JPH0458974B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、広くは、診断又は治療に用いられる
医療的手法及び器具に関し、より詳しくは、生体
における血液の流量を決定する手法（方法）及び
装置に関する。

現在、殆どの場合、心拍出量は熱希釈法により
測定され、この方法は、静脈（頸静脈又は鎖骨下
静脈）に右心カテーテルを挿入することを必要と
する。

カテーテルの先端部は、右心房及び右心室を通
つて大静脈に導かれ、最終的に肺動脈に置かれ
る。一般にこの方法は、カテーテルの先端部に取
り付けられる直径約１・1/3cmのバルーンを用い
て、カテーテルの先端部を所定位置に浮かせるこ
とにより行われる。

カテーテルは、右心房領域に通じる管腔（ルー
メン）を備えており、右心房領域のところにポー
トが設けられている。このポートは、右心室を通
つて流れる血液と混合される冷たい液体のボーラ
ス（通常、３〜10cm³の室温又は氷で冷やされた食
塩水、又はブドウ糖の５％水溶液）を迅速に注入
できるようになつている。混合された血液及びボ
ーラスは、次に肺動脈から流出する。

心室を出る血液と添加された液体との結果とし
て生じる混合物の温度は、冷たいボーラスによ
り、血液単独の最初の温度に比べ降下する。次
に、カテーテルの先端部から約3.5cmの所でカテ
ーテルに支持されたサーミスタにより、肺動脈内
の温度が測定される。

冷たいボーラスの注入後における肺動脈内の温
度降下から、心拍出量が計算される。約６〜30秒
に及ぶ温度過渡領域の持続時間は、患者の心拍出
量によつて決まるものである。温度過渡曲線の下
の面積は心拍出量に反比例するため、流量を計算
するには、実験的係数（empirical constant）を
温度過渡曲線の下の面積で割る必要がある。

注入される冷たいボーラスの代わりに、時には
染料が射出される。染料が使用されるとき、動脈
の血液がゆつくりと引き出される。次に、引き出
された血液中の染料の濃度が時間の関数として測
定され、心拍出量の計算に使用される。

提案されている改良形の熱希釈法は、血液の流
れに熱を加え、その結果生じる温度上昇を測定す
るものである。熱は、液体を注入することなく、
カテーテルに取り付けられた電気抵抗ヒータによ
り加えられる（フイリツプ（Philip）その他著、
「心拍出量の連続的熱測定（Continuous
Thermal Measurement of Cardiac Output）」、
IEEE Transactions on Biomedical
Engineering、1984年５月、volume BME−31
No.５、第393〜400頁参照）。

時々使用される他の公知の方法として、フイツ
ク（Fick）の方法及び超音波方法がある。フイ
ツクの技術においては３つの測定が必要とされ
る。すなわち、動脈内容物の測定、静脈血液と酸
素との混合物の測定、及び酸素消費量の測定であ
る。

ドツプラ（Doppler）の超音波技術によれば、
非侵入的な方法により心拍出量を測定することが
できる。約５メガヘルツで作動するドツプラプロ
ーブが胸骨上の切痕（喉頭の***の下の鋸歯状の
の切込み）内に置かれ、上流側の大動脈に向けら
れる。このようにして測定された血液の速度に、
大動脈の管腔の見積もり断面積を掛ければ流量を
見積もることができ、この見積もり値の平均値を
とれば心拍出量を求めることができる。

しかしながら、これらの全ての方法は欠点を有
している。なぜならば、一般に、熱希釈法及びそ
の染料を使用する方法も、臨床家が３〜10cm³の液
体を注入する必要があり、これは、間歇的に行う
ことを要し不便であると共に、過剰の液体を患者
に注入してしまう結果を招くことにもなる。

液体の過剰の注入が行われると、患者によつて
は、心不全又は賢不全の危険を増大させることに
もなる。このため、医者が患者の心拍出量を１分
毎に知りたい場合であつても、流体（液体）を自
動的な方法で頻繁に注入することは禁じられてい
る。また、液体の注入により、感染の危険性も増
大する。

更に、染料を用いる方法には別の問題がある。
それは、患者によつては、染料として使用される
物質に対して過敏反応を呈することがあることで
ある。フイリツプの加熱技術は、患者を潜在的に
傷付けるという問題がある。フイリツプその他に
よる上掲の論文において説明されているように、
研究者は、患者の血液の全ての重要部分に許容で
きる最大温度上昇を確立する必要があるけれど
も、許容温度上昇の幅はかなり小さいものと予想
されている。フイリツプとその共著者らは、「人
工呼吸を行つている殆どの患者には可能性がある
が、自発呼吸を行つているより元気な患者には困
難である」と述べており、更に続いて、「臨床的
に実用化できる装置（システム）を開発すること
の技術的困難性は極めて大きい」と結論付けてい
る。

フイツクの方法は、心拍出量が１分毎に大きく
変わらないようにするには、患者が動かない状態
を保つことを必要とする。かような拘束条件は、
外科的処理を行う場合には現実的ではない。ま
た、フイツクの方法は、血液サンプルに使用す
る、動脈及び静脈の血液酸素量を正確に測定する
ことを必要とするだけでなく、酸素消費量を測定
するための非常に高価で不便な機器をも必要とす
る。

このように、フイツクの方法は、取り扱い難く
かつ高価でもある。一方、ヒリス（Hillis）その
他らの論文「心拍出量のインジケータ希釈測定法
に対するフイツクの方法の変化性に影響を与える
フアクタの分析（Analysis of Factors
Affecting the Variability of Fick Versus
Indicator Dilution Measurement of Cardiac
Output）」（The American Journal of
Cardiology、1985年、11月１日、volume 56、第
764〜768頁参照）には、多くのデイスカツシヨン
がなされている。

