CFTサーミスタ温度TtRは血流速変化に依存している
が、血液温度TBの変化にも依存している。従つて、較正
時からの血液温度変化に伴うTtRの補正を以下の式によ
つて行う。
が、血液温度TBの変化にも依存している。従つて、較正
時からの血液温度変化に伴うTtRの補正を以下の式によ
つて行う。
Tt＝TtR‐Ｋ・（TB-TBCAL） …［７］ ここで、 TtR :計測時のCFTサーミスタ温度 K :血液温度補正係数 TB :血液温度 TBCAL：較正時の血液温度 である。
［６］式に［７］式の温度補正を行うと次式が得られ
る。
る。
CO＝COCAL・｛［TtR‐Ｋ・（TB-TBCAL）］／TtCAL｝1/A …［８］ 上述のように、心拍出量COは連続的に計測されるCFT
サーミスタ温度TtRと血液温度TBとから［８］式で算出
される。しかし、心拍出量の全範囲（０〜12L/min）
を、［８］式中の定数Ａの値を単一値として算出すると
精度が下がるので、以下に述べるように、心拍出量の測
定範囲を二分割する。即ち、心拍出量が高流量域のとき
のＡの値をAH、低流量域のＡの値をALと場合分けをした
演算式を用いて心拍出量を算出する。尚、定数Ａは流速
に対する温度の指標であり、以降これを［Ａ値］と呼
ぶ。
サーミスタ温度TtRと血液温度TBとから［８］式で算出
される。しかし、心拍出量の全範囲（０〜12L/min）
を、［８］式中の定数Ａの値を単一値として算出すると
精度が下がるので、以下に述べるように、心拍出量の測
定範囲を二分割する。即ち、心拍出量が高流量域のとき
のＡの値をAH、低流量域のＡの値をALと場合分けをした
演算式を用いて心拍出量を算出する。尚、定数Ａは流速
に対する温度の指標であり、以降これを［Ａ値］と呼
ぶ。
（１）心拍出量の較正値COCALが2.75L/minより大きい場
合の演算処理 最初に、熱希釈法にて心拍出量の較正を行う。続い
て、較正値（COCALとTtCAL）から心拍出量が2.75L/min
のときのCFTサーミスタ温度Tt2.75を演算する。即ち、
［６］式をTtを求める式に変換し、Ａ値をAHとしてCO＝
2.75L/minを代入すると、 Tt2.75＝TtCAL・（2.75/COCAL）AH …［９］ となる。
合の演算処理 最初に、熱希釈法にて心拍出量の較正を行う。続い
て、較正値（COCALとTtCAL）から心拍出量が2.75L/min
のときのCFTサーミスタ温度Tt2.75を演算する。即ち、
［６］式をTtを求める式に変換し、Ａ値をAHとしてCO＝
2.75L/minを代入すると、 Tt2.75＝TtCAL・（2.75/COCAL）AH …［９］ となる。
そして、計測時には、以下の場合分けをした演算式に
従い心拍出量を求める。
従い心拍出量を求める。
TtR‐Ｋ・（TB-TBCAL）＞Tt2.75のとき TtR‐Ｋ・（TB-TBCAL）≦Tt2.75のとき （２）心拍出量の較正値COCALが2.75L/minより小さい場
合の演算処理 （１）の場合と同様に、較正値（COCALとTtCAL）から心
拍出量が2.75L/minのときのCFTサーミスタ温度Tt2.75を
演算する。即ち、Ａ値をALとし、［６］式から、 Tt2.75＝TtCAL・（2.75/COCAL）AL …［12］ を得る。
合の演算処理 （１）の場合と同様に、較正値（COCALとTtCAL）から心
拍出量が2.75L/minのときのCFTサーミスタ温度Tt2.75を
演算する。即ち、Ａ値をALとし、［６］式から、 Tt2.75＝TtCAL・（2.75/COCAL）AL …［12］ を得る。
計測時には、以下の場合分けした演算式に従い心拍出
量を求める。
量を求める。
TtR‐Ｋ・（TB-TBCAL）＞Tt2.75のとき、 TtR‐Ｋ・（TB-TBCAL）≦Tt2.75のとき、 第５図は従来の流速センサプローブ（カテーテルプロ
