JPH0434408B2 - - Google Patents
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- JPH0434408B2 JPH0434408B2 JP61048681A JP4868186A JPH0434408B2 JP H0434408 B2 JPH0434408 B2 JP H0434408B2 JP 61048681 A JP61048681 A JP 61048681A JP 4868186 A JP4868186 A JP 4868186A JP H0434408 B2 JPH0434408 B2 JP H0434408B2
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Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N25/00—Investigating or analyzing materials by the use of thermal means
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/026—Measuring blood flow
- A61B5/029—Measuring or recording blood output from the heart, e.g. minute volume
-
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- A61B5/026—Measuring blood flow
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- A61B5/028—Measuring blood flow using tracers, e.g. dye dilution by thermo-dilution
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Description
【発明の詳細な説明】
(1) 技術分野
本発明は心機能検査を行う場合に用いられる心
拍出量測定装置に接続される心拍出量測定用カテ
ーテルに関するものである。
拍出量測定装置に接続される心拍出量測定用カテ
ーテルに関するものである。
(2) 先行技術およびその問題点
従来、心機能検査のため右心カテーテル法によ
つて心拍出量を測定するには指示薬希釈法が用い
られているが、指示薬希釈法の一方法である熱希
釈法について以下に説明する。
つて心拍出量を測定するには指示薬希釈法が用い
られているが、指示薬希釈法の一方法である熱希
釈法について以下に説明する。
右心カテーテル法では、頚静脈、大腿静脈、肘
帯静脈等よりカテーテル４が導管され、上大静脈
あるいは下大静脈、右心房、右心室を経てその先
端が肺動脈に位置するよう留置される（第５図）。
カテーテル４には右心房に位置するように吐出口
３と肺動脈に位置するようにサーミスタ１が配置
されている。いま吐出口３より血液温度より高温
もしくは低温の液体が注入されると、液体の温度
が右心房、右心室において拡散され、希釈され
る。この希釈された温度を肺動脈に位置したサー
ミスタ１によつて検知し、その希釈曲線（時間に
対する温度変化の図）（第６図）の面積等からス
チユワート・ハミルトン法による(1)式によつて心
拍出量を算出する。
帯静脈等よりカテーテル４が導管され、上大静脈
あるいは下大静脈、右心房、右心室を経てその先
端が肺動脈に位置するよう留置される（第５図）。
カテーテル４には右心房に位置するように吐出口
３と肺動脈に位置するようにサーミスタ１が配置
されている。いま吐出口３より血液温度より高温
もしくは低温の液体が注入されると、液体の温度
が右心房、右心室において拡散され、希釈され
る。この希釈された温度を肺動脈に位置したサー
ミスタ１によつて検知し、その希釈曲線（時間に
対する温度変化の図）（第６図）の面積等からス
チユワート・ハミルトン法による(1)式によつて心
拍出量を算出する。
C.O.＝Si・Ci・（To・Ti）・Vi／Sb・Cb・∫∞／0△Tbd
t…(1) ここで、 C.O.：心拍出量、Si：注入液体の比重 Ci：注入液体の比熱、Vi：注入液体量 Ti：注入液体の温度、Tb：血液の温度 Sb：血液の比重、Cb：血液の比熱 △Tbdt：熱希釈曲線の面積である。
t…(1) ここで、 C.O.：心拍出量、Si：注入液体の比重 Ci：注入液体の比熱、Vi：注入液体量 Ti：注入液体の温度、Tb：血液の温度 Sb：血液の比重、Cb：血液の比熱 △Tbdt：熱希釈曲線の面積である。
しかし、上記した熱希釈法もしくは指示薬希釈
法を用いた心拍出量測定装置は、測定が間欠点で
あり、連続的な心拍出量の計測には使用できな
い。また頻回にわたつて測定しようとすると、注
入する液体の総量が増え、被験者の負担が増大す
るとともに、操作による感染の危険性も増大し、
好ましくない。
法を用いた心拍出量測定装置は、測定が間欠点で
あり、連続的な心拍出量の計測には使用できな
い。また頻回にわたつて測定しようとすると、注
入する液体の総量が増え、被験者の負担が増大す
るとともに、操作による感染の危険性も増大し、
好ましくない。
発明の目的
本発明は以上述べたような従来の問題点に鑑み
てなされたものであり、その目的は心拍出量の連
続的な計測が可能で、かつ被験者の負担軽減及び
感染の危険性の減少が図られる心拍出量測定装置
に好適な心拍出量測定用カテーテルを提案するこ
とにある。
てなされたものであり、その目的は心拍出量の連
続的な計測が可能で、かつ被験者の負担軽減及び
感染の危険性の減少が図られる心拍出量測定装置
に好適な心拍出量測定用カテーテルを提案するこ
とにある。
より具体的には熱希釈心拍出量測定用及び血流
測定用に適用可能な検出素子を備え、心拍出量算
出のためのパラメータを前者から求めることが可
能な心拍出量測定用カテーテルを提案することに
ある。
測定用に適用可能な検出素子を備え、心拍出量算
出のためのパラメータを前者から求めることが可
能な心拍出量測定用カテーテルを提案することに
ある。
発明の構成
上記目的を達成するためには本発明は以上の構
成からなる。
成からなる。
すなわち、本願の心拍出量測定用カテーテルは