ドツプラの方法は、プローブの方向に敏感であ
る。また、ドツプラの方法は、Ｍモードの超音波
又は統計学的手法に基づいた経験主義的な表（テ
ーブル）を用いて、大動脈の管腔の断面積を見積
もる必要がある。いずれの方法を用いても、大動
脈の管腔の断面積の見積もりは、煩わしくかつ不
正確である。より詳細な記載が、例えば、「集中
治療ユニツトでの超音波による非侵入的な心拍出
量測定法（Non−Invasive Ultrasonic Cardiac
Output Measurement in Intensive Care
Unit）」（レビー（Levy）その他著、Ultrasound
in Medicine ＆ Biology、1985年、volume
11 number ６、第841〜849ページ参照）におい
てなされている。

以上要するに、従来技術の方法は、心拍出量を
便利かつ連続的に測定できるものであるとは云え
ないものである。

従つて、本発明の目的は、生体の血液流路に沿
つて血液の流量を測定する装置及び手法（方法）
を提供することにある。本発明の方法は、血液流
路に沿う任意の位置において熱交換を行うことに
より、血液に液体を注入することなくして、人体
を通つて流れる血液から熱を除去する工程（ステ
ツプ）を有している。

また、本発明の方法は、温度をモニタリングす
る工程と、このモニタリングされた温度及び除去
された熱量に関する既知のパラメータから流量を
測定する工程とを有している。

上記説明は、本発明の方法を最も広範囲の概念
で定義したものといえる。この定義から、本発明
の方法が、液体の注入を行わずかつ人体に熱を付
加するものではなく、従つて従来の方法における
流体の過負荷及び累積温度上昇といつたあらゆる
欠点を回避できるものであることが理解されよ
う。同様に、本発明の方法によれば、フイツクの
方法及び超音波法のもつ欠点を回避することがで
きる。なぜならば、本発明は化学的な定量及び断
面積の見積もりが不要だからである。

しかしながら、本発明者らは、この新規な方法
の実施に、付加的な工程すなわち拘束条件を組み
込んだ。本発明のこれらの付加された特徴は、潜
在的な利点を更に向上させるものである。

特に、本発明では、血液と冷却媒体との間で熱
交換を行なうようになつている。この熱交換は、
熱交換媒体を収容している熱交換装置（バルー
ン）に血液を曝すことにより行うのであつて、熱
交換媒体自体に血液を曝すのではない。熱交換媒
体は、人体外から流体（液体）回路を介してポン
ピングすることにより、熱交換装置に供給されか
つ除去されるように構成するのが有利である。

血液の温度は、血液流路に沿つて（通常は熱交
換位置の下流側の位置）測定するのが好ましい。
この点に関していえば、測定される温度は、熱流
関係の原理により、熱交換位置又はその近くにお
ける血液の代わりに、熱交換装置又は熱交換媒体
自体の温度であることに留意すべきである。

使用される温度が熱交換位置から下流側の温度
であるとき、最高の測定精度が得られるようにす
るには、熱交換器（熱交換装置すなわちバルー
ン）内の流体の温度又は流体がカテーテルに出入
りするときの人体外における同じ流体の温度を測
定するのがよい。

そのような補助測定を行うことにより、血液か
ら除去される熱量（従つて心拍出量）についての
より正確な計算を行うことができる。意図した熱
交換位置以外の流体回路の位置（すなわち、バル
ーン以外の位置）に沿う熱交換媒体への偽の熱漏
洩を矯正するための付加的情報を用いることによ
り、改善された計算を行うことができる。

除去工程、モニタリング工程及び決定工程から
なるシーケンスを周期的に繰り返して行うのが好
ましい。この場合、血液の流れに熱を付与するの
が好ましく、この熱付与工程は、周期的な各連続
的繰り返しの間に行う。

このようにすれば、人体への及び人体からの熱
流のバランスを少なくとも大雑把に保つことがで
きる。また、温度−時間曲線の下の面積に基づい
て、温度変化は実際に２倍に増加する。

一般に、比較的大きな温度差を用いて、非常に
単時間に熱を除去すること（すなわち、比較的高
速に熱を除去すること）が好ましい。これらの条
件は、測定時の信号対ノイズ比（Ｓ／Ｎ比）を向
上させるものである。熱を加える場合には、この
熱が加えられる時間よりも非常に短い時間で熱を
除去するのが好ましい。

別の手順においては、この熱除去工程は全体と
して一定速度で行い、モニタリング工程において
モニタリングされた温度が安定状態（すなわち、
流量を表す安定値）に到達するようにする。かく
して、この値（「安定値（steady、value）」と呼
ぶ）は、流量の変動と共に変化する傾向がある。

この別の手順を用いる場合には、心拍出量の計
算に使用される各温度値（又は、いかなる場合で
も心拍出量の各計算値）は、温度の急激な変動す
なわち「熱ノイズ（サーマルノイズ）」による不
正確さを大幅に低下できる充分な時間平均をとる
ことが好ましい。所望ならば、この平均値の倍数
を離散値（discrete value）とすることができ
る。しかしながら、見出された値は、温度入力信
号又はその結果としての心拍出量信号を、適当な
時定数をもつ伝達関数に導いた結果得られる実質
的に連続的な出力信号であるのが好ましい。

安定状態方法（steady−state method）にお
いて最高の精度が得られるようにするには、温度
のモニタリングを時々中断して、熱伝達がゼロと
なるベースラインレベルを再構成することが望ま
しい（このため、これは、「安定状態」方法であ
つても、或る程度は周期的であり、或いは少なく
とも反復的である）。このようなベースライン再
評価が必要であると思われる場合には、曲線下面
積の修正した計算を具合良く行うことができる。