ーブ）の構造を示しており、カテーテルチユーブ１にマ
ニホールド６を介してバルーン膨張ライン９、圧力測定
ライン10、注入液注入ライン11、及びサーミスタ連結ラ
イン12が接続されている。
ーブ）の構造を示しており、カテーテルチユーブ１にマ
ニホールド６を介してバルーン膨張ライン９、圧力測定
ライン10、注入液注入ライン11、及びサーミスタ連結ラ
イン12が接続されている。
カテーテルチユーブ１は先端部に圧力測定孔４、CFT
サーミスタ２、そしてPATサーミスタ３を配する構造と
なつている。また、CFTサーミスタ２、及びPATサーミス
タ３はそれぞれCFTコネクタ７、及びPATコネクタ８と電
気的に接続されている。
サーミスタ２、そしてPATサーミスタ３を配する構造と
なつている。また、CFTサーミスタ２、及びPATサーミス
タ３はそれぞれCFTコネクタ７、及びPATコネクタ８と電
気的に接続されている。
第６図は従来の流速センサプローブにおける、CFTサ
ーミスタ装着部の構造を示す。
ーミスタ装着部の構造を示す。
第６図において、CFTサーミスタ２は耐水性を確保す
るために耐水性エポキシ樹脂34でデイツピングされ、ポ
リイミド製のカプトンチユーブ31に挿入されている。カ
プトンチユーブ31に挿入されたCFTサーミスタ２は、カ
テーテルチユーブ１の側孔29に装着され、さらにカテー
テルチユーブ１に固定するために固定用エポキシ接着剤
36でポツテイングされている。
るために耐水性エポキシ樹脂34でデイツピングされ、ポ
リイミド製のカプトンチユーブ31に挿入されている。カ
プトンチユーブ31に挿入されたCFTサーミスタ２は、カ
テーテルチユーブ１の側孔29に装着され、さらにカテー
テルチユーブ１に固定するために固定用エポキシ接着剤
36でポツテイングされている。
サーミスタリード線32は、カテーテルチユーブ１内を
通つてサーミスタ連結ライン12のCFTコネクタ７に電気
的に接続される。
通つてサーミスタ連結ライン12のCFTコネクタ７に電気
的に接続される。
［本発明が解決しようとする課題］ しかしながら、上記従来のCCOMシステムでは、血流に
対するCFTサーミスタの温度変化が小さく心拍出量を測
定するために必要な感度を満足していないという欠点が
ある。即ち、流速センサプローブ（カテーテルプロー
ブ）のCFTサーミスタ装着部において、CFTサーミスタと
外界（血液）との間にある何層もの熱伝導特性の悪い樹
脂が、CFTサーミスタの発熱した熱量を効率よく外界に
伝えることを阻む構造を成しており、血流による冷却が
十分に行われないという欠点がある。
対するCFTサーミスタの温度変化が小さく心拍出量を測
定するために必要な感度を満足していないという欠点が
ある。即ち、流速センサプローブ（カテーテルプロー
ブ）のCFTサーミスタ装着部において、CFTサーミスタと
外界（血液）との間にある何層もの熱伝導特性の悪い樹
脂が、CFTサーミスタの発熱した熱量を効率よく外界に
伝えることを阻む構造を成しており、血流による冷却が
十分に行われないという欠点がある。
また、従来の流速センサプローブ（カテーテルプロー
ブ）は、サーミスタリード線を伝わつて熱が逃げ、それ
がPATサーミスタの温度に影響を与えるという欠点があ
る。
ブ）は、サーミスタリード線を伝わつて熱が逃げ、それ
がPATサーミスタの温度に影響を与えるという欠点があ
る。
［課題を解決するための手段］ 本発明は、上述の課題を解決することを目的として成
されたもので、上述の課題を解決する一手段として以下
の構成を備える。
されたもので、上述の課題を解決する一手段として以下
の構成を備える。
即ち、本発明の流速センサプローブは、流体と接する
ように配置された金属片からなる熱伝導放熱手段と、該