熱希釈法による心拍出量測定のために液体の吐き
出しが行われる開口部と、該開口部より所定距離
離間した位置に配位され、前記液体で希釈された
血液温度を測定するための第１の検出素子と、該
第１の検出素子から所定距離離間した位置に配位
され、加熱手段により発生する既知の熱量と血流
により冷却される熱量とがほぼ等しい安定状態の
自己の温度を測定するための第２の検出素子とを
備えることを特徴とする。
熱希釈法による心拍出量測定のために液体の吐き
出しが行われる開口部と、該開口部より所定距離
離間した位置に配位され、前記液体で希釈された
血液温度を測定するための第１の検出素子と、該
第１の検出素子から所定距離離間した位置に配位
され、加熱手段により発生する既知の熱量と血流
により冷却される熱量とがほぼ等しい安定状態の
自己の温度を測定するための第２の検出素子とを
備えることを特徴とする。
また、前記第１の検出素子が該開口部より所定
距離離間して血流に対して下流側に位置され、第
２の検出素子が該第１の検出素子より血流に対し
て下流側に位置されていることを特徴とする。
距離離間して血流に対して下流側に位置され、第
２の検出素子が該第１の検出素子より血流に対し
て下流側に位置されていることを特徴とする。
また更に、第２の検出素子が自己発熱型サーミ
スタから成ることを特徴とする。
スタから成ることを特徴とする。
発明の具体的説明
本発明のカテーテルは代表的な例として第１図
の如く構成される。
の如く構成される。
即ち、４ルーメンを有するカテーテル４であ
り、先端に圧力口１８、先端から数mm後方にカテ
ーテルチユーブ全体に被覆する様に取付けられた
柔軟弾性体からなるバルーン１７、それを拡開、
収縮させる為にバルーン内チユーブ側面に設けら
れたバルーン側孔２５、先端から10〜20mmの位置
に設けられたサーミスタ１、そこから10〜15mm基
部に配置されたサーミスタ２、さらにサーミスタ
１，２より離間（8.5〜38cm）した位置であり、
先端より12〜40cmの位置に設けられた吐出口３を
有する。
り、先端に圧力口１８、先端から数mm後方にカテ
ーテルチユーブ全体に被覆する様に取付けられた
柔軟弾性体からなるバルーン１７、それを拡開、
収縮させる為にバルーン内チユーブ側面に設けら
れたバルーン側孔２５、先端から10〜20mmの位置
に設けられたサーミスタ１、そこから10〜15mm基
部に配置されたサーミスタ２、さらにサーミスタ
１，２より離間（8.5〜38cm）した位置であり、
先端より12〜40cmの位置に設けられた吐出口３を
有する。
尚、上記のものは動脈として使用するものであ
るため、吐出口３より血液の流れ方向の下流側で
あるカテーテルの先端側にサーミスタ１，２が設
けられているが、静脈にて使用するものでは、吐
出口３より血液の流れ方向の下流側であるカテー
テルの基端側にサーミスタ１，２が配置されるこ
とになる。
るため、吐出口３より血液の流れ方向の下流側で
あるカテーテルの先端側にサーミスタ１，２が設
けられているが、静脈にて使用するものでは、吐
出口３より血液の流れ方向の下流側であるカテー
テルの基端側にサーミスタ１，２が配置されるこ
とになる。
圧力口１８、バルーン側孔２５サーミスタ１，
２、吐出口３はそれぞれ独立した４ルーメン、肺
動脈圧ルーメン１９、バルーンルーメン２０、サ
ーミスタルーメン２１、注入ルーメン２３と連通
し、さらにカテーテル後端部において、肺動脈圧
測定チユーブ８、バルーンチユーブ６、サーミス
タチユーブ１２、指示液注入チユーブ１０と接続
されている。それぞれのチユーブ８，６，１０は
その後端にコネクタ７，９，１１を備えている。
サーミスタルーメン２１はその後端部において、
コネクタ１５，１６をそれぞれ有した第１サーミ
スタチユーブ１３、第２サーミスタチユーブ１４
が他端において、２重管チユーブで一端部分の径
を拡開したサーミスタチユーブ１４にそれぞれ接
続されており、それぞれのサーミスタに接続され
たリード線２２，２４はサーミスタルーメン２
１、サーミスタチユーブ１４、第１サーミスタチ
ユーブ１３または第２サーミスタチユーブ１４の
ルーメン内を通り、コネクタ１５，１６に電気的
に接続されている。各々のサーミスタに接続され
たリード線２２，２４はサーミスタルーメン２１
内に配置されているが、各々を独立したルーメン
内に配置し、カテーテルを５ルーメンとしてもよ
い。また、逆にリード線を二重管チユーブのルー
メンに各々分離して配置しなくてもよい。また、
コネクタ１５，１６を共通に使用してもよい。
２、吐出口３はそれぞれ独立した４ルーメン、肺
動脈圧ルーメン１９、バルーンルーメン２０、サ
ーミスタルーメン２１、注入ルーメン２３と連通
し、さらにカテーテル後端部において、肺動脈圧
測定チユーブ８、バルーンチユーブ６、サーミス
タチユーブ１２、指示液注入チユーブ１０と接続
されている。それぞれのチユーブ８，６，１０は
その後端にコネクタ７，９，１１を備えている。
サーミスタルーメン２１はその後端部において、
コネクタ１５，１６をそれぞれ有した第１サーミ
スタチユーブ１３、第２サーミスタチユーブ１４
が他端において、２重管チユーブで一端部分の径
を拡開したサーミスタチユーブ１４にそれぞれ接
続されており、それぞれのサーミスタに接続され
たリード線２２，２４はサーミスタルーメン２
１、サーミスタチユーブ１４、第１サーミスタチ
ユーブ１３または第２サーミスタチユーブ１４の
ルーメン内を通り、コネクタ１５，１６に電気的
に接続されている。各々のサーミスタに接続され
たリード線２２，２４はサーミスタルーメン２１
内に配置されているが、各々を独立したルーメン
内に配置し、カテーテルを５ルーメンとしてもよ
い。また、逆にリード線を二重管チユーブのルー
メンに各々分離して配置しなくてもよい。また、
コネクタ１５，１６を共通に使用してもよい。
第２図は第１サーミスタ１、第２サーミスタ２
及びバルーン１７の部位の拡大断面図であり、第
３図はカテーテルチユーブ４の−線断面図で
ある。図の如くバルーン内開口端２５を有しバル
ーンチユーブ６と連通するバルーンルーメン２０
と、先端開口端１８を有し肺動脈圧測定チユーブ
９と連通する肺動脈圧ルーメン１９と、先端より
12〜40cmの位置に開口端を有し基部側において指
示液注入チユーブ１０と連通する注入ルーメン２
３と、先端部より１〜２cmの位置とそこから基部
側に１〜1.5cmの位置にそれぞれ第１サーミスタ