ベースラインデータの集積を回避したり、充分
なベースライン安定性を得ることが適当であると
考えられる状況においては、別のアルゴリズム
（算法）を用いることができる。或る好ましいデ
ータ処理手順については、本願明細書において後
述する。

本発明の範囲内で、非常に広範囲のデータ処理
方法を利用できるが、本願明細書を記載している
現時点において、これらのデータ処理方法の全て
を知つているわけではなくかつそれらを論じるこ
とはできない。

次に、本発明の装置について説明する。本発明
によれば、生体内の血液流路に沿つて血液の流量
を測定する熱交換媒体と組み合せて使用する心臓
血管診断装置が提供される。

本発明の装置は、人体の血液流路内に挿入でき
る先端部（装置を操作する医師等から見て先端
部）を備えたカテーテルを有している。熱交換装
置すなわちバルーンが、カテーテルの一部の長さ
に沿つて配置されている。

また、本発明の装置は、人体外の場合に対し
て、熱交換装置に（又は熱交換装置から）カテー
テルに沿つて熱交換媒体を移送する手段を有して
いる。本発明について概略的に説明するとき、こ
の手段を「移送手段」と呼ぶことにする。

移送手段及び熱交換装置は、血液から熱交換媒
体に熱を取り出すべく作用するが、熱交換媒体が
血液中に流出することは防止されている。

また、本発明の装置は、温度をモニタリングす
る手段を有している。本発明の装置を概略的に説
明するとき、この手段を「モニタリング手段」と
呼ぶ。このモニタリング手段はカテーテルに沿つ
て配置される。

上記説明は、本発明の装置を最も広い概念すな
わち最も概略的に定義したものである。しかしな
がら、上記以外の付加的エレメントすなわち特徴
を組み込んで、本発明の装置の性能を更に有効な
ものとすることができる。

特に、熱交換媒体としては、実質的に飽和した
食塩水溶液又はブドウ糖水溶液であつて、冷却手
段により０セルシウス温度又はそれより数度低い
温度に冷やされたものが好ましい。特に、熱交換
媒体を、０セルシウス温度以下約10度に冷却する
のが好ましい。

移送手段は、カテーテル内に配置された１対の
対向管腔（opposing lumens）で構成するのが好
ましい。また、本発明の装置には、この１対の管
腔同士の間の熱伝達を最小にする手段（概略的に
云うときには、「熱伝達最小化手段」と呼ぶ）を
設けるのが好ましい。

この熱伝達最小化手段は、管腔同士の間に配置
される断熱構造体で構成するのがよい。また、可
能な場合には、この断熱構造体を、カテーテルの
使用時に、大気圧よりもかなり低い圧力のガスで
充填可能なバリア管腔で構成するのがよい。

この熱伝達最小化手段の形態が上記のいずれの
形態であつても、その主目的は、熱交換装置（バ
ルーン）外の血液と、熱交換装置内の熱交換媒体
との間の温度差を最大にすることにある。この温
度差が非常に大きいときに、前述の信号対ノイズ
比（従つて、測定精度）を最高にすることができ
る。

従つて、利用可能な全体的温度差、すなわち、
人体外のヒートシンクから人体内の熱交換装置に
熱交換媒体が移動するときの、血液と外部ヒート
シンクとの間の温度差をできる限り大きくするこ
とが望ましい。この温度差は、熱交換装置から出
て一方の管腔を通つて流れる暖かい液体から、熱
交換装置に向かつて他方の管腔を通つて流れる冷
たい液体への熱伝達があると、或る程度小さくな
つてしまう。

上記熱交換装置は、カテーテルの外面に沿つて
配置されるバルーンの形態に構成するのが好まし
い。ここで使用する「バルーン」なる用語は、普
通のバルーンのように外方に膨張する構造的特徴
をもつバルーンだけでなく、バルーンの下に配置
されるカテーテルセグメントにぴつたりとくつ付
く構造のバルーン、すなわちカテーテルセグメン
トと実質的に同じ外径をもつバルーン（従つて、
シース（鞘）と呼ぶに相応しいバルーン）をも意
味する。

バルーンがいずれの形式であつても、バルーン
は、例えば、シリカの含有量が大きなプラスチツ
クのように、熱伝導率の大きなプラスチツクで作
られた薄壁をもつものであるのが好ましい。特に
好ましい材料として、照射ポリエチレン又は「マ
イラ（Mylar）」の商品名（商標）で市販されて
いるプラスチツクがある。バルーンとしては、5/
１００〜1/10mmのオーダの壁厚、非常に大雑把に3/1
０〜２cmの直径、及び同じく非常に大雑把に６〜
10cmの長さを有するものが好ましい。

或る場合には、移送手段用の単一管腔を備えた
カテーテルを用い、この単一管腔を通して熱交換
媒体をポンピングして、バルーンの膨張及び収縮
を行うのが好ましい。この場合、熱交換媒体用の
単一管腔の全体積は、熱交換装置（バルーン）の
体積よりかなり小さいことが好ましい。

このように構成すれば、熱交換装置内の液体の
一部（すなわち、カテーテル内で前後に移動する
だけで、ヒートシンクには到達しない一部の液
体）の量を最小限にすることができる。また、こ
れにより、熱信号の希釈を最小限にし、従つて温
度差を最大にして、信号対ノズル比及び測定精度
を向上させることができる。

本発明の上記全ての作動原理及び利点は、添付
図面を参照して以下に述べる本発明の実施例につ
いての詳細な説明により明らかになるであろう。

第１図〜第４図に示すように、本発明の１つの
好ましい実施例は、５つの管腔（ルーメン）から
なるカテーテル１０１，３０１を使用している。
図示のカテーテルは、１対のポート２００を包囲
するように配置された熱交換装置すなわちバルー
ン２０１を備えた右心カテーテルである。カテー
テルの直径は、バルーン２０１の部分を除き、
7.5フレンチ（１フレンチは1/3ミリメートルに相
当）以下にするのが好ましい。

