JP4189551B2 - 心室容積連続自動測定装置 - Google Patents

Description

技術分野
本発明は心室容積連続自動測定装置に係り、詳しくは、コンダクタンスカテーテルを使用した心室容積連続自動測定装置に関する。その目的は、コンダクタンスカテーテルによって測定されたコンダクタンスから心室容積を算出する際に必要とされる血液伝導度や並列コンダクタンスを、採血や高張食塩水投与法などの特別の操作によらなくても心室に挿入されたコンダクタンスカテーテルによって測定することができる心室容積連続自動測定装置を提供することにある。
背景技術
従来、心臓機能を調べる方法として、心電図を採る方法があり、この方法は、比較的手軽で広く行われているが、心電図信号が人体の外部に現れる間接的な信号であるため、これにより心臓の状態を的確に捉えることは難しく、信号の解析に熟練が必要であり、また心電図信号に現れない症状もあるため、心臓の異常が見落とされる恐れがある。
一方、心臓機能を定量的に評価する上での重要なファクターである心室容積を測定する方法としては、心エコーやＭＲＩを使用して得られた一次元的或いは二次元的な測定値から回転楕円体モデルを使用して心室容積を測定する方法が知られている。しかしながら、これらの方法は、測定に非常に長時間を要し、心室容積を直接的に測定する方法ではなく、信頼性に乏しいという問題が存在した。これに対して、心室容積を直接的に調べる方法として、コンダクタンスカテーテル法が知られている。この方法は、図９に示すように、長手方向に沿って数個（図示例では５個）のセグメント（３１ｓ_１）〜（３１ｓ_５）が形成されているコンダクタンスカテーテル（３）を用意し、これを心臓Ｈの心尖部から大動脈弁へ向かって導入し、このカテーテル（３）両端の電極（３２ｄ_１），（３２ｄ_６）間に所定の高周波の微弱電流、例えば２０ＫＨｚ、３０μＡの電流を定常的に流し、中間部分にある各セグメント（３１ｓ_２）（３１ｓ_３あるいは３１ｓ_４）両端の電極（３２ｄ_２），（３２ｄ_３）（３２ｄ_３，３２ｄ_４あるいは３２ｄ_４，３２ｄ_５）間の電圧を計測するものである。コンダクタンスカテーテル（３）に前記の高周波微弱電流を流すことで、心室内には腔内血液を媒体とする三次元的な電場が形成され、この電場の変化、則ちコンダクタンス（インピーダンスの逆数）の変化が各セグメント３１ｓ_２（３１ｓ_３あるいは３１ｓ_４）両端の電極（３２ｄ_２），（３２ｄ_３）（３２ｄ_３，３２ｄ_４あるいは３２ｄ_４，３２ｄ_５）間の電圧変化として計測される。
図１０は、上記のコンダクタンスカテーテルから得られる信号の波形図で、（Ａ）〜（Ｃ）は中間部分にある各セグメント両端の電極間の電圧変化を示し、（Ｄ）は心内心電図信号を示している。
各セグメントのコンダクタンスと心室容積との間には一定の関係式が成立するので、各セグメントのコンダクタンスを計測することにより、心室容積を求めることができる。
このようなコンダクタンスカテーテル法に用いられるコンダクタンスカテーテルとしては、例えば、特開平５−２６９１３６号公報や特開平１０−１３７２０９号公報に開示されたものが知られている。
しかしながら、コンダクタンスカテーテルを使用して心室容積を計測する方法は、他の方法と比較して時間分解能に優れるものの、以下のような問題が存在した。
即ち、コンダクタンスカテーテルにより測定されたコンダクタンスから心室容積を算出するには、採血して測定される血液伝導度や高張食塩水投与法などにより測定される並列コンダクタンスなどの各種補正値が必要とされた。つまり、コンダクタンスカテーテルが埋め込まれた被験動物のコンダクタンスを測定する計測者は、血液伝導度や並列コンダクタンスを測定するために被験動物の傍らで採血やその他必要な操作を行う必要があり、従来は心室容積を自動で測定することはできなかった。このために、被験動物と計測者が離れた場所に居るような場合、例えば、宇宙船や宇宙ステーション等の宇宙環境において心室容積を測定するような場合、わざわざ被験動物に計測者が同行しなければならなかった。また、長期間コンダクタンスカテーテルを埋め込んでコンダクタンスを測定するような場合には検査が煩雑となった。
本発明はコンダクタンスカテーテルを使用する自動操作による心室容積連続自動測定装置であって、コンダクタンスカテーテルによって測定されたコンダクタンスから心室容積を算出する際に必要とされる血液伝導度や並列コンダクタンスを、採血や食塩水投与法などの特別の操作によらなくても心室に挿入されたコンダクタンスカテーテルによって測定することができ、よってコンダクタンスカテーテルが埋め込まれた動物の近くに計測者が居なくても心室容積を自動でしかも連続的に測定することができる心室容積連続自動測定装置を提供することにある。