１、第２サーミスタ２を取付ける開口部２６，２
７を有し、基部側に於いて、サーミスタチユーブ
１２及び第１サーミスタチユーブ１３、第２サー
ミスタチユーブ１４と連通し、サーミスタリード
線２２，２４を内蔵するサーミスタルーメン２１
を有している。また、第１サーミスタ１を自己発
熱型サーミスタとして、第２サーミスタ２の下流
側に位置させることがより好ましい。即ち、発熱
型サーミスタの影響を第２サーミスタが受けにく
いからである。
及びバルーン１７の部位の拡大断面図であり、第
３図はカテーテルチユーブ４の−線断面図で
ある。図の如くバルーン内開口端２５を有しバル
ーンチユーブ６と連通するバルーンルーメン２０
と、先端開口端１８を有し肺動脈圧測定チユーブ
９と連通する肺動脈圧ルーメン１９と、先端より
12〜40cmの位置に開口端を有し基部側において指
示液注入チユーブ１０と連通する注入ルーメン２
３と、先端部より１〜２cmの位置とそこから基部
側に１〜1.5cmの位置にそれぞれ第１サーミスタ
１、第２サーミスタ２を取付ける開口部２６，２
７を有し、基部側に於いて、サーミスタチユーブ
１２及び第１サーミスタチユーブ１３、第２サー
ミスタチユーブ１４と連通し、サーミスタリード
線２２，２４を内蔵するサーミスタルーメン２１
を有している。また、第１サーミスタ１を自己発
熱型サーミスタとして、第２サーミスタ２の下流
側に位置させることがより好ましい。即ち、発熱
型サーミスタの影響を第２サーミスタが受けにく
いからである。
次にカテーテルの製造について言及すれば、カ
テーテルはまず押出成形により第３図の如く４ル
ーメンチユーブが作製される。またこの際、基部
を形成する部分において、バルーンチユーブ６、
肺動脈圧測定チユーブ８、指示液注入チユーブ１
０、サーミスタチユーブ１２をそれぞれ接続容易
な大径部を樹脂の吐出量、引落し速度、内腟内圧
を変化させることにより、適宜連続的に作成さ
れ、ほぼカテーテル長に切断される。先端部は肺
動脈圧ルーメン１９と連通する圧力口１８だけを
残し他のルーメンを閉塞する様先端加工される。
他のルーメンにはポリウレタン、塩化ビニール、
EVA、ポリエチレン、ポリプロピレン等、予め
熱可塑性樹脂や充填材などで閉塞しておくと更に
都合が良い。特にEVAなどは比較的低温で溶融
することができ、加工し易いので好ましい。
テーテルはまず押出成形により第３図の如く４ル
ーメンチユーブが作製される。またこの際、基部
を形成する部分において、バルーンチユーブ６、
肺動脈圧測定チユーブ８、指示液注入チユーブ１
０、サーミスタチユーブ１２をそれぞれ接続容易
な大径部を樹脂の吐出量、引落し速度、内腟内圧
を変化させることにより、適宜連続的に作成さ
れ、ほぼカテーテル長に切断される。先端部は肺
動脈圧ルーメン１９と連通する圧力口１８だけを
残し他のルーメンを閉塞する様先端加工される。
他のルーメンにはポリウレタン、塩化ビニール、
EVA、ポリエチレン、ポリプロピレン等、予め
熱可塑性樹脂や充填材などで閉塞しておくと更に
都合が良い。特にEVAなどは比較的低温で溶融
することができ、加工し易いので好ましい。
先端加工は超音波、高周波などにより加熱溶融
成形される。先端部近傍に於いて、バルーンルー
メンと連通する側孔２５を設け、それに被嵌する
様にラテツクスゴム、ポリウレタンエラストマ
ー、合成ゴム、もしくはシリコンゴムのスリーブ
をセツトする。まずカテーテル先端側とスリーブ
を固定し、その後反転して基部側を固定すると、
バルーンを膨張させたとき、第２図の如く膨ら
み、バルーンがカテーテル先端より先行する為、
カテーテルの血管内走行時に血管壁を損傷せず好
ましい。バルーン（スリーブ）の固定はポリウレ
タン系、エポキシ系、シアノアクリレート系、ゴ
ム系の接着剤などで可能となるが、10〜50デニー
ルのナイロンモノフイラメント30を捲付けること
によりさらに確実な固定が可能となる。また、ス
リーブとチユーブの間に接着材を入れ固定しても
良く、また更にその上からモノフイラメントを捲
付けても良い。モノフイラメントの上から更にポ
リウレタン３１等をコートすると仕上りが平滑と
なつて好ましい。さらに第４図が示すように、バ
ルーン取付部は熱加工により小径部３２を形成
し、バルーンを取付けた後カテーテル先端部外径
と略同等となることが好ましい。
成形される。先端部近傍に於いて、バルーンルー
メンと連通する側孔２５を設け、それに被嵌する
様にラテツクスゴム、ポリウレタンエラストマ
ー、合成ゴム、もしくはシリコンゴムのスリーブ
をセツトする。まずカテーテル先端側とスリーブ
を固定し、その後反転して基部側を固定すると、
バルーンを膨張させたとき、第２図の如く膨ら
み、バルーンがカテーテル先端より先行する為、
カテーテルの血管内走行時に血管壁を損傷せず好
ましい。バルーン（スリーブ）の固定はポリウレ
タン系、エポキシ系、シアノアクリレート系、ゴ
ム系の接着剤などで可能となるが、10〜50デニー
ルのナイロンモノフイラメント30を捲付けること
によりさらに確実な固定が可能となる。また、ス
リーブとチユーブの間に接着材を入れ固定しても
良く、また更にその上からモノフイラメントを捲
付けても良い。モノフイラメントの上から更にポ
リウレタン３１等をコートすると仕上りが平滑と
なつて好ましい。さらに第４図が示すように、バ
ルーン取付部は熱加工により小径部３２を形成
し、バルーンを取付けた後カテーテル先端部外径
と略同等となることが好ましい。
なお、当業者には自明のことであるが、カテー
テルの用法を説明すれば、上肢または下肢の静脈
から挿入し肺動脈に留置する。この留置位置は圧
力口１８から検出される血液の圧力及び波形で確
認する。留置後は肺動脈圧の測定及びバルーンを
膨らませ肺動脈を閉塞して肺動脈楔入圧を求め
る。圧力口１８は圧力及び波形のモニタのみなら
ず、薬剤投与口としても利用できる。この場合で
も実施例のカテーテルの２つのサーミスタは検出
素子として有用な役割を果たすことができる。
テルの用法を説明すれば、上肢または下肢の静脈
から挿入し肺動脈に留置する。この留置位置は圧
力口１８から検出される血液の圧力及び波形で確
認する。留置後は肺動脈圧の測定及びバルーンを
膨らませ肺動脈を閉塞して肺動脈楔入圧を求め
る。圧力口１８は圧力及び波形のモニタのみなら
ず、薬剤投与口としても利用できる。この場合で
も実施例のカテーテルの２つのサーミスタは検出