ポート２００は両方共、延長チユーブ２０３ま
でカテーテルの下流側に延びている単一の共通管
腔Ｐに連結されている。バルーン２０１は、該バ
ルーン２０１が患者の体内すなわち右心房内に置
かれている間に、冷たい流体で膨張させることが
できる。

氷で冷やした食塩水のような適当に冷たい液体
は、ペルチエクーラ２１１内で冷やすことにより
作るのが好ましい。クーラ２１１内の液体を運ぶ
管腔２１２は、液体が充満されたチユーブ２１３
を介して注射器２１４により加圧され、これによ
り、冷たい液体が、延長チユーブ２０３（及び該
チユーブ２０３に対してクーラ２１１の側に連結
されたチユーブ２０３′）、カテーテルの手元側セ
グメント１０１及ポート２００を通つてバルーン
２０１内に押し出される。

熱交換バルーン２０１は、照射ポリエチレンの
ような非弾性材料で作るのが好ましいが、ラテツ
クス又はシリコーンのような弾性材料を使用する
こともできる。多様性がありかつ便利であるとい
う点で、ペルチエ効果によるクーラ２１１を使用
するのが好ましいが、本発明はコンプレツサ形の
冷凍機又は氷を用いることもできる。

注射器２１４のプランジヤ２１５は、制御・読
出しユニツト２２１の電子回路（図示せず）によ
り制御される駆動モータ２１６により作動するよ
うに構成するのが好ましい。バルーン２０１が、
クーラ２１１からの冷たい液体で充満されると、
右心房及び右心室大静脈内の血液が冷却される。

電気的な臍部（electrical umbilicus）すなわ
ち接続部２２２は、制御・読出しユニツト２２１
からのタイミング合わせかつ調節された電力をク
ーラ２１１に供給するためのものである。モータ
２１６又は注射器２１４のいずれか一方或いはこ
れらの両方は、図示のようにユニツト２２１上
（又はユニツト２２１内）に取り付けることがで
きる。この場合、クーラ２１１も一緒に組み込
み、接続部２２２を介してモータ２１６に電力を
供給できるようにするのが好ましい。

肺動脈内の血液の温度降下は、Ｔ／F′で示す箇
所においてカテーテルに沿つて配置されたサーミ
スタＴにより測定される。励起電流及び温度信号
が、電気的延長部及びコネクタ１１４を介して、
サーミスタＴと制御・読出しユニツト２２１との
間に伝達される。

熱希釈法による従来の装置におけるように、温
度−時間曲線の下の面積は、心拍出量に反比例す
る。全体として従来と同様に（但し、タイムスケ
ール、信号レベル及び比例定数は異なつている）、
制御・読出しユニツト２２１により必要な計算が
行われ、心拍出量の適正な読出し値２２３を得る
ことができる。

バルーン２０１からは液体を抜き出すことがで
き、抜き出された液体は再冷却されて、再びバル
ーン２０１に注入される。液体を再注入すると
き、上記と同じ方法により、心拍出量を再度測定
することができる。

第５ａ図に示すように、カテーテルのチユーブ
１０１，３０１は、バルーン２０１が固定されて
いる領域３０５において、バルーン２０１の両端
部で僅かにくびれている。このため、慣用的なカ
テーテル導入器を用いて患者の体内にカテーテル
を挿入するとき、萎んだバルーンをくびれた部分
に収容しておくことができる。バルーン２０１の
両端部３０６は、その内径が、カテーテルのチユ
ーブ１０１，３０１のくびれた部分３０５の外径
にほぼ等しくなるようにくびれている。バルーン
２０１をカテーテルのチユーブ１０１／３０１に
接着するのに、シアノアクリレート系接着剤を使
用することができる。

大きな可撓性及び迅速な伝熱性が得られるよう
にするには、バルーンの厚さを1/20〜1/10mmにす
るのが好ましい。バルーンが取り付けられる領域
におけるカテーテルの外径の精度は或る程度無視
することができる。

バルーン２０１は、堅い円筒状になるまで完全
に膨張させる必要はなく、部分的に僅かに膨張さ
せればよい。部分的に膨張させるだけで、バルー
ン２０１は、円筒状ではなく、良好な伝熱特性を
もつスラブ状（厚板状）に近い形状になる。

また、膨張されたバルーン２０１の形状は、該
バルーン２０１が通されかつ測定のために配置さ
れる血管及び心室の形状と一致する形状になるの
がよい。このように形状を一致させると、血液の
流れを維持できると共に、血管を損傷する可能性
を低減できるという長所がある。

カテーテルの管腔を通してのバルーン２０１の
膨張及び収縮を、所望ならば、単一のポート（例
えば、ポート２００ａ）を用いて行うことができ
る。しかしながら、この第１のポート２００ａと
組み合わせて第２のポート２００ｂを使用し、バ
ルーン２０１を通る連続流路が形成されるように
構成するのがよい。

この第２のポート２００ｂを設ける構成の場合
には、カテーテルの先端に近い方のポート２００
ａが液体の入口流路を形成し、手元側のポート２
００ｂが出口流路を形成するように構成すること
ができる。かような構成は、熱交換媒体の循環装
置に必要になることがある。

本発明を周機的に繰り返して実施する場合（す
なわち、モニタ装置用の熱励起のような、非常に
簡単な高温度差熱交換「スパイク」を用いる場
合）には、循環させることは任意（オプシヨナ
ル）であると考えられる。バルーン２０１の膨張
及び収縮を行うのに、単一の管腔Ｐ（第２図）を
用いて充分な熱信号を発生させることができ、そ
のように構成することによりカテーテル１０１，
３０１の全体としての直径を小さくできるので好
ましい。