発明の開示
特許請求の範囲第１項に記載の発明は、心室内に導入される多機能カテーテルと、前記多機能カテーテルに所要の電力を供給する電源部とを備え、前記多機能カテーテルは、一定間隔で電極が設けられて複数のセグメントが形成され、前記電極のうちの両端の電極間に任意の高周波の微弱電流が流されて両端のセグメントを除く他のセグメント間の電圧変化を測定するコンダクタンスカテーテルと、前記複数のセグメントのうちの一つに配置された一つの血液伝導度測定用電極からなることを特徴とする心室容積連続自動測定装置に関する。
特許請求の範囲第２項に記載の発明は、心室内に導入される多機能カテーテルと、前記多機能カテーテルに所要の電力を供給する電源部とを備え、前記多機能カテーテルは、一定間隔で少なくとも四つの電極が設けられて少なくとも三つのセグメントが形成され、前記電極のうちの両端の電極間に任意の高周波の微弱電流が流されて両端のセグメントを除く他のセグメント間の電圧変化を測定するコンダクタンスカテーテルと、前記複数のセグメントのうちの一つのセグメントに配置された四つの血液伝導度測定用電極とからなり、前記四つの血液伝導度測定用電極は、両端の電極が電流印加用電極とされ、内部の一対の電極が電圧計測用電極とされてなることを特徴とする心室容積連続自動測定装置に関する。
特許請求の範囲第３項に記載の発明は、前記電源部は、前記多機能カテーテルの両端の電極間に二つの周波数で微弱電流を供給できるように構成されてなることを特徴とする特許請求の範囲第１項又は第２項に記載の心室容積連続自動測定装置に関する。
特許請求の範囲第４項に記載の発明は、前記電源部は、前記多機能カテーテルの両端の電極間に三以上の任意の周波数で微弱電流を供給できるように構成され、前記多機能カテーテルの両端の電極間に供給された任意の三以上の周波数で心室内のコンダクタンスをそれぞれ測定して得られたコンダクタンスの差が最も大きくなるような二つの周波数を用いて並列コンダクタンスが測定されてなることを特徴とする特許請求の範囲第１項又は第２項に記載の心室容積連続自動測定装置に関する。
発明を実施するための最良の形態
以下、本発明の第一実施形態に係る心室容積連続自動測定装置について、図面を参照しつつ説明する。図１は多機能カテーテルの部分拡大図、図２は本発明の第一実施形態に係る心室容積連続自動測定装置の構成を示すブロック図である。
本発明の第一実施形態に係る心室容積連続自動測定装置（１）は多機能カテーテル（２）と、電源部（５）と、装置本体（９）とからなる。
多機能カテーテル（２）は心室内に導入されるもので、図１に拡大して示すように、コンダクタンスカテーテル（３）と、血液伝導度測定用電極（４）とからなる。このうち、コンダクタンスカテーテル（３）は、図８により説明した従来のコンダクタンスカテーテルと同様に、電極（３２ｄ_１〜３２ｄ_６）が一定間隔を隔てて設けられて複数個のセグメント（図示例では５個）（３１ｓ_１〜３１ｓ_５）が形成され、両端に電極（３２ｄ_１〜３２ｄ_６）があるセグメントの複数個（図示例では５個）（３１ｓ_１〜３１ｓ_５）を長手方向に突き合わせたようにされる。そして、両端のセグメント（３１ｓ_１，３１ｓ_５）のそれぞれの外側にある二つの電極（３２ｄ_１，３２ｄ_６）の間には、後述するように電源部からの電力供給により、任意の高周波の微弱電流、例えば２０ＫＨｚ、３〜５μＡの電流が流されるようになっており、両端のセグメント（３１ｓ_１，３１ｓ_５）を除く他のセグメント（３１ｓ_２〜３１ｓ_４）（以下、コンダクタンス測定セグメントという。）間の電圧変化が測定される。
コンダクタンス測定セグメントの数や各電極（３２ｄ_１〜３２ｄ_６）の極間距離は特に限定されず、測定対象となる心臓の大きさなどに応じて適宜設定すればよい。通常の場合、マウスの心臓の心室容積を測定する場合は最低で１個のコンダクタンス測定セグメントで電圧変化を測定することが、ラットの心臓の心室容積を測定する場合は最低で３個のコンダクタンス測定セグメントで電圧変化を測定することが、ヒトの心臓の心室容積を測定する場合は最低で５個のコンダクタンス測定セグメントで電圧変化を測定することが必要とされる。そして、前記したコンダクタンス測定セグメント数を確保することができる距離を隔てて各電極を配置すればよく、例えばラットの心臓の心室容積を測定する場合、極間距離を約２ｍｍに設定すると前記コンダクタンス測定セグメント数を十分に確保することができる。