熱伝導放熱手段とは別体の発熱手段と、前記発熱手段を
密封する絶縁性の密封材であって、該密封材は該前記発
熱手段が発生した熱を前記熱伝導放熱手段に伝えるため
に、該熱伝導放熱手段に面接触している該密封材と、前
記発熱手段の温度を検出する温度検出手段とを備えるこ
とを特徴とする。
ように配置された金属片からなる熱伝導放熱手段と、該
熱伝導放熱手段とは別体の発熱手段と、前記発熱手段を
密封する絶縁性の密封材であって、該密封材は該前記発
熱手段が発生した熱を前記熱伝導放熱手段に伝えるため
に、該熱伝導放熱手段に面接触している該密封材と、前
記発熱手段の温度を検出する温度検出手段とを備えるこ
とを特徴とする。
［作用］ 以上の構成により、サーミスタなどの熱発生手段が発
生する熱の外界への効率的な放熱と、漏電対策を実現で
きる。
生する熱の外界への効率的な放熱と、漏電対策を実現で
きる。
［実施例］ 以下、添付図面を参照して本発明に係る好適な一実施
例を詳細に説明する。
例を詳細に説明する。
第１図は本発明に係る一実施例である流速センサプロ
ーブにおける、CFTサーミスタのカテーテル側孔装着部
の構造を示す。
ーブにおける、CFTサーミスタのカテーテル側孔装着部
の構造を示す。
第１図において、CFTサーミスタ２は耐水性を確保す
るために耐水性エポキシ樹脂34でデイツピングされ、金
属小片35に接着されている。このように、金属小片35が
流体（血液）と接し、CFTサーミスタ２が流体（血液）
と直接接触しないように配置されているため、CFTサー
ミスタ２からの漏電が発生する虞れがなく、かつCFTサ
ーミスタ２が発生する熱が効率よく外界（血液）に放熱
される。この金属小片35は、材質として熱伝導率の大き
い金（Au）を使用し、また耐水性エポキシ樹脂34には、
その熱伝導性を向上させる目的で窒化ホウ素（BN）を混
入してある。
るために耐水性エポキシ樹脂34でデイツピングされ、金
属小片35に接着されている。このように、金属小片35が
流体（血液）と接し、CFTサーミスタ２が流体（血液）
と直接接触しないように配置されているため、CFTサー
ミスタ２からの漏電が発生する虞れがなく、かつCFTサ
ーミスタ２が発生する熱が効率よく外界（血液）に放熱
される。この金属小片35は、材質として熱伝導率の大き
い金（Au）を使用し、また耐水性エポキシ樹脂34には、
その熱伝導性を向上させる目的で窒化ホウ素（BN）を混
入してある。
金属小片35に接着されたCFTサーミスタ２は、カテー
テルチユーブ１の側孔29に装着するため固定用エポキシ
接着剤36でポツテイングされ、さらにカテーテル側孔29
と金属小片35との隙間の耐水性を保つために、カテーテ
ルチユーブ１（塩ビ製）と接着性の良好なエポキシ接着
剤33でポツテイングされている。また、耐水性エポキシ
樹脂34としては、熱伝導性に優れたものを選択し使用し
ている。
テルチユーブ１の側孔29に装着するため固定用エポキシ
接着剤36でポツテイングされ、さらにカテーテル側孔29
と金属小片35との隙間の耐水性を保つために、カテーテ
ルチユーブ１（塩ビ製）と接着性の良好なエポキシ接着
剤33でポツテイングされている。また、耐水性エポキシ
樹脂34としては、熱伝導性に優れたものを選択し使用し
ている。
これにより、CFTサーミスタ２が発生する熱が耐水性
エポキシ樹脂34および金属小片35の外に逃げ難くなり、
熱が耐水性エポキシ樹脂34および金属小片35に伝達して
効率的に外界（血液）に放熱される。
エポキシ樹脂34および金属小片35の外に逃げ難くなり、
熱が耐水性エポキシ樹脂34および金属小片35に伝達して
効率的に外界（血液）に放熱される。
サーミスタリード線32は、カテーテルチユーブ１内を
通つてサーミスタ連結ライン12のCFTコネクタ７に電気
的に接続される。