しかしながら、準安定状態の作動を行うには、
バルーンを実質的に一定温度に維持することが必
要であるか、或いは少なくともそうすることが好
ましい。この条件は、冷たい液体をバルーンに連
続的に補充する循環装置を用いることにより極め
て容易に満たすことができる。

第５ｂ図は、シース（鞘）として構成された別
の熱交換バルーン２０１′を示すものである。こ
のバルーン２０１′は、その高さが非常に小さい
ため、カテーテル本体にバルーンを取り付けたと
きのカテーテル全体の直径を最小限にすることが
できる。この幾何学的形状すなわちシースは、８
フレンチ以下の挿入器を用いて容易に患者の体内
にカテーテルを挿入できる点で優れている。

この特徴をもつバルーン２０１′は、安定した
状態の測定を行う上で最適のものである。なぜな
らば、バルーン２０１′を通つて流れる一定流量
の冷たい食塩水が大きな温度差を維持でき、従つ
てバルーンが小さい場合でも、血液から大量の熱
を除去できるからである。第５ａ図及び第５ｂ図
のいずれの実施例の場合でも、チユーブ１０１，
３０１及び１０１′，３０１′とバルーン２０１及
び２０１′との間の接合部は、エポキシ系又はウ
レタン系接着剤２０６′で接着することができる
が、図面の明瞭化のため、この接着剤２０６′は
第５ｂ図にのみ示してある。

更に別の実施例は、チユーブ自体を熱交換器と
して使用するものである。この構成においては、
１つの管腔を通して冷たい液体がカテーテル内に
引き込まれ、交差通路を通つて液体が第２管腔内
に流れ得るようになつている。

第２管腔は、カテーテルに沿つて液体を外側に
戻し、最終的にはカテーテルから排出させるよう
になつている。この装置では、冷たい液体の安定
した流れにより、血液の流れから、心拍出量の測
定のための充分な量の熱を運び出すことができ
る。

熱交換器として作用するカテーテルのセグメン
トには、熱交換媒体を通すための１つ又は２つの
管腔が、特別薄い壁により形成されており、この
構成は第８図を参照して後に説明する。

本発明が使用される環境を明瞭に理解できるよ
うにするため、第１図〜第５ａ図又は第５ｂ図に
示した好ましい装置について、他の幾つかの点を
詳細に説明する。

ここに述べる付加的な詳細の多くは、単に模範
的なものであつて、本発明のカテーテル装置は、
無数の方法のうちの任意の方法によつても満足の
いくように使用できるものであることを理解すべ
きである。本発明の特徴のどれを選択するかは、
目的とすべき機能と希望する技術とによつて定ま
る。

カテーテル１０１の手元側端部には、多岐コネ
クタ１０５及び５個の単一管腔チユーブ１０６が
固定されている。これらの個々のチユーブ１０６
は、その先端側端部が、多岐コネクタ１０５を介
して、カテーテル１０１，３０１の５つの管腔
Ｔ／Ｆ、Ｐ、Ｂ、Ｄ及びＰ／Ｍに連通しており、
その手元側端部が、５つの終端装置１０７に連通
している。

同様に、先端のカテーテルセグメント３０１の
先端側端部には、モールド成形された先端部１０
２と、第２環状バルーン１０４とが固定されてい
る。図示のように、この第２環状バルーン１０４
は、その全体的形状が既に説明したバルーン２０
１の形状とは異なつており、かつ異なる目的のた
めに設けられたものである。すなわち、この第２
環状バルーン１０４は、カテーテルの先端部１０
２が、心臓を通り、血液の流れに沿つて肺動脈へ
と挿入されるときに、カテーテルの先端部１０２
を浮揚させる働きをなすものである。

先端部１０２の内部には、光フアイバＦ（第２
図）の束の研磨された先端部F′（第４図）が配置
されている。光フアイバＦは、カテーテル１０
１，３０１の管腔Ｔ／Ｆに挿通されている。更
に、先端部１０２の内部には、ポートすなわち孔
D′（第４図）が設けられている。

この先端部の孔D′は、カテーテルの先端セグ
メント３０１の１つの管腔Ｄ（第２図）の先端部
を構成している。先端部１０２のオリフイスの残
余の空間には、エポキシ樹脂等の不活性注封材料
１３６（第４図）が充填されている。

心臓血管の分野において良く知られているよう
に、この一般的な種類のカテーテルは、患者の大
静脈を通して右心房及び右心室に挿入される。こ
のとき、先端部１０２及び先端部の孔D′は、更
に前方にあつて、患者の肺動脈に到達している。
一般に、先端部１０２は肺動脈中に保持され、血
圧の測定を行う。

バルーン１０４は、短い長さのラテツクスチユ
ーブで形成されており、カテーテルの先端部（先
端セグメント）３０１のくびれた端部の周囲に配
置されている。バルーンすなわちバルーンチユー
ブ１０４の先端部は二重になつていて、先端部１
０２の首部に接着保持されている。

バルーンチユーブ１０４の手元側端部は、くび
れの部分の手元側端部に接着保持されており、バ
ルーンチユーブ１０４に直ぐ隣接したテーパ状の
環状空間は、エポキシ樹脂等のセメントで充填さ
れている。カテーテルの先端セグメント３０１の
くびれた端部には、非常に小さなバルーン膨張孔
B′が形成されており、該バルーン膨張孔B′は、
管腔Ｂ（第２図）に連通している。

先端部１０２から３〜４cm離れた箇所におい
て、カテーテルの壁には、孔Ｔ／F′（第１図）が
形成されており、該Ｔ／F′は管腔Ｔ／Ｆ（第２図）
に連通している。この孔Ｔ／F′は、サーミスタの
リード線Ｔ（第２図）の先端部に接続されたサー
ミスタT′（第３図）により主として占拠されてい
る。孔Ｔ／F′の残部には、ウレタン等の注封コン
パウンド１３７が充填されている。