血液伝導度測定用電極（４）は、前記複数のセグメント（３１ｓ_１〜３１ｓ_５）のうちの一つのセグメントに設けられる。即ち、前記複数の電極（３２ｄ_１〜３２ｄ_６）のうちの一つの電極（図では３２ｄ_２）の近傍に設けられ、セグメント（３１ｓ_６）の両端の電極（４，３２ｄ_２）による二電極測定法によって血液伝導度を測定する。血液伝導度測定用電極（４）が前記複数の電極（３２ｄ_１〜３２ｄ_６）のうちの一つの電極の近傍に設けられる理由は、心臓は拍動により容積が刻々と変化するために、血液伝導度測定用電極（４）と前記複数の電極（３２ｄ_１〜３２ｄ_６）のうちの一つの電極との距離が離れていると、拍動に伴う容積変化により血液伝導度を測定することができないからである。即ち、血液伝導度測定用電極（４）と前記複数の電極（３２ｄ_１〜３２ｄ_６）のうちの一つの電極は、心臓の拍動に伴う心室容積変化による影響を受けないような距離、つまり一方の電極からの測定電流が心室内血液にのみ収束するような距離を隔てて設けられる。
具体的には、例えば、心室径が約６〜１２ｍｍの間で拡張、収縮を繰り返す日本白ウサギの場合、血液伝導度測定用電極と前記複数の電極のうちの一つの電極とは、約０．５ｍｍの間隔を隔てて設けられることが好ましい。
電源部（５）には、電池（５１）と、高周波電源回路（５２）と、周波数変調回路（５３）とがある。電池（５１）からは信号検出部（７）の各部及び心室容積自動連続測定装置（１）の各部に所要の電力が供給されるほか、高周波電源回路（５２）からの電力供給で、コンダクタンスカテーテル（３）の両端の電極（３２ｄ_１，３２ｄ_６）の間には、任意の高周波の微弱電流が流される。さらに、周波数変調回路（５３）が設けられているので、コンダクタンスカテーテル（３）に供給される微弱電流の周波数を任意に変調することができる。
即ち、異なる二つの周波数（例えば、２０ＫＨｚと２ＫＨｚ）で心室内のコンダクタンスを測定することで、つまり血液と心筋の電気伝導度周波数特性の差異を利用することで、心筋などに由来する並列コンダクタンスを測定することができ、従来高調度食塩水法などにより測定されていた並列コンダクタンスを、特別な操作を必要とせずに測定することができる。
また、異なる周波数で並列コンダクタンスを測定する際に、「２０ＫＨｚと２ＫＨｚ」のように予め決められた二つの周波数で心室内のコンダクタンスを測定して心筋などに由来する並列コンダクタンスを測定することもできるが、任意の三以上の周波数（例えば、２ＫＨｚ、２０ＫＨｚ、３０ＫＨｚ）で心室内のコンダクタンスをそれぞれ測定した後、得られたコンダクタンスの差が最も大きくなるような二つの周波数（例えば、２ＫＨｚ、３０ＫＨｚ）を用いて並列コンダクタンスを測定することもできる。このようにして並列コンダクタンスを測定することで、従来高調度食塩水法などにより測定されていた並列コンダクタンスを、特別な操作を必要とせず、しかも、より正確な並列コンダクタンスを測定することができる。
信号検出部（７）は、多機能カテーテル（２）から得られる心室容積信号、心内心電図信号および血液伝導度信号を検出する部分で、図２に示すように、その信号入力側には、心室容積信号であるコンダクタンス信号用として複数個（図示例では３個）の信号検出部（７ａ，７ｂ，７ｃ）（以下、７と総称）と、心内心電図信号用として１個の信号検出部（８）と、血液伝導度信号用として１個の信号検出部（６）とを備えており、これらの信号検出部（６，７，８）から４チャンネル以上（図示例では５チャンネル）の検出信号が出力されるようになっている。
前記の信号検出部（６，７，８）のうち、心室容積信号用の信号検出部（７）は、コンダクタンスカテーテル（３）の中間部分にある３個のコンダクタンス測定セグメント（３１ｓ_２，３２ｓ_３，３２ｓ_４）のそれぞれに対応して設けられており、中間部分の各コンダクタンス測定セグメント（３１ｓ_２）（３１ｓ_３あるいは３１ｓ_４）の両端の電極（３２ｄ_２，３２ｄ_３）（３２ｄ_３，３２ｄ_４あるいは３２ｄ_４，３２ｄ_５）から信号を取り込む差動増幅器（７１ａ，７１ｂ，７１ｃ）と、帯域通過フィルタ（７２ａ，７２ｂ，７２ｃ）と、検波器（７３ａ，７３ｂ，７３ｃ）とからなる。帯域通過フィルタ（７２ａ，７２ｂ，７２ｃ）は、心内心電図信号のような他の信号の混入を排除するためのものである。検波器（７３ａ，７３ｂ，７３ｃ）は、帯域通過フィルタ（７２ａ，７２ｂ，７２ｃ）の出力から高周波成分を取り除いて低周波の信号成分を取り出すものである。
心内心電図信号用の信号検出部（８）は、コンダクタンスカテーテル（３）の両端にある二つの電極（３２ｄ_１，３２ｄ_５）に接続された差動増幅器（８１）と、帯域通過フィルタ（８２）とからなる。