通つてサーミスタ連結ライン12のCFTコネクタ７に電気
的に接続される。
流速センサプローブの流速に対する感度は、上述のＡ
値を指標として表わすことができる。
値を指標として表わすことができる。
第２図は、Ａ値と［２］式から計算される流速に対す
るCFTサーミスタ温度変化との関係を示している。
るCFTサーミスタ温度変化との関係を示している。
第２図から明らかなように、Ａ値が大きくなるにつれ
てCFT温度は小さくなるので、流速センサプローブの感
度は上がることが判る。尚、第２図に示したＡ値は、
［２］式のＡを−1000倍した値である。
てCFT温度は小さくなるので、流速センサプローブの感
度は上がることが判る。尚、第２図に示したＡ値は、
［２］式のＡを−1000倍した値である。
次に、流速センサプローブのＡ値を測定するシステム
について説明する。
について説明する。
第３図は流速センサプローブのＡ値を測定するシステ
ムのブロック図で、システムはφ20mmのアクリル管と塩
ビ製チユーブによつて構築されており、血液の代わりに
生理食塩水を循環させている。図中の矢印は、生理食塩
水20の循環方向を示している。
ムのブロック図で、システムはφ20mmのアクリル管と塩
ビ製チユーブによつて構築されており、血液の代わりに
生理食塩水を循環させている。図中の矢印は、生理食塩
水20の循環方向を示している。
生理食塩水20は恒温槽19で37℃に加温され、拡散ポン
プ23と流量調節用バルブ22で所定流量に調節される。循
環流量は電磁血流計17によつて連続的に計測されるが、
この電磁血流計17の値は、あらかじめメスシリンダで流
量を測定する方法と比較し較正してある。
プ23と流量調節用バルブ22で所定流量に調節される。循
環流量は電磁血流計17によつて連続的に計測されるが、
この電磁血流計17の値は、あらかじめメスシリンダで流
量を測定する方法と比較し較正してある。
流速センサプローブであるCCOMカテーテルプローブ15
は循環回路14中に設けられた逆止弁16を介して挿入さ
れ、攪拌器21（熱希釈法の較正を行うとき冷生食水の攪
拌をするもので、生体における心臓の代用となる）の下
流にCFTサーミスタが位置するように配置される。
は循環回路14中に設けられた逆止弁16を介して挿入さ
れ、攪拌器21（熱希釈法の較正を行うとき冷生食水の攪
拌をするもので、生体における心臓の代用となる）の下
流にCFTサーミスタが位置するように配置される。
CFTサーミスタは、CCOMモニタ24により監視され、CCO
Mモニタ24と電磁血流計17はコンピユータ25に接続され
ている。
Mモニタ24と電磁血流計17はコンピユータ25に接続され
ている。
Ａ値の算出は、流量調節用バルブ22を操作して循環回
路14の循環流量を12L/minから段階的に減量し、その時
々のCFT温度、PAT温度（血液温度）を計測して、電磁血
流計17が示す流量から換算した流速との相関から求め
る。
路14の循環流量を12L/minから段階的に減量し、その時
々のCFT温度、PAT温度（血液温度）を計測して、電磁血
流計17が示す流量から換算した流速との相関から求め
る。
第４図は、本発明の流速センサプローブと従来のプロ
ーブの性能を実測し、比較したものである。
ーブの性能を実測し、比較したものである。
第４図から、流速測定に対するプローブの感度を示す
Ａ値について言えば、本発明の流速センサプローブは従
来のプローブに比べて高流量域、低流量域とも値が５倍
以上大きくなつている。また、プローブの放熱の程度を
示す指標であるＢパラメータ（［２］式の定数Ｂに同
じ）においても、本発明のプローブの方が値として３ポ
イント程減少している。尚、測定プローブ数は測定に使
用したプローブの数であり、Ａ値及びＢパラメータの値
は、測定に使用したプローブ数で平均した値である。