使用に際し、一般に、バルーン１０４及びサー
ミスタT′は、先端部１０２と共に患者の肺動脈
に挿通される。従つて、本発明の装置により得ら
れる温度情報は、肺動脈に関するものである。

しかしながら、前述のように、血液から熱交換
媒体への熱の抽出（すなわち、血液温度の降下）
が、バルーンの外側において、原則として直ちに
観察される。また、血液温度が降下することは、
逆に云えば熱交換媒体の温度が上昇することでも
ある。

これらの現象は、他のグループのモニタリング
箇所においても生じる可能性がある。これらのあ
らゆる温度変化は、互いに緊密な関係を有してお
り、従つて、血液の流量にも関係している。しか
しながら、血液の流量、熱価（heat rate）、体温
の変化及び他の状態に対する感度は異なつてお
り、モニタリングの位置の選択を考慮に入れる必
要がある。

図面（第２図）には概略的に示したが、サーミ
スタのリード線Ｔは、光フアイバＦと一緒に管腔
Ｔ／Ｆ内に配置されている。この構成について
は、ウイリス（Willis）その他に付与された米国
特許において説明されている。

本発明の一部として用いるのに有効であつて、
上記米国特許には開示されていない別の管腔配置
構成は、サーミスタのリード線Ｔ及び光フアイバ
Ｆが配置されている管腔Ｔ／Ｆと同じ管腔（又は
光フアイバＦを使用しない場合には、サーミスタ
のリード線Ｔを通す管腔と同じ管腔）を、熱交換
媒体が通つて流れるようにすることである。この
ように構成すれば、後述のように、管腔Ｐを、例
えばオプシヨンで設けるペーシング（歩調合わ
せ）・投薬ポート２０２のための管腔として用い
ることもできる。

先端部１０２から18〜20cm離れた箇所におい
て、カテーテル３０１の壁には別の孔Ｐ／M′が
形成されており、この孔Ｐ／M′は、管腔Ｐ／Ｍ
に連通している。この管腔Ｐ／Ｍ及び孔Ｐ／
M′は、管腔内の流体カラム（fluid column）を
介して右心室内の圧力を測定できるように、妨げ
られないようにしておく（所望の場合には、後述
のように、心臓のペーシングに使用することもで
きる）。

管腔Ｐ／Ｍには同軸状ワイヤ１３９が挿通され
ており、該同軸状ワイヤ１３９は、孔Ｐ／M′を
通つてカテーテル３０１の外に引き出されてい
る。使用に際し、このワイヤ１３９は、一般に患
者の右心室内に配置され、心筋層又は心筋の上に
置かれる。

孔Ｐ／M′の外に出ているワイヤ１３９の部分
の先端部近くにおいて、該ワイヤ１３９の中心の
導体部が露出している。従つて、外側及び内側の
導体により、心筋層にペーシング電圧パルスを与
える電極対が形成されるようになつている。管腔
Ｐ／Ｍ内の間隙空間及び孔Ｐ／M′は、薬剤の点
滴投与に使用することができる。

かような薬剤として、例えば、希釈ヘパリン溶
液又は他の抗凝血薬がある。抗凝血薬は、管腔を
凝血が無い状態に維持して、ペーシングの維持が
必要になつた場合にはペーシングワイヤ１３９を
容易に再配置できるようにする上で重要である。

管腔Ｐ／Ｍには、ペーシング・投薬孔Ｐ／
M′を直ぐ前方において、ステンレス鋼製の非常
に短いばねワイヤ（図示せず）が挿入されてい
る。このばねワイヤは、この管腔の使用されてい
ない先端部の栓をする機能を有すると共に、適正
なペーシングを行うため患者の右心室内に、孔
Ｐ／M′を備えたカテーテルを位置決めするとき
の助けをなす方射線不透過性マーカーを形成する
機能を有している。

カテーテル１０１，３０１の先端部１０２から
約24〜28cm離れた箇所において、前述の熱交換バ
ルーン２０１が設けられており、該熱交換バルー
ン２０１は、ポート２００（又は、第５ａ図及び
第５ｂ図におけるポート２００ａ，２００ｂ、又
は２００a′，２００b′）を介して管腔Ｐに連通し
ている。使用に際し、これらの特徴部分は一般に
患者の右心房内に配置され、本発明の心拍出量
（流量）の測定を行うための熱交換法において、
実質的に知られた熱量を排出させるのに使用され
る。

所望ならば、連通管腔、延長チユーブ及びフイ
ツテング（これらの３つは図示されていない）を
備えた孔２０２をオプシヨンとして設けておき、
注入液体の排出又は右心房の近くの圧力測定に使
用することができる。この付加孔２０２は、カテ
ーテルの先端部から約31cmの箇所に設けるのが有
効である。

かような付加孔２０２を設けるのに必要な内部
導管は、６つの管腔を備えたカテーテル押出体を
用いて構成することができる。所望ならば、別の
方法として、心室ポートＰ／M′を省略するか、
管腔を前述のように区分することにより、５管腔
形のチユーブにより構成することができる。

管腔Ｐには、熱交換孔２００ａ又は２００a′を
直ぐ前方の箇所において、中実のポリ塩化ビニル
等で作られた非常に短いロツド（図示せず）が挿
入されている。この短いプラスチツクロツドは、
管腔の使用されていない先端部を閉塞するのに使
用される。

カテーテル法の最初の局面において、患者の体
内にどれ程の長さのカテーテルを挿入すべきであ
るかの決定を助けるため、カテーテルの外面に沿
つて適当な間隔で目盛りを付しておくのが有効で
ある。例えば、先端部１０２から10cmの位置に目
盛り１２１を、20cmの位置に目盛り１２２を、30
cmの位置に目盛り１２３を設けておく。