血液伝導度信号用の信号検出部（６）は、血液伝導度測定用電極（４）とこの電極の近傍に位置する電極（図では３２ｄ_２）に接続された差動増幅器（６１）と、帯域通過フィルタ（６２）とからなる。
また前記多機能カテーテル（２）には、心室圧測定用の圧力センサー（図示せず）を設けても構わない。圧力センサーを設けることにより、心臓の状態をより正確に知ることができる。圧力センサーとしては特に限定されないが、ピエゾ抵抗素子を用いることが好ましい。この理由は、圧電素子を使用した圧力センサーに比べて穏やかな圧力変化に対する応答性に優れ、変化が穏やかな心室圧を正確に測定することができるからである。ピエゾ抵抗素子を利用した圧力センサーには電源部（５）からバイアス交流電圧が印加される。また圧力センサーにより測定された信号は差動増幅器（図示せず）から構成される心室圧信号用の信号検出部（図示せず）に送られた後、心室圧信号として信号検出部から出力される。
前記信号検出部（６，７，８）から出力された各信号は、演算処理部（図示せず）に送信されて所定の処理が施される。
この際、これらの信号は有線によって送信してもよく、また無線によって送信しても構わない。例えば、無線によって送信する場合は、上記の構成において、各信号検出部（６，７，８）により出力された各信号は多重化変換部に送られる。この多重化変換部では、複数チャンネルの信号が次々とサンプリングされ、そのサンプリングの順に位置変調パルス（ＰＰＭ波）に変換されて複数チャンネルの信号は時分割多重化される。複数チャンネルの信号を含む変調パルスのパルス列は、送信部で一定の搬送波に載せられて送信される方法などを例示することができる。
次に、本発明の第一実施形態に係る心室容積連続自動測定装置の動作を説明する。
測定にあたっては、まず、多機能カテーテル（２）を心臓の心室内に導入する。その場合、麻酔をかけて開胸し、多機能カテーテル（２）を心臓にセットした後、覚醒状態に戻して、自由に動いて通常の生活ができるようにする。
上記のようにセットし装置を起動させると、多機能カテーテル（２）のコンダクタンスカテーテル（３）の部分では心室容積信号であるコンダクタンス信号および心電図信号がそれぞれ発生し、これらの信号は、対応する信号検出部（７ａ，７ｂ，７ｃ，８）により検出、増幅されて演算処理部などに送られる。また血液伝導度信号が発生して、対応する信号検出部（６）により検出、増幅されて演算処理部などに送られる。
また、心内心電図信号に対応する信号検出部（８）があることで、心室容積信号に加えて、心内心電図信号も計測することができ、心臓の機能をより的確に評価することが可能になる。
また、血液伝導度測定用電極（４）を設けたことにより、この血液伝導度測定用電極（４）とこの血液伝導度測定用電極に隣接する電極（図では３２ｄ_２）を使用して血液伝導度を測定することができる。このために、心室容積を算出する際に別途血液を採取して血液伝導度を測定する必要がなく、例えば、被験動物と計測者等が距離的に離れた場所に居る場合でも心室容積を測定することができる。
また、二つの周波数を用いてコンダクタンスを測定することにより、食塩水投与法などの特別の操作を必要とせずに、心筋などに由来する並列コンダクタンスを測定することができる。
実際に並列コンダクタンスを測定するには、予め従来の方法、例えば食塩水投与方法で並列コンダクタンスを測定しておく。次に、三つの容積測定用セグメントにて検出されるコンダクタンスを測定する。この際に、異なる二つの周波数でコンダクタンスを測定することにより、心筋由来のコンダクタンスを算出することができる。次に、実際に測定した並列コンダクタンスと異なる周波数を使用して測定した並列コンダクタンスの比、即ち係数を算出する。
こうして予め係数を算出しておくことで、異なる周波数でコンダクタンスを測定し、その差と係数の積を求めるだけで並列コンダクタンスを算出することができる。
次に、本発明の第二実施形態に係る心室容積連続自動測定装置について、図面を参照しつつ説明する。本発明の第二実施形態に係る心室容積連続自動測定装置が上述した第一実施形態に係る心室容積連続自動測定装置と異なる点は、第一実施形態に係る心室容積連続自動測定装置は、複数の電極のうちの一つの電極と、その近傍に設けられた一つの血液伝導度測定用電極による二電極測定法によって血液伝導度を測定しているのに対して、第二実施形態に係る心室容積連続自動測定装置は、四電極測定法によって血液伝導度を測定している点において相違する。
図３は本発明の第二実施形態に係る心室容積連続自動測定装置（１）の概略を示すブロック図、図４は図３に示されるブロック図の血液伝導度測定用電極（４１）の周囲を抽出・拡大して示したブロック図である。尚、図４において説明に必要の無い構成については一部省略している。