Ａ値について言えば、本発明の流速センサプローブは従
来のプローブに比べて高流量域、低流量域とも値が５倍
以上大きくなつている。また、プローブの放熱の程度を
示す指標であるＢパラメータ（［２］式の定数Ｂに同
じ）においても、本発明のプローブの方が値として３ポ
イント程減少している。尚、測定プローブ数は測定に使
用したプローブの数であり、Ａ値及びＢパラメータの値
は、測定に使用したプローブ数で平均した値である。
以上説明したように、本実施例によれば、CFTサーミ
スタが発生する熱を効率よく外界に伝えるとともに、サ
ーミスタリード線を伝わつて逃げる熱量が減少するの
で、流速センサプローブの流速測定の感度を上げること
ができるという効果がある。
スタが発生する熱を効率よく外界に伝えるとともに、サ
ーミスタリード線を伝わつて逃げる熱量が減少するの
で、流速センサプローブの流速測定の感度を上げること
ができるという効果がある。
また、高流量域と低流量域のＡ値の比が小さくなるの
で、CFT温度と流速との関係を［２］式で高精度に算出
できるという効果がある。
で、CFT温度と流速との関係を［２］式で高精度に算出
できるという効果がある。
［発明の効果］ 以上のように本発明が構成されているので、発熱手段
が発生する熱を逃がすことなく放熱手段に伝えることが
できる。更に、放熱手段は効率よく熱を外界に放熱でき
るので、流速センサープローブの流速測定の感度を上げ
ることができる。
が発生する熱を逃がすことなく放熱手段に伝えることが
できる。更に、放熱手段は効率よく熱を外界に放熱でき
るので、流速センサープローブの流速測定の感度を上げ
ることができる。
第１図は本発明に係る一実施例である流速センサプロー
ブにおける、CFTサーミスタのカテーテル側孔装着部の
構造を示す図、 第２図はＡ値と、算出した流速に対するCFTサーミスタ
温度変化との関係を示す図、 第３図は流速センサプローブのＡ値を測定するシステム
のブロツク図、 第４図は本発明の流速センサプローブと従来のプローブ
の性能比較を示す図、 第５図は従来の流速センサプローブ（カテーテルプロー
ブ）の構造を示す図、 第６図は従来の流速センサプローブにおける、CFTサー
ミスタ装着部の構造を示す図である。 図中、１……カテーテルチユーブ、２……CFTサーミス
タ、３……PATサーミスタ、４……圧力測定孔、５……
注入液注入孔、６……マニホールド、７……CFTコネク
タ、８……PATコネクタ、９……バルーン膨張ライン、1
0……圧力測定ライン、11……注入液注入ライン、12…
…サーミスタ連結ライン、14……循環回路、15……CCOM
カテーテルプローブ、16……逆止弁、17……電磁血流
計、18……電磁血流計プローブ、19……恒温槽、20……
生理食塩水、21……攪拌器、22……流量調節用バルブ、
23……拡散ポンプ、24……CCOMモニタ、25……コンピユ
ータ、29……側孔、30……サーミスタルーメン、31……
カプトンチユーブ、32……サーミスタリード線、33……
エポキシ接着剤、34……耐水性エポキシ樹脂、35……金
属小片、36……固定用エポキシ接着剤である。
ブにおける、CFTサーミスタのカテーテル側孔装着部の
構造を示す図、 第２図はＡ値と、算出した流速に対するCFTサーミスタ
温度変化との関係を示す図、 第３図は流速センサプローブのＡ値を測定するシステム
のブロツク図、 第４図は本発明の流速センサプローブと従来のプローブ
の性能比較を示す図、 第５図は従来の流速センサプローブ（カテーテルプロー
ブ）の構造を示す図、 第６図は従来の流速センサプローブにおける、CFTサー
ミスタ装着部の構造を示す図である。 図中、１……カテーテルチユーブ、２……CFTサーミス
タ、３……PATサーミスタ、４……圧力測定孔、５……