素子として有用な役割を果たすことができる。
実施例で用いる第１サーミスタ１の特性は、
B25-45＝3500K，Ｒ（37）＝1000Ω、1.18l×0.4w×
0.15のものであり、第２サーミスタ２の特性は、
B25-45＝3970K，Ｒ（37）＝40KΩ，0.50l×0.16w×
0.15tである。第１サーミスタ１は２〜50ジユー
ルの発熱量を発生するのが好ましく、これより高
い発熱量は血液温を高くし、また低い発熱量では
検出感度が小さくなり、何れも好ましくない。
B25-45＝3500K，Ｒ（37）＝1000Ω、1.18l×0.4w×
0.15のものであり、第２サーミスタ２の特性は、
B25-45＝3970K，Ｒ（37）＝40KΩ，0.50l×0.16w×
0.15tである。第１サーミスタ１は２〜50ジユー
ルの発熱量を発生するのが好ましく、これより高
い発熱量は血液温を高くし、また低い発熱量では
検出感度が小さくなり、何れも好ましくない。
第２図の如くセツトするが、固定及び絶縁材と
してはポリウレタン、シアノアクリレート系接着
材エポキシ、UV硬化型接着材が好適である。ま
た、予め側孔部の前後ルーメン内へPVCモノフ
イラメント、接着材等でルーメンを封止しておく
と、固定時に接着材がルーメン内へ流出すること
を防止し好ましい。
してはポリウレタン、シアノアクリレート系接着
材エポキシ、UV硬化型接着材が好適である。ま
た、予め側孔部の前後ルーメン内へPVCモノフ
イラメント、接着材等でルーメンを封止しておく
と、固定時に接着材がルーメン内へ流出すること
を防止し好ましい。
第１サーミスタをカテーテル先端から20mm、第
２サーミスタを第１サーミスタから10mm基部側の
位置に上記手法で固定し、同一ルーメン内にリー
ド線を通過させ前述の如くサーミスタチユーブを
経てコネクタ１５，１６に接続する。その他は常
法により、マニホールドコネクタ５を介して、肺
動脈圧ルーメン１９に肺動脈圧測定チユーブ８及
びコネクタ９が、バルーンルーメン２０にバルー
ンチユーブ６及びバルーンコネクタ７が、指示液
注入ルーメン２３に指示液注入チユーブ１０及び
注入コネクタ１１が接続される。注入ルーメンの
開口端は5Frで先端から15cm、7Frで先端から30
cm（通常４〜8Frで12cm〜40cm）とし、開口端よ
り先端側の注入ルーメンはサーミスタ固定と同様
のポツテイング材等で封止する。カテーテルは先
端より10，20，30，40，50，60，70，80，90，
100cmの部分にリング状に長さを示すマーキング
を示す。
２サーミスタを第１サーミスタから10mm基部側の
位置に上記手法で固定し、同一ルーメン内にリー
ド線を通過させ前述の如くサーミスタチユーブを
経てコネクタ１５，１６に接続する。その他は常
法により、マニホールドコネクタ５を介して、肺
動脈圧ルーメン１９に肺動脈圧測定チユーブ８及
びコネクタ９が、バルーンルーメン２０にバルー
ンチユーブ６及びバルーンコネクタ７が、指示液
注入ルーメン２３に指示液注入チユーブ１０及び
注入コネクタ１１が接続される。注入ルーメンの
開口端は5Frで先端から15cm、7Frで先端から30
cm（通常４〜8Frで12cm〜40cm）とし、開口端よ
り先端側の注入ルーメンはサーミスタ固定と同様
のポツテイング材等で封止する。カテーテルは先
端より10，20，30，40，50，60，70，80，90，
100cmの部分にリング状に長さを示すマーキング
を示す。
かくして本発明のカテーテルが作成されるが、
本カテーテルは通常のサーモダイリユーシヨンカ
テーテルと同様に使用される。第２サーミスタコ
ネクタはサーモダイリユーシヨン法による心拍出
量測定装置と接続され、第１サーミスタコネクタ
は以下に述べる心拍出量連続測定システムと接続
される。測定原理は特願昭59−244586号（出願日
59年11月21日）に開示されているが、更にここで
説明する。
本カテーテルは通常のサーモダイリユーシヨンカ
テーテルと同様に使用される。第２サーミスタコ
ネクタはサーモダイリユーシヨン法による心拍出
量測定装置と接続され、第１サーミスタコネクタ
は以下に述べる心拍出量連続測定システムと接続
される。測定原理は特願昭59−244586号（出願日
59年11月21日）に開示されているが、更にここで
説明する。
第７図は本発明の一実施例の心拍出量測定用の
カテーテルが接続される心拍出量測定装置のブロ
ツク図である。図において、１００は心拍出量測
定装置の本体、１００は実施例のカテーテル４を
カテーテル型センサ１５０として用いるものであ
る。
カテーテルが接続される心拍出量測定装置のブロ
ツク図である。図において、１００は心拍出量測
定装置の本体、１００は実施例のカテーテル４を
カテーテル型センサ１５０として用いるものであ
る。
カテーテル型センサ１５０には肺動脈血液温度
を検知する感温素子としてサーミスタ２、ならび
に定電流回路１１１により定電流によつて加熱さ
れるとともに自己の温度を検知するサーミスタ１
が内蔵されている。サーミスタ１は例えば定電流
回路１１１によつて定電流で加熱されるととも
に、自己の温度を検知する自己発熱型サーミスタ
で構成されることが望ましい。検出素子として構
成されたサーミスタ１は自己発熱型サーミスタに
限られることはなく、発熱量が一定のヒータ等で
加熱される一般的なサーミスタ等の感温素子でも
よい。しかし、自己発熱型サーミスタの方が構造
的にも組込み易く、機能的にも安定した発熱量と
検出が可能となり有利である。
を検知する感温素子としてサーミスタ２、ならび
に定電流回路１１１により定電流によつて加熱さ
れるとともに自己の温度を検知するサーミスタ１
が内蔵されている。サーミスタ１は例えば定電流
回路１１１によつて定電流で加熱されるととも
に、自己の温度を検知する自己発熱型サーミスタ
で構成されることが望ましい。検出素子として構
成されたサーミスタ１は自己発熱型サーミスタに
限られることはなく、発熱量が一定のヒータ等で
加熱される一般的なサーミスタ等の感温素子でも
よい。しかし、自己発熱型サーミスタの方が構造
的にも組込み易く、機能的にも安定した発熱量と
検出が可能となり有利である。
このカテーテル型センサ１５０は前述した従来
と同様の手法で、右心カテーテル法によつて肺動
脈まで導入される。サーミスタ２はリード線２
４、コネクタ１６および本体もコネクタ１２１を
介してサーミスタ２を駆動する定電圧回路１１２