血液伝導度測定用電極（４１）は、セグメント（３１ｓ_１〜３１ｓ_５）のいずれかのセグメントに配置され、図３及び４ではセグメント（３１ｓ_２）に配置されている。
血液伝導度測定用電極（４１）は、図４に示されるように、一定間隔で配置された四つの電極（４１ａ〜４１ｄ）から構成されており、両端の一対の電極（４１ａ，４１ｄ）は電流印加用電極であり、電流印加用電極（４１ａ，４１ｄ）の間に位置する一対の電極（４１ｂ，４１ｃ）は電圧計測用電極である。
電流印加用電極（４１ａ，４１ｄ）間に電流を流せば、電流印加用電極（４１ａ，４１ｄ）間の血液には伝導率と距離とに対応して電位差が生じる。電流印加用電極（４１ａ，４１ｄ）間に間隔を設けて配置される一対の電圧計測用電極（４１ｂ，４１ｃ）間の電圧を測定すれば、電流に対応する血液伝導度を測定することができる。
四つの電極（４１ａ〜４１ｄ）の間隔は特に限定されないが、例えば四つの電極（４１ａ〜４１ｄ）をそれぞれ０．１ｍｍの間隔を隔てて設けることができる。
電源部（５）には、電池（５１）と、高周波電源回路（５２ａ）と、周波数変調回路（５３ａ）とがある。電池（５１）からは信号検出部（７）の各部及び心室容積自動連続測定装置（１）の各部に所要の電力が供給されるほか、高周波電源回路（５２ａ）からの電力供給で、コンダクタンスカテーテル（３）の両端の電極（３２ｄ_１，３２ｄ_６）の間には、任意の高周波の微弱電流が流される。さらに、周波数変調回路（５３ａ）が設けられているので、コンダクタンスカテーテル（３）に供給される微弱電流の周波数を任意に変調することができる。
即ち、異なる周波数（例えば、２０ＫＨｚと２ＫＨｚ）で心室内のコンダクタンスを測定することで、つまり血液と心筋の電気伝導度周波数特性の差異を利用することで、心筋などに由来する並列コンダクタンスを測定することができ、従来高調度食塩水法などにより測定されていた並列コンダクタンスを、特別な操作を必要とせずに測定することができる。
また、異なる周波数で並列コンダクタンスを測定する際に、「２０ＫＨｚと２ＫＨｚ」のように予め決められた二つの周波数で心室内のコンダクタンスを測定して心筋などに由来する並列コンダクタンスを測定することもできるが、任意の三以上の周波数（例えば、２ＫＨｚ、２０ＫＨｚ、３０ＫＨｚ）で心室内のコンダクタンスをそれぞれ測定した後、得られたコンダクタンスの差が最も大きくなるような二つの周波数（例えば、２ＫＨｚ、３０ＫＨｚ）を用いて並列コンダクタンスを測定することもできる。このようにして並列コンダクタンスを測定することで、従来高調度食塩水法などにより測定されていた並列コンダクタンスを、特別な操作を必要とせず、しかも、より正確な並列コンダクタンスを測定することができる。
さらに、電源部（５）には、高周波電源回路（５２ｂ）と、周波数変調回路（５３ｂ）とがある。高周波電源回路（５２ｂ）からの電力供給で、コンダクタンスカテーテル（３）に設けられた血液伝導度測定用電極（４１）の両端の電流印加用電極（４１ａ，４１ｄ）の間には、任意の高周波の微弱電流が流される。また、周波数変調回路（５３ｂ）が設けられているので、電流印加用電極（４１ａ，４１ｄ）に供給される微弱電流の周波数を任意に変調することができる。
信号検出部（７）は、多機能カテーテル（２）から得られる心室容積信号、心内心電図信号および血液伝導度信号を検出する部分で、図３に示すように、その信号入力側には、心室容積信号であるコンダクタンス信号用として複数個（図示例では３個）の信号検出部（７ａ，７ｂ，７ｃ）（以下、７と総称）と、心内心電図信号用として１個の信号検出部（８）と、血液伝導度信号用として１個の信号検出部（６）とを備えており、これらの信号検出部（６，７，８）から４チャンネル以上（図示例では５チャンネル）の検出信号が出力されるようになっている。
前記の信号検出部（６，７，８）のうち、心室容積信号用の信号検出部（７）は、コンダクタンスカテーテル（３）の中間部分にある３個のコンダクタンス測定セグメント（３１ｓ_２，３２ｓ_３，３２ｓ_４）のそれぞれに対応して設けられており、中間部分の各コンダクタンス測定セグメント（３１ｓ_２）（３１ｓ_３あるいは３１ｓ_４）の両端の電極（３２ｄ_２，３２ｄ_３）（３２ｄ_３，３２ｄ_４あるいは３２ｄ_４，３２ｄ_５）から信号を取り込む差動増幅器（７１ａ，７１ｂ，７１ｃ）と、帯域通過フィルタ（７２ａ，７２ｂ，７２ｃ）と、検波器（７３ａ，７３ｂ，７３ｃ）とからなる。帯域通過フィルタ（７２ａ，７２ｂ，７２ｃ）は、心内心電図信号のような他の信号の混入を排除するためのものである。検波器（７３ａ，７３ｂ，７３ｃ）は、帯域通過フィルタ（７２ａ，７２ｂ，７２ｃ）の出力から高周波成分を取り除いて低周波の信号成分を取り出すものである。