注入液注入孔、６……マニホールド、７……CFTコネク
タ、８……PATコネクタ、９……バルーン膨張ライン、1
0……圧力測定ライン、11……注入液注入ライン、12…
…サーミスタ連結ライン、14……循環回路、15……CCOM
カテーテルプローブ、16……逆止弁、17……電磁血流
計、18……電磁血流計プローブ、19……恒温槽、20……
生理食塩水、21……攪拌器、22……流量調節用バルブ、
23……拡散ポンプ、24……CCOMモニタ、25……コンピユ
ータ、29……側孔、30……サーミスタルーメン、31……
カプトンチユーブ、32……サーミスタリード線、33……
エポキシ接着剤、34……耐水性エポキシ樹脂、35……金
属小片、36……固定用エポキシ接着剤である。
フロントページの続き (72)発明者 栗尾 勝 神奈川県足柄上郡中井町井ノ口1500番地 テルモ株式会社内 (72)発明者 関位 重和 神奈川県足柄上郡中井町井ノ口1500番地 テルモ株式会社内 (56)参考文献 特開 昭54−22987（ＪＰ，Ａ) 特開 昭47−33484（ＪＰ，Ａ) 特開 昭56−81421（ＪＰ，Ａ) 実開 昭57−146345（ＪＰ，Ｕ) 実公 昭46−154（ＪＰ，Ｙ１) (58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名) G01F 1/68
Claims (7)
- 【請求項１】流体と接するように配置された金属片から
なる熱伝導放熱手段と、 該熱伝導放熱手段とは別体の発熱手段と、 前記発熱手段を密封する絶縁性の密封材であって、該密
封材は該前記発熱手段が発生した熱を前記熱伝導放熱手
段に伝えるために、該熱伝導放熱手段に面接触している
該密封材と、 前記発熱手段の温度を検出する温度検出手段とを備える
ことを特徴とする流速センサプローブ。 - 【請求項２】前記発熱手段と前記温度検出手段とが単一
の抵抗体で構成されていることを特徴とする請求項第１
項に記載の流速センサプローブ。 - 【請求項３】前記熱伝導放熱手段が耐水性及び電気的な
絶縁性を有する前記発熱手段を密封する樹脂層と、流体
と接する面を被覆する金属板とからなることを特徴とす
る請求項第１項又は第２項に記載の流速センサプロー
ブ。 - 【請求項４】前記樹脂層に熱伝導率が大きく、かつ体積
抵抗率の大きい熱伝導物質を混入してなることを特徴と
する請求項第４項に記載の流速センサプローブ。 - 【請求項５】前記熱伝導放熱手段が耐水性及び電気的絶
縁性を有しかつ優れた熱伝導率を有する第１の樹脂層
と、金属とからなり、前記第１の樹脂層が少なくとも前
記熱伝導放熱手段と前記発熱手段との間を埋めるように
前記熱伝導放熱手段と前記発熱手段の両方を囲むように
配置され、さらに前記第１の樹脂層が設けられた部分を
除き前記発熱手段を囲むように耐水性及び電気的絶縁性
を有しかつ相対的に低い熱伝導率を有する第２の樹脂層
が配置されていることを特徴とする請求項第１項又は第
２項に記載の流速センサプローブ。 - 【請求項６】前記金属に金を用いてなることを特徴とす
る請求項第３項乃至第４項のいずれかに記載の流速セン
サプローブ。 - 【請求項７】前記熱伝導物質が窒化ホウ素、窒化ケイ
素、アルミナ、及びダイヤモンドのうち少なくとも一つ
以上からなることを特徴とする請求項第５項に記載の流
速センサプローブ。
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| DE69121924T DE69121924T2 (de) | 1990-01-29 | 1991-01-29 | Sonde für Strömungsgeschwindigkeit |
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