及び血液の温度を計る血液温度検出回路１１３に
接続されている。サーミスタ２により検知された
肺動脈血液温度の信号は血液温度検出回路１１３
によつて信号処理に適した温度信号とて検出され
る。
と同様の手法で、右心カテーテル法によつて肺動
脈まで導入される。サーミスタ２はリード線２
４、コネクタ１６および本体もコネクタ１２１を
介してサーミスタ２を駆動する定電圧回路１１２
及び血液の温度を計る血液温度検出回路１１３に
接続されている。サーミスタ２により検知された
肺動脈血液温度の信号は血液温度検出回路１１３
によつて信号処理に適した温度信号とて検出され
る。
血液温度検出回路１１３は熱希釈心拍出量測演
算回路１１４に接続され、この熱希釈心拍出量演
算回路１１４に検出温度信号を伝送する。熱希釈
心拍出量演算回路１１４は上記温度信号を受け取
り、前述した第６図に示す希釈曲線の面積等か
ら、公知のスチユワート・ハミルトン法に基づい
て熱希釈法による心拍出量を前記(1)式によつて演
算する。
算回路１１４に接続され、この熱希釈心拍出量演
算回路１１４に検出温度信号を伝送する。熱希釈
心拍出量演算回路１１４は上記温度信号を受け取
り、前述した第６図に示す希釈曲線の面積等か
ら、公知のスチユワート・ハミルトン法に基づい
て熱希釈法による心拍出量を前記(1)式によつて演
算する。
また、カテーテル型センサ１５０に内蔵される
サーミスタ１はリード線２２、コネクタ１５およ
び装置側コネクタ１２１を介して、加熱サーミス
タ温度検出手段１１５及び定電流回路１１１に接
続されている。そして必要時には定電流回路１１
１よりサーミスタ１に所定の電流が供給され、加
熱される。また、サーミスタ１により検知された
加熱温度信号は、加熱サーミスタ温度検出回路１
１５に送られ、加熱サーミスタ抵抗値もしくは電
位差ならびに温度信号として検出され、血流速を
演算するのに用いられる。加熱サーミスタ温度検
出回路１１５および血液温度検出回路１１３は血
流速演算回路１１６に接続され、血流速演算回路
１１６によつて血流速が演算される。
サーミスタ１はリード線２２、コネクタ１５およ
び装置側コネクタ１２１を介して、加熱サーミス
タ温度検出手段１１５及び定電流回路１１１に接
続されている。そして必要時には定電流回路１１
１よりサーミスタ１に所定の電流が供給され、加
熱される。また、サーミスタ１により検知された
加熱温度信号は、加熱サーミスタ温度検出回路１
１５に送られ、加熱サーミスタ抵抗値もしくは電
位差ならびに温度信号として検出され、血流速を
演算するのに用いられる。加熱サーミスタ温度検
出回路１１５および血液温度検出回路１１３は血
流速演算回路１１６に接続され、血流速演算回路
１１６によつて血流速が演算される。
血流速演算回路１１６による血流速の演算方法
に関して、その原理と方法を以下に具体的に示
す。サーミスタ１の抵抗値をRtとし、定電流回
路１１１によつてサーミスタ１に与えられる電流
値をIcとすると、サーミスタ１が加熱され、発生
する単位時間あたりの熱量はIc2・Rtになる。
に関して、その原理と方法を以下に具体的に示
す。サーミスタ１の抵抗値をRtとし、定電流回
路１１１によつてサーミスタ１に与えられる電流
値をIcとすると、サーミスタ１が加熱され、発生
する単位時間あたりの熱量はIc2・Rtになる。
いま、血流速νなる血液中に加熱されたサーミ
スタ１が置かれた場合、加熱されたサーミスタ１
は血流速νに依存して冷却され、その冷却される
熱量は血液温度をTb、加熱されたサーミスタ温
度をTt、比例定数をＫとすると、〔Ｋ・ν・（Tt
−Tb）〕であり、サーミスタ１の温度は加熱され
発生する熱量と冷却される熱量とが等しくなるよ
うな温度に保たれることになる。
スタ１が置かれた場合、加熱されたサーミスタ１
は血流速νに依存して冷却され、その冷却される
熱量は血液温度をTb、加熱されたサーミスタ温
度をTt、比例定数をＫとすると、〔Ｋ・ν・（Tt
−Tb）〕であり、サーミスタ１の温度は加熱され
発生する熱量と冷却される熱量とが等しくなるよ
うな温度に保たれることになる。
上記のことを式で表わすと(2)式になる。
Ic2・Rt＝Ｋ・ν・（Tt−Tb）…(2)
(2)式から、血流速を求める(3)式が導かれる。
ν＝
（１／Ｋ）（Ic2・Rt）／（Tt−Tb）…(3)
尚、加熱サーミスタ１は定電流回路１１１によ
つて駆動されているため、抵抗値を検出する代わ
りに加熱サーミスタのリード線両端の電位差を検
出しても良い。この場合には電位差Vo＝Rt・Ic
であり、(3)式は次のように表わすことができる。
つて駆動されているため、抵抗値を検出する代わ
りに加熱サーミスタのリード線両端の電位差を検
出しても良い。この場合には電位差Vo＝Rt・Ic
であり、(3)式は次のように表わすことができる。
ν＝（１／Ｋ）（Ic・Vo）／（Tt−Tb）…(3)
(3)式において明らかなように、加熱されたサー
ミスタ１の抵抗値Rt、もしくは電位差Vo、およ
び加熱されたサーミスタ１の温度Tt、定電流値
Ic、サーミスタ２で求まる血液温度Tb、比例定
数Ｋによつて血流速νが求められる。加熱された
感温素子１のサーミスタ１の抵抗値Rtもしくは
電位差Vo、および加熱されたサーミスタ１の温
度Ttは、加熱サーミスタ温度検出回路１１５よ
り血流速演算回路１１６に与えられる。また、血
液温度Tbは血液温度検出回路１１３より血流速
演算回路１１６に与えられる。血流速演算回路１
１６はこれらの情報に従い、上述の(3)式によつて
血流速を演算する。
ミスタ１の抵抗値Rt、もしくは電位差Vo、およ
び加熱されたサーミスタ１の温度Tt、定電流値
Ic、サーミスタ２で求まる血液温度Tb、比例定
数Ｋによつて血流速νが求められる。加熱された
感温素子１のサーミスタ１の抵抗値Rtもしくは
電位差Vo、および加熱されたサーミスタ１の温
度Ttは、加熱サーミスタ温度検出回路１１５よ
り血流速演算回路１１６に与えられる。また、血
液温度Tbは血液温度検出回路１１３より血流速
演算回路１１６に与えられる。血流速演算回路１
１６はこれらの情報に従い、上述の(3)式によつて
血流速を演算する。
なお、定電流値Icは定電流回路１１１の電流を
検出しても対応できるが、比例定数Ｋと同様に定
数項として血流速演算回路１１６に与えておくこ
とも可能である。
検出しても対応できるが、比例定数Ｋと同様に定