心内心電図信号用の信号検出部（８）は、コンダクタンスカテーテル（３）の両端にある二つの電極（３２ｄ_１，３２ｄ_５）に接続された差動増幅器（８１）と、帯域通過フィルタ（８２）とからなる。
血液伝導度信号用の信号検出部（６）は、血液伝導度測定用電極（４１）の中央の二つの電圧計測用電極（４１ｂ，４１ｃ）に接続された差動増幅器（６１）と、帯域通過フィルタ（６２）とからなる。
そして、信号検出部（６，７，８）から出力された各信号、及び電流印加用電極（４１ａ，４１ｄ）に供給された電流に関する情報は、演算処理部（図示せず）に送信されて所定の処理が施される。
信号検出部（６，７，８）から出力された各信号、及び電流印加用電極（４１ａ，４１ｄ）に供給された電流に関する情報は、演算処理部（図示せず）に送信されて所定の処理が施される。
長時間心臓内にコンダクタンスカテーテル（３）を挿入しておくと、血液成分がコンダクタンスカテーテル（３）の周囲に付着する場合がある。二電極測定法によって血液伝導度を測定した場合、コンダクタンスカテーテル（３）の周囲に付着した血液成分によって電圧が変化して正確な血液伝導度を測定することができない場合があった。
一方、四電極測定法によって血液伝導度を測定すると、コンダクタンスカテーテル（３）の周囲に血液成分が付着していたとしても、この付着血液成分による影響が測定される血液伝導度に比べて小さく、二電極測定法によって測定した場合に比べて正確な血液伝導度を測定することが可能となる。
次に、本発明の第二実施形態に係る心室容積連続自動測定装置の動作を説明する。
測定にあたっては、まず、第一実施形態に係る心室容積連続自動測定装置と同様に多機能カテーテル（２）を心臓の心室内に導入する。その場合、麻酔をかけて開胸し、多機能カテーテル（２）を心臓にセットした後、覚醒状態に戻して、自由に動いて通常の生活ができるようにする。
上記のようにセットし装置を起動させると、多機能カテーテル（２）のコンダクタンスカテーテル（３）の部分では心室容積信号であるコンダクタンス信号および心電図信号がそれぞれ発生し、これらの信号は、対応する信号検出部（７ａ，７ｂ，７ｃ，８）により検出、増幅されて演算処理部などに送られる。また血液伝導度信号が発生して、対応する信号検出部（６）により検出、増幅されて演算処理部などに送られる。
第二実施形態に係る心室容積連続自動測定装置では、一対の電流印加用電極（４１ａ，４１ｄ）と一対の電圧計測用電極（４１ｂ，４１ｃ）とからなる血液伝導度測定用電極（４１）を設けたことにより、四電極測定法によって血液伝導度を測定することができる。このために、心室容積を算出する際に別途血液を採取して血液伝導度を測定する必要がなく、例えば、被験動物と計測者等が距離的に離れた場所に居る場合でも心室容積を測定することができ、しかも二電極測定法によって血液伝導度を測定した場合に比べて測定誤差が少なく、より正確な心室容積を測定することが可能となる。
以上詳述した以外の構成は、前述した第一実施形態に係る心室容積連続自動測定装置（１）の構成と同様であり、説明を省略する。
本発明の第一及び第二実施形態に係る心室容積連続自動測定装置（１）は、ラット、マウスなどの小動物のほか、イヌ、ネコ、ウシ、ヒツジ、ウマ或いはヒトなどの大型の動物に対しても好適に使用することができる。
以上詳述した如く、特許請求の範囲第１項に係る発明は、コンダクタンスカテーテルに設けられる電極のうちの一つの近傍に一つの血液伝導度測定用電極が配置されているから、採血をして血液伝導度を別途測定する必要がない。このために、例えば、被験動物と計測者が距離的に離れた場所に居る場合であっても、心室容積を連続的に測定することが可能である。
特許請求の範囲第２項に係る発明は、四電極測定法によって血液伝導度を測定することができるから、心室内に多機能カテーテルを長期間挿入したとしても、多機能カテーテルに血液成分が付着することによる血液伝導度の測定誤差を最小限に抑えることが可能となり、正確な心室容積を測定することができる。
特許請求の範囲第３項に係る発明は、多機能カテーテルの両端の電極間に供給する微弱電流を二つの周波数で供給できるように構成されているから、異なる二つの周波数でコンダクタンスを測定することができる。このために、例えば前記コンダクタンスの差を求めることで、心筋などに由来するコンダクタンスを測定することができ、予め測定しておいた係数を使用することで、並列コンダクタンスを算出することができる。このために、従来のように食塩水投与法などによって被験動物の並列コンダクタンスを測定する必要がなく、連続的に心室容積を自動で測定することが可能である。