これらの目盛りは、簡単な細幅の線又は複数の
線を用い、１つの線が10cmの間隔を表すようにす
るのがよい。しかしながら、線が４本以上になる
と迅速に数えるのが困難になるため、先端から50
cmの箇所には１本の広幅の線を用い、次に、10cm
長くなる毎に、この広幅の線に加えて１本ずつ細
幅の線を増加していくようにして、例えば１本の
広幅の線と１本の細幅の線とからなる目盛りが60
cmを表すように表示するのがよい。このようにす
れば、100cmは、１対（すなわち２本）の広幅の
線からなる目盛り１２４で表すことができる。

カテーテルの手元側端部に設けられた個々の終
端装置１０７として、先端に近い方のバルーン
（先端部１０２を浮揚させるためのバルーン）１
０４用の管腔Ｂに連通しているストツプコツク１
１１と、先端に近い孔の管腔Ｄに連通している第
１ハブすなわち延長ポート１１２とがある。スト
ツプコツク１１１は、先端に近い方のバルーン１
０４の膨張（又は収縮）を行うのに使用する。ま
た、延長ポート１１２は、肺動脈内の圧力の測定
又は肺動脈内への薬剤の注入又は点滴（或いは注
入及び点滴の両方）を行うのに使用される。

更に終端装置１０７としては、サーミスタのリ
ード線Ｔに連結するための電気コネクタ１１４が
ある。コネクタのキヤツプ１４５の手元側にはね
じ部１４６が設けられており、サーミスタT′の
励起及び通訳を行うための前述の制御・読出し電
子モジユール（制御・読出しユニツト）２２１の
相手コネクタに確実に接続できるようになつてい
る。

これらの終端装置１０７の間には、他の２つの
ハブすなわちポート１１５，１１６がある。これ
らのポートのうちの一方のポート１１６は、前述
の管腔Ｐに連通していて、熱交換バルーン２０１
に冷たいボーラスを注入し、前述の心臓キヤパシ
テイ試験が行えるようになつている。

他方のポート１１５は、ペーシング・投薬用管
腔Ｐ／Ｍに連結され、同軸ペーシングワイヤ１３
９（及び点滴薬剤）を右心室に導くようになつて
いる。Touy−Borst形コネクタを使用すれば、
ワイヤ及び薬剤の注入の両方の電気的接続を行う
ことができる（特にオプシヨンとしての管腔２０
２を省略した場合に、所望ならば、右心房又は右
心室の圧力を測定する代わりに、又は、ポート１
１５で液体を注入する代わりに、この管腔内の流
体カラムを使用することができる）。

ストツプコツク１１１及びハブすなわち延長ポ
ート１１２，１１５，１１６の全ては、それぞれ
の液体供給フイツテイング（金具）１４１，１４
２，１４７，１４８に終端しており、これらのフ
イツテイングには、所望ならば、皮下注射装置を
圧力により取り付けることができるようになつて
いる。

慣用的なシーラント、ポツテイング（注封）、
セメンテイング及び固定コンパウンドは市場から
入手できる。また、種々の部品（例えば、多岐コ
ネクタ１０５、カテーテル１０１，１０３、単一
管腔チユーブ１０６）が一緒に保持されている箇
所を含む本発明の全体に亘つて、心臓血管カテー
テルの良く知られた技工が用いられている。この
分野において良く知られているように、患者の心
臓血管系に曝されるあらゆるコンポーネンツ及び
材料は、適当に不活性であり、消毒することがで
きかつ殺菌されたものでなくてはならない。

第６図及び第７図には、本発明の別の好ましい
実施例が示されており、この実施例は、熱交換バ
ルーン２０１と外部のヒートシンク（吸熱器）２
１１との間で熱交換媒体を移送するのに、２つの
（１つではない）の管腔P₁，P₂を有している。こ
れらの管腔P₁，P₂を用いての熱の除去及び付与
は前述と同様にすればよく、また、これらの２つ
の管腔P₂，P₂は、熱交換バルーン２０１と外部
熱源２２８との間で熱交換媒体を移送するのにも
使用することができる。

外部熱源２２８は、ペルチエクーラの熱交換媒
体コイル２１２を包囲する同じベツドサイドモジ
ユール２１１の別区分の中に入れられた熱交換コ
イル２２８の形態をなしている。断熱ブロツク２
２４により、熱い区域と冷たい区域とに区分され
ている。チユーブ２１３からの熱交換媒体は、電
気作動形の分流弁２２５により、冷却されたコイ
ルか、移送通路２２７を通つて、加熱されたコイ
ル２２８のいずれか一方へと分流される。

加熱されたコイル２２８からの戻り通路２２９
により、冷却されたコイル２１２からの出口ライ
ンが延長チユーブ２０３に連結されている。良好
な断熱が行えるようにするため、この接続部には
第２流量御御弁２２６を設けることができる。御
御弁２２５，２２６、ヒータの配線（図示せず）
及びペルチエクーラの配線（図示せず）には、接
続部２２２を介して電力が供給される。

第６図及び第７図に示すカテーテルの外観は、
戻り管腔P₂に連結するための手元側端部に付加
的な延長チユーブ２０９が設けられている点を除
き、第１図に示すカテーテルと実質的に同じであ
る。第２図及び第６図に関して示唆された管腔の
配置の更に別の変形例として、熱交換媒体の一方
の通路を、サーミスタのリード線Ｔ（光フアイバ
が存在する場合は、光フアイバＦも）が占拠する
管腔と同じ管腔Ｔ／Ｆとし、他方の熱交換媒体の
通路を別の管腔Ｐ（第２図）にすることもできる。