数項として血流速演算回路１１６に与えておくこ
とも可能である。
血流速演算回路１１６および熱希釈心拍出量測
定回路１１４は、保持回路１１７に接続されてい
る。保持回路１１７は後述の血管断面積を演算す
る演算回路と、演算回路により演算された血管断
面積値を保持するサンプルホールド回路から成
り、熱希釈心拍出量測定回路１１４よりの熱希釈
法で求められた心拍出量値と血流速演算回路１１
６よりの血流速とを比較する。
定回路１１４は、保持回路１１７に接続されてい
る。保持回路１１７は後述の血管断面積を演算す
る演算回路と、演算回路により演算された血管断
面積値を保持するサンプルホールド回路から成
り、熱希釈心拍出量測定回路１１４よりの熱希釈
法で求められた心拍出量値と血流速演算回路１１
６よりの血流速とを比較する。
いま、肺動脈の血管断面積をＳとした場合、心
拍出量値C.O.と血流速値νとの間には(4)式で示さ
れるような関係がある。
拍出量値C.O.と血流速値νとの間には(4)式で示さ
れるような関係がある。
C.O.＝Ｓ・ν …(4)
保持回路１１７は、心拍出量値C.O.と血流速値
νとを比較し、(4)式に従い血管断面積Ｓを求め、
この値Ｓを較正値としてホールドする。このと
き、(3)式と(4)式とから下に示す(5)式を導き、(5)式
中の“Ｓ／Ｋ”を較正値としてホールドすること
も可能である。
νとを比較し、(4)式に従い血管断面積Ｓを求め、
この値Ｓを較正値としてホールドする。このと
き、(3)式と(4)式とから下に示す(5)式を導き、(5)式
中の“Ｓ／Ｋ”を較正値としてホールドすること
も可能である。
Ｃ・Ｏ・＝（Ｓ／Ｋ）・（Ic2・Rt）／（Tt−Tb）
＝（Ｓ／Ｋ）・（Ic・Vo）（Tt−Tb）…(5)
保持回路１１７および血流速演算回路１１６は
心拍出量演算回路１１８に接続される。心拍出量
演算回路１１８は血流速演算回路１１６において
連続的に計測される血流速に対して、保持回路１
１７によつてホールドされた較正値を乗ずること
により、連続的な心拍出量値を得ることが可能と
なる。
心拍出量演算回路１１８に接続される。心拍出量
演算回路１１８は血流速演算回路１１６において
連続的に計測される血流速に対して、保持回路１
１７によつてホールドされた較正値を乗ずること
により、連続的な心拍出量値を得ることが可能と
なる。
また、心拍出量演算回路１１８は表示器１１９
および記録計出力端子２０に接続され、求めた心
拍出量の連続的な表示および記録が実現される。
および記録計出力端子２０に接続され、求めた心
拍出量の連続的な表示および記録が実現される。
なお、血管断面積Ｓは通常時間とともに変化す
る。従つて、一度血管断面積Ｓを較正値としてホ
ールドしても、血管断面積Ｓの変化によつて、正
確な心拍出量が得られなくなることが起こる。
る。従つて、一度血管断面積Ｓを較正値としてホ
ールドしても、血管断面積Ｓの変化によつて、正
確な心拍出量が得られなくなることが起こる。
そこで、このような不利益が生じないように、
適宜に熱希釈法により熱希釈心拍出量演算回路１
１４で心拍出量を計測し、保持回路１１７で(4)式
により新たに血管断面積Ｓを求め、較正値として
ホールドする如く制御する。
適宜に熱希釈法により熱希釈心拍出量演算回路１
１４で心拍出量を計測し、保持回路１１７で(4)式
により新たに血管断面積Ｓを求め、較正値として
ホールドする如く制御する。
以上の処理を実行する各構成のうち熱希釈心拍
出量演算回路１１４、加熱サーミスタ温度検出回
路１１５、血流速演算回路１１６、保持回路１１
７、及び心拍出量演算回路１１８は全てワンチツ
プのLISより成るマイクロコンピユータにより構
成することが好都合である。この場合、各制御手
順は全て内蔵メモリに格納されている。また血液
温度検出回路１１３、加熱サーミスタ温度検出回
路１１５は共にアナログ−デジタルコンバータで
実現でき、これもワンチツプのマイクロコンピユ
ータに内蔵されているものである。
出量演算回路１１４、加熱サーミスタ温度検出回
路１１５、血流速演算回路１１６、保持回路１１
７、及び心拍出量演算回路１１８は全てワンチツ
プのLISより成るマイクロコンピユータにより構
成することが好都合である。この場合、各制御手
順は全て内蔵メモリに格納されている。また血液
温度検出回路１１３、加熱サーミスタ温度検出回
路１１５は共にアナログ−デジタルコンバータで
実現でき、これもワンチツプのマイクロコンピユ
ータに内蔵されているものである。
上述した機能を実行するワンチツプマイクロコ
ンピユータのブロツク図を第８図に示す。
ンピユータのブロツク図を第８図に示す。
CPU１３１はROM１３２に格納されたプログ
ラムに従い各種処理を実行し、処理結果等を
RAM１３３中に保持する。
ラムに従い各種処理を実行し、処理結果等を
RAM１３３中に保持する。
また１３４は入出力ポートであり、定電流回路
１１のON／OFF制御のための出力ポート１４
４、表示器１１８への表示制御のための出力ポー
ト１４５、出力端子１９への出力ポート１４６を
含む。
１１のON／OFF制御のための出力ポート１４
４、表示器１１８への表示制御のための出力ポー
ト１４５、出力端子１９への出力ポート１４６を
含む。
また３５，３６はアナログ−デジタルコンバー
タであり、アナログ−デジタルコンバータ３５が
血液温度検出回路１１３に該当し、アナログ−デ
ジタルコンバータ１３６が加熱サーミスタ温度検
出回路１４に該当し、アナログ入力端子１４１，
１４３より入力されたアナログ信号がデジタル信
号に変換されてCPU１３１により処理される。
タであり、アナログ−デジタルコンバータ３５が
血液温度検出回路１１３に該当し、アナログ−デ
ジタルコンバータ１３６が加熱サーミスタ温度検
出回路１４に該当し、アナログ入力端子１４１，
１４３より入力されたアナログ信号がデジタル信
号に変換されてCPU１３１により処理される。
第７図にブロツク的に示した構成１１４〜１１
８は、上述のマイクロコンピユータが実行する機
能をブロツク的に示したものである。次にCPU
１３１がROM１３２に格納した処理プログラム
により実行する制御手順を第９図のフローチヤー
トを参照しながら詳細に説明する。
８は、上述のマイクロコンピユータが実行する機
能をブロツク的に示したものである。次にCPU
１３１がROM１３２に格納した処理プログラム
により実行する制御手順を第９図のフローチヤー