特許請求の範囲第４項に係る発明は、並列コンダクタンスを測定する際に、三以上の任意の周波数でコンダクタンスを測定した後に、測定されたコンダクタンスの差が最も大きくなるような二つの周波数を用いて並列コンダクタンスを測定するから、心室容積の測定誤差を少なくすることができる。
＜試験例＞
以下、本発明を試験例に基づき詳細に説明する。
試験例１：電極間距離と有効伝導容積の測定
均質等方性の導電内に置かれたカテーテル上の二電極間に定電流を流した場合の電極間距離と有効伝導容積の関係を測定した。
まず、白金電極（幅０．５ｍｍ）の電極間距離が三段階（３．０ｍｍ、１．５ｍｍ、０．５ｍｍ）となるように設定された三種類のコンダクタンスカテーテルを、希釈生理食塩水が満たされた直径が段階的に異なる（２〜２０ｍｍ）シリンジ内の中央に設置した。尚、希釈生理食塩水の電気伝導度は血液の電気伝導度に近似した値（６．６ｍｓ／ｃｍ）に調整した。次に、二電極間に定電流（２０ＫＨｚ，３０μＡ）を流して電極間電圧を測定した。この電圧差から二電極間にかかるインピーダンスの絶対値を求めた。得られた結果を、それぞれの電極間距離のコンダクタンスカテーテルにおいて、直径が２０ｍｍのシリンジのインピーダンスを基準に各シリンジ径におけるインピータンスを相対値（％）として表した。結果を図５に示す。
図５の結果に示される通り、インピータンスの相対値はいずれの電極においてもシリンジの直径が増大するとともに低下した。直径１０ｍｍ以上のシリンジでは全ての電極間距離で相対値が１００％となった。また二電極間距離が短いほどインピータンスの低下は、より直径の小さいシリンジで認められた。電極間距離が０．５ｍｍの場合、直径５ｍｍのシリンジで相対値が１００％となった。
以上の結果より、電極間距離を３ｍｍ以内にすれば有効伝導度容積をカテーテル内に垂直な直径１０ｍｍ以内に収束でき、二電極間距離を０．５ｍｍとすれば直径５ｍｍ以内に収束できるといえる。
試験例２；血液伝導度の測定
７個の電極からなるコンダクタンスカテーテルのうちの一つの電極（カテーテルの先端から３個目の電極）から０．５ｍｍの距離を置いて血液伝導度測定用電極が設けられたコンダクタンスカテーテルを、日本白うさぎの左心室に配置して、コンダクタンスカテーテルの両端に２０ＫＨｚ、３０μＡの高周波電流を流して血液伝導度（以下、σｖという。）を測定した。一方、同じ日本白うさぎの血液を採取して専用のキュベットを使用して血液伝導度（以下、σｃという。）を測定した。
測定はウサギ１８匹を用いて全て同じ条件で行った。結果を図６に示す。尚、図６中の横軸はキュベットで測定した血液伝導度（σｃ）、縦軸はカテーテルを使用して測定した血液伝導度（σｖ）である。
図６の結果に示されるように、σｃとσｖには、強い相関関係が認められた。
試験例３；並列コンダクタンスの測定
試験例２で使用したコンダクタンスカテーテルを日本白ウサギ（全１８匹）の左心室に取り付けた状態で、カテーテルの両端の電極に２０ＫＨｚと２ＫＨｚ（３０μＡ）の高周波電流を流して、二つの周波数における平均コンダクタンスの信号差（以下、ΔＧ ２ＫＨｚ−２０ＫＨｚという。）を求めた。
次に、無作為に抽出した９匹の日本白ウサギについて、食塩水投与法により２０ＫＨｚにおける並列コンダクタンス（以下、ＧｐＳＡＬという。）を測定した。ＧｐＳＡＬとΔＧ ２ＫＨｚ−２０ＫＨｚは、ＧｐＳＡＬ＝９．１０２１×ΔＧ ２ＫＨｚ−２０ＫＨｚ（Ｒ２＝０．８７）で相関した。次に、それぞれの日本白ウサギについてＧｐＳＡＬとΔＧ ２ＫＨｚ−２０ＫＨｚの比を測定した。その平均は９．１５８（±０．５５８）であった。
この値（９．１５８（±０．５５８））を経験的係数として用いて、ΔＧ ２ＫＨｚ−２０ＫＨｚから算出した並列コンダクタンス（以下、ＧｐＤＦという。）は、対応するＧｐＳＡＬと良好に相関していた。またこの係数を残りの９例に適応した。全１８例中でＧｐＤＦとＧｐＳＡＬは図７に示されるような相関関係が認められた。この経験的係数はこの動物種では普遍的に適用できることが確認された。
次に、この１８例において得られた最大及び最小のコンダクタンス信号（合計３６点）を従来法に従って、σｃおよびＧｐＳＡＬを用いて補正した左心室の拡張期および収縮期容積（以下、Ｖｃという。）と、ＧｐＤＦを用いて算出した左心室の拡張期および収縮期容積（以下、Ｖｅという。）との相関関係を求めた。結果を図８に示す。
図８に示されるように、従来法に従って測定したＶｃと、本発明に係る装置を使用して測定したＶｅとの間には良好な相関関係が認められた。
Ｂｌａｎｄ−Ａｌｔｍａｎ分析法でもＶｅとＶｃは良好な一致を認めた。