トを参照しながら詳細に説明する。
次に第９図及び第１０図のフローチヤートを用
いて、本実施例の心拍出量測定装置の心拍出量の
具体的計測動作を説明する。
いて、本実施例の心拍出量測定装置の心拍出量の
具体的計測動作を説明する。
まず第９図の制御がスタートすると、初期値設
定かどうかが判別され、Yesを判別したとき設定
ルーチンを実行する。設定ルーチンでは初期値が
設定されたことを示すフラグをセツトする。次に
制御がスタートしたときはこのフラグを見て設定
値の更新の必要性を判別するステツプに進む。更
新要求フラグはタイマにより臨床医学的に更新要
求時間が経過したときにセツトされる。このフラ
グがセツトされていれば、Yesを判別し、設定ル
ーチン（更新ルーチン）を実行する。そうでない
ときはNoを判別し、測定ルーチンを実行する。
なお、更新要求フラグを外付のスイツチによりセ
ツトできるようにしてもよいことは勿論である。
定かどうかが判別され、Yesを判別したとき設定
ルーチンを実行する。設定ルーチンでは初期値が
設定されたことを示すフラグをセツトする。次に
制御がスタートしたときはこのフラグを見て設定
値の更新の必要性を判別するステツプに進む。更
新要求フラグはタイマにより臨床医学的に更新要
求時間が経過したときにセツトされる。このフラ
グがセツトされていれば、Yesを判別し、設定ル
ーチン（更新ルーチン）を実行する。そうでない
ときはNoを判別し、測定ルーチンを実行する。
なお、更新要求フラグを外付のスイツチによりセ
ツトできるようにしてもよいことは勿論である。
以上述べたような制御をステツプS1で実行す
る第１０図の制御フローを参照しながら更に動作
を説明する。
る第１０図の制御フローを参照しながら更に動作
を説明する。
まず、ステツプS1で熱希釈法による心拍出量
の測定指示があるか否かを監視し、熱希釈法によ
る心拍出量の測定指示があるとステツプS2に進
み、サーミスタ１の加熱を中断し、続くステツプ
S3で第１サーミスタ１に加熱の影響がなくなる
までの所定時間が経過するのを待つ。そして所定
時間が経過し、加熱の影響がなくなるとステツプ
S4に進み、カテーテル４中の第１図に示された
注入口３より一定量の薬剤を投入する。血液温度
検出回路１１３はステツプS5でサーミスタ２を
用いて希釈された血液の温度Tbを測定し、熱希
釈心拍出量演算回路１１４に出力する。血液温度
検出回路１１３からの血液温度信号Tbを受けた
熱希釈心拍出量演算回路１１４は、続くステツプ
S6で(1)式により心拍出量C.O.を算出し、ステツ
プS7で算出した心拍出量値を保持回路１１７に
出力する。そして、これにより熱希釈法による心
拍出量C.O.の測定が終了したためステツプS1に
戻る。
の測定指示があるか否かを監視し、熱希釈法によ
る心拍出量の測定指示があるとステツプS2に進
み、サーミスタ１の加熱を中断し、続くステツプ
S3で第１サーミスタ１に加熱の影響がなくなる
までの所定時間が経過するのを待つ。そして所定
時間が経過し、加熱の影響がなくなるとステツプ
S4に進み、カテーテル４中の第１図に示された
注入口３より一定量の薬剤を投入する。血液温度
検出回路１１３はステツプS5でサーミスタ２を
用いて希釈された血液の温度Tbを測定し、熱希
釈心拍出量演算回路１１４に出力する。血液温度
検出回路１１３からの血液温度信号Tbを受けた
熱希釈心拍出量演算回路１１４は、続くステツプ
S6で(1)式により心拍出量C.O.を算出し、ステツ
プS7で算出した心拍出量値を保持回路１１７に
出力する。そして、これにより熱希釈法による心
拍出量C.O.の測定が終了したためステツプS1に
戻る。
一方、ステツプS1で熱希釈法による心拍出量
の測定指示がなければステツプS8に進み、定電
流回路１１１を駆動し、サーミスタ１に所定の電
流Icを与え加熱する。次にステツプS9で加熱サー
ミスタ温度検出回路１１５は加熱しているサーミ
スタ１自身の温度Ttと抵抗値Rt、もしくは電位
差Voを検出し、ステツプS10で血流速演算回路１
１６に出力する。血流速演算回路１１６は続くス
テツプS12で、温度検知回路１１５からの温度
Tt、及び抵抗値Rt、もしくは電位差Voを、ま
た、血液温度検出回路１１３からの血液温度Tb
をそれぞれ受け取り、(3)式によつて血流速νを算
出する。そして算出した血流速νの値をステツプ
S12で保持回路１１７に出力し、ステツプＳ１３
で心拍出量演算回路１１８に出力する。
の測定指示がなければステツプS8に進み、定電
流回路１１１を駆動し、サーミスタ１に所定の電
流Icを与え加熱する。次にステツプS9で加熱サー
ミスタ温度検出回路１１５は加熱しているサーミ
スタ１自身の温度Ttと抵抗値Rt、もしくは電位
差Voを検出し、ステツプS10で血流速演算回路１
１６に出力する。血流速演算回路１１６は続くス
テツプS12で、温度検知回路１１５からの温度
Tt、及び抵抗値Rt、もしくは電位差Voを、ま
た、血液温度検出回路１１３からの血液温度Tb
をそれぞれ受け取り、(3)式によつて血流速νを算
出する。そして算出した血流速νの値をステツプ
S12で保持回路１１７に出力し、ステツプＳ１３
で心拍出量演算回路１１８に出力する。
次にステツプS14で保持回路１１７は、熱希釈
法心拍出量演算回路１１４よりの心拍出量C.O.
と、上記血流速νから(4)式を用いて血管断面積Ｓ
を求め、較正値としてホールドすると共にステツ
プS15で該値を心拍出量演算回路１１８に出力す
る。心拍出量演算回路１１８はステツプS16で、
血流速νと、保持回路１１７よりの較正値より、
サーミスタ１による心拍出量C.O.を求め、その他
を表示器１１９により表示し、必要に応じて出力
端子１２０に出力する。これで、連続的な心拍出
量の計測の一行程が終了し、ステツプS1に戻り、
再び熱希釈法による心拍出量測定指示があるまで
は、ステツプS8からステツプS17までの処理によ
り、心拍出量の連続的な計測を行う。第１サーミ
スタ１による血液流速測定は定電流下での熱平
衝、即ち、サーミスタ抵抗変化を電圧などで検出
するのみならず、血液温との温度格差を一定にす
るのに必要な電流を流し、その電流を測定しても
よい。つまり、サーミスタ温を生体に影響を及ぼ
さない上限42℃にコントロールして、その電流を
測定する方法などである。また、血液流速センサ
はサーミスタに限定されず、他の手段でもよい。
法心拍出量演算回路１１４よりの心拍出量C.O.