以上の結果から、本発明に係る装置は、従来の方法のような補正作業をすることなく、連続的に心室容積を測定することができる。
産業上の利用可能性
本発明に係る心室容積連続自動測定装置は、コンダクタンスカテーテルによって測定されたコンダクタンスから心室容積を算出する際に必要とされる血液伝導度や並列コンダクタンスを、採血や食塩水投与法などの特別の操作によらなくても心室に挿入されたコンダクタンスカテーテルによって測定することができ、コンダクタンスカテーテルが埋め込まれた動物の近くに計測者が居なくても心室容積を自動でしかも連続的に測定することができる。
【図面の簡単な説明】
図１は、多機能カテーテルの部分拡大図である。
図２は、本発明の第一実施形態に係る心室容積連続自動測定装置の概略を示すブロック図である。
図３は、本発明の第二実施形態に係る心室容積連続自動測定装置の概略を示すブロック図である。
図４は、図３に示す心室容積連続自動測定装置の一部を抜き出して拡大したブロック図である。
図５は、試験例１の結果を示すグラフであり、カテーテル上の二電極間に定電流を流した場合の電極間距離と有効伝導容積の関係を示すグラフである。
図６は、試験例２の結果を示すグラフであり、キュベットで測定した血液伝導度（σｃ）とカテーテルを使用して測定した血液伝導度（σｖ）の相関関係を示すグラフである。
図７は、平均コンダクタンスの信号差（ΔＧ ２ＫＨｚ−２０ＫＨｚ）から算出した並列コンダクタンス（ＧｐＤＦ）と食塩水投与法により測定した２０ＫＨｚにおける並列コンダクタンス（ＧｐＳＡＬ）の相関関係を示すグラフである。
図８は、従来法に従って算出した左心室の拡張期および収縮期容積（Ｖｃ）と、発明したシステムから算出した左心室の拡張期および収縮期容積（Ｖｅ）との相関関係を示すグラフである。
図９は、コンダクタンスカテーテルの使用状態を示す図である。
図１０は、図９に示すコンダクタンスカテーテルから得られる信号の波形図である。

Claims (4)

1. 心室内に導入される多機能カテーテル（２）と、前記多機能カテーテル（２）に所要の電力を供給する電源部（５）とを備え、
   前記多機能カテーテル（２）は、一定間隔で電極が設けられて複数のセグメントが形成され、前記電極のうちの両端の電極間に任意の高周波の微弱電流が流されて両端のセグメントを除く他のセグメント間の電圧変化を測定するコンダクタンスカテーテル（３）と、前記複数のセグメントのうちの一つに配置された一つの血液伝導度測定用電極（４）からなり、
   前記電源部（５）は、前記多機能カテーテル（２）の両端の電極間に三以上の任意の周波数で微弱電流を供給できるように構成され、
   前記多機能カテーテル（２）の両端の電極間に供給された任意の三以上の周波数で心室内のコンダクタンスをそれぞれ測定して得られたコンダクタンスの差が最も大きくなるような二つの周波数を用いて並列コンダクタンスが測定されてなることを特徴とする心室容積連続自動測定装置（１）。
2. 心室内に導入される多機能カテーテル（２）と、前記多機能カテーテル（２）に所要の電力を供給する電源部（５）とを備え、
   前記多機能カテーテル（２）は、一定間隔で少なくとも四つの電極が設けられて少なくとも三つのセグメントが形成され、前記電極のうちの両端の電極間に任意の高周波の微弱電流が流されて両端のセグメントを除く他のセグメント間の電圧変化を測定するコンダクタンスカテーテル（３）と、前記複数のセグメントのうちの一つのセグメントに配置された四つの血液伝導度測定用電極（４１）とからなり、
   前記四つの血液伝導度測定用電極（４１）は、両端の電極が電流印加用電極（４１ａ，４１ｄ）とされ、内部の一対の電極が電圧計測用電極（４１ｂ，４１ｃ）とされてなることを特徴とする心室容積連続自動測定装置（１）。
3. 前記電源部（５）は、前記多機能カテーテル（２）の両端の電極間に二つの周波数で微弱電流を供給できるように構成されてなることを特徴とする特許請求の範囲第２項に記載の心室容積連続自動測定装置（１）。
4. 前記電源部（５）は、前記多機能カテーテル（２）の両端の電極間に三以上の任意の周波数で微弱電流を供給できるように構成され、
   前記多機能カテーテル（２）の両端の電極間に供給された任意の三以上の周波数で心室内のコンダクタンスをそれぞれ測定して得られたコンダクタンスの差が最も大きくなるような二つの周波数を用いて並列コンダクタンスが測定されてなることを特徴とする特許請求の範囲第２項に記載の心室容積連続自動測定装置（１）。

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