と、上記血流速νから(4)式を用いて血管断面積Ｓ
を求め、較正値としてホールドすると共にステツ
プS15で該値を心拍出量演算回路１１８に出力す
る。心拍出量演算回路１１８はステツプS16で、
血流速νと、保持回路１１７よりの較正値より、
サーミスタ１による心拍出量C.O.を求め、その他
を表示器１１９により表示し、必要に応じて出力
端子１２０に出力する。これで、連続的な心拍出
量の計測の一行程が終了し、ステツプS1に戻り、
再び熱希釈法による心拍出量測定指示があるまで
は、ステツプS8からステツプS17までの処理によ
り、心拍出量の連続的な計測を行う。第１サーミ
スタ１による血液流速測定は定電流下での熱平
衝、即ち、サーミスタ抵抗変化を電圧などで検出
するのみならず、血液温との温度格差を一定にす
るのに必要な電流を流し、その電流を測定しても
よい。つまり、サーミスタ温を生体に影響を及ぼ
さない上限42℃にコントロールして、その電流を
測定する方法などである。また、血液流速センサ
はサーミスタに限定されず、他の手段でもよい。
発明の具体的効果
この発明に関わる心拍出量測定用カテーテルは
指示薬希釈法もしくは、その一方法である熱希釈
法による心拍出量計測の如く間欠的な測定方法で
はなく、連続的な検出素子の加熱による熱式流量
測定法を併用しているので、連続的な心拍出量の
計測信号を提供できる。
指示薬希釈法もしくは、その一方法である熱希釈
法による心拍出量計測の如く間欠的な測定方法で
はなく、連続的な検出素子の加熱による熱式流量
測定法を併用しているので、連続的な心拍出量の
計測信号を提供できる。
また熱希釈法では、測定が頻回に及ぶと液体の
注入による被験者の負担が増大するが、本発明に
よる心拍出量測定用カテーテルでは最小１回の液
体注入で心拍出量を求めるためのパラメータが求
まるので、以降連続計測を移行でき、被験者の負
担が軽減されるとともに煩雑な操作が簡便化さ
れ、感染の危険性も減少する。
注入による被験者の負担が増大するが、本発明に
よる心拍出量測定用カテーテルでは最小１回の液
体注入で心拍出量を求めるためのパラメータが求
まるので、以降連続計測を移行でき、被験者の負
担が軽減されるとともに煩雑な操作が簡便化さ
れ、感染の危険性も減少する。
第１図は本発明の心拍出量測定用カテーテルの
全体斜視図、第２図は第１図の要部を示す拡大断
面図、第３図は第１図の−線断面図、第４図
は第２図に示すバルーン部の拡大斜視図、第５図
は右心カテーテル法によるカテーテルの留置例を
示す説明図、第６図は液体注入による血液温度の
変化を表わした熱希釈曲線図、第７図はカテーテ
ルが接続される心拍出量測定装置の一例を示すブ
ロツク図、第８図は心拍出量測定装置を構成する
ワンチツプマイクロコンピユータの構成図、第９
図、第１０図Ａ及びＢは心拍出量測定装置の制御
フローチヤートである。 図中、１，２…サーミスタ、３…吐出口、４…
カテーテル、１７…バルーン、１８…圧力口であ
る。
全体斜視図、第２図は第１図の要部を示す拡大断
面図、第３図は第１図の−線断面図、第４図
は第２図に示すバルーン部の拡大斜視図、第５図
は右心カテーテル法によるカテーテルの留置例を
示す説明図、第６図は液体注入による血液温度の
変化を表わした熱希釈曲線図、第７図はカテーテ
ルが接続される心拍出量測定装置の一例を示すブ
ロツク図、第８図は心拍出量測定装置を構成する
ワンチツプマイクロコンピユータの構成図、第９
図、第１０図Ａ及びＢは心拍出量測定装置の制御
フローチヤートである。 図中、１，２…サーミスタ、３…吐出口、４…
カテーテル、１７…バルーン、１８…圧力口であ
る。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 熱希釈法による心拍出量測定のために液体の
吐き出しが行われる開口部と、 該開口部より所定距離離間した位置に配位さ
れ、前記液体で希釈された血液温度を測定するた
めの第１の検出素子と、 該第１の検出素子から所定距離離間した位置に
配位され、加熱手段により発生する既知の熱量と
血流により冷却される熱量とがほぼ等しい安定状
態の自己の温度を測定するための第２の検出素子
とを備えることを特徴とする心拍出量測定用カテ
ーテル。 ２ 前記第１の検出素子が該開口部より所定距離
離間して血流に対して下流側に位置され、第２の
検出素子が該第１の検出素子より血流に対して下
流側に位置されていることを特徴とする特許請求
の範囲第１項に記載の心拍出量測定用カテーテ
ル。 ３ 第２の検出素子が自己発熱型サーミスタから
成ることを特徴とする特許請求の範囲第１項に記
載の心拍出量測定用カテーテル。
Priority Applications (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61048681A JPS62207435A (ja) | 1986-03-07 | 1986-03-07 | 心拍出量測定用カテ−テル |
| DE87103083T DE3787387T2 (de) | 1986-03-07 | 1987-03-04 | Katheter zur Messung des Herzzeitvolumens und der Geschwindigkeit der Blutströmung. |
| EP87103083A EP0235811B1 (en) | 1986-03-07 | 1987-03-04 | Catheters for measurement of cardiac output and blood flow velocity |
| US07/021,912 US4841981A (en) | 1986-03-07 | 1987-03-04 | Catheters for measurement of cardiac output and blood flow velocity |
| KR1019870002027A KR900000362B1 (ko) | 1986-03-07 | 1987-03-06 | 심박출량 측정용 카테테르 및 혈액유속 측정용 카테테르 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61048681A JPS62207435A (ja) | 1986-03-07 | 1986-03-07 | 心拍出量測定用カテ−テル |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS62207435A JPS62207435A (ja) | 1987-09-11 |
| JPH0434408B2 true JPH0434408B2 (ja) | 1992-06-05 |
Family
ID=12810060
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61048681A Granted JPS62207435A (ja) | 1986-03-07 | 1986-03-07 | 心拍出量測定用カテ−テル |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4841981A (ja) |
| EP (1) | EP0235811B1 (ja) |
| JP (1) | JPS62207435A (ja) |
| KR (1) | KR900000362B1 (ja) |
| DE (1) | DE3787387T2 (ja) |
Families Citing this family (87)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE3856499T2 (de) * | 1987-03-05 | 2002-07-11 | Terumo K.K., Tokio/Tokyo | Vorrichtung zur kontinuierlichen Messung der relativen Änderung des Herzzeitvolumens |
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| JPH021230A (ja) * | 1988-06-10 | 1990-01-05 | Nippon Zeon Co Ltd | 流量測定用カテーテル |
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