２管腔構成にすると、装置に、冷たい（又は熱
い）熱交換液体（媒体）を有効にどつと流すこと
ができるという利点がある。２つの管腔を使用す
ると、熱源又はヒートシンクからの熱交換媒体の
特別のスラグを、所望通りに、バルーン２０１へ
と確実に前進させることができる。このようにし
て、入力側管腔及びバルーンの温度を、ヒートシ
ンクコイル２１２（又は熱源コイル２２８）の温
度により近付けることが可能になる。

前述のように、血液と冷たい熱交換媒体との間
の温度差を大きくする技術により、信号対ノイズ
比（Ｓ／Ｎ比）を改善することができる。この測
定を行うときは、温度の曝すことに対する患者の
耐力を含む通常の医療的な配慮がなされる。

患者の血液の流れから抽出される熱エネルギの
測定をより正確に行うには、熱交換バルーン２０
１内の熱交換媒体の温度を正確に見積もることが
必要である。これは、前に示唆したように、次の
ような２つのサーミスタビードを用いることによ
り達成される。

１つのサーミスタビート４０１は入口延長チユ
ーブ２０３の管腔内に配置し、カテーテルを通つ
て最終的にバルーン２０１内に流入する液体の温
度測定に使用する。同様に、他方のサーミスタビ
ード４０２は、戻り延長チユーブ２０９の管腔内
に配置して、カテーテルを出る液体の温度測定に
使用する。両サーミスタビード４０１，４０２
は、絶縁電線４０３，４０４によりモニタ・コン
ピユータ２２１に接続されている。

患者からの熱流（heat flow）は、カテーテル
に流入しかつカテーテルから流出する熱交換媒体
の温度、及びカテーテルを通つて確立された質量
流量（mass flow rate）から、正確かつ自動的
に見積もることができる。この正確さは、心拍出
量を計算する場合の助けとなる。なぜならば、肺
動脈において、管腔Ｔ／F′内に配置されたサーミ
スタビードにより測定された温度−時間曲線の下
の面積は、伝達された全熱エネルギに正比例する
と共に、心拍出量に反比例するからである。

熱交換媒体は、ポンプ（ピストンポンプ
（syringe pump）又は精密連続ポンプ）２３１に
より、カテーテルの手元側部分１０１を通して供
給され、バルーン２０１と、外部ヒートシンク２
１１又は外部熱源２２８のコイルとの間で循環さ
れる。

２つの管腔₁，P₂が設けられているため、モー
タ２１６、ポンプ２３１及び熱交換媒体を常に同
一方向に駆動させればよい点において、作動を簡
単化することができる。このようにして、特定温
度の熱交換媒体を、非常に迅速にバルーンに送り
出し、所望通りにバルーン内に確実に供給するこ
とができる。

周期的な熱除去工程を実行するため、計時され
た周期的な間隔（２〜５分毎が好ましい）で、熱
交換媒体がポンプにより装置に圧送され、バルー
ンの温度調節が行えるようになつている。単数又
は複数のサーミスタ信号（前述のように、サーミ
スタの数は、１つ、２つ又は３つにすることがで
きる）が、制御・読出しユニツト２２１内のＡ／
Ｄコンバータ（図示せず）に通されて、デジタル
信号化される。２つ又は３つのサーミスタを使用
する場合には、これらの信号は、多重化して単一
のコンバータに導くことができる。

読出し・制御ユニツト２２１内のコンピユータ
（図示せず）によりデータが分析され、温度−時
間曲線の下の計算された面積で実験比例定数を割
ることにより、デジタル化された信号から心拍出
量の値を計算することができる。一例として、７
cm³のキヤパシテイをもつバルーンに５cm³のボーラ
スを注入した場合、比例定数は、1.5〜2.2リツト
ル／分／セルシウス度・秒（又は、25〜37ミリリ
ツトル／秒²／セルシウス度）になる。

前述のように、この比例定数は、外部サーミス
タ４０３，４０４、熱交換バルーン２０１の補助
サーミスタ、熱交換媒体の注入速度及び注入時
間、及び熱交換媒体の熱容量及び密度を含む他の
パラメータ等から得られる情報により、一層正確
に見積もることができる。特に、流量が一定の場
合には、比例定数自体は、(1)戻り温度センサ４０
２及び入口温度センサ４０１により測定された時
間平均温度間の差、及び(2)流体熱伝達媒体の流量
に比例する。

前述のように、もしも安定状態方法を用いよう
とするならば、肺動脈血液の最初の温度は、熱伝
達工程の開始前に見積もるべきである。この見積
もりは、５〜10秒間の温度を平均化することによ
り、又はベースラインの温度傾向を見積もること
により行うことができる。

次に、ポンプを付勢して、15〜40秒の範囲内の
一定秒数の間、冷たい食塩水を熱交換カテーテル
２０１に流し続ける。冷たい食塩水が流され続け
られる間、肺動脈内の温度降下を測定すべきであ
る。

次いで、冷たい食塩水の流れを停止させれば、
カテーテル及び肺動脈血液は、ベースライン温度
に戻る。次に、新しいベースライン温度を見積も
る。最初のベースライン温度と後のベースライン
温度との間を補間することにより、熱ノイズ（サ
ーマルノイズ）が存在する場合でも、冷却工程に
よる温度の降下をより正確に見積もることができ
る。

第９図は、安定状態での冷却液注入前、注入中
及び注入後の時間と温度との関係を示すものであ
る。直線状のベースライン２８０が、注入前のベ
ースライン時間２６０の間における温度曲線２７
０を通じて適合している。このベースライン時間
２６０は、15〜30秒間に亘つて続けることができ
る。

冷たい食塩水を流し始めた瞬間２８３における
適合ベースライン（fitted baseline）２８０によ
り表される温度は、開始ベースライン温度の見積
もりに使用することができる。点２５０は、この
値を表している。

冷たい流れを停止した後、冷却された血液が右
心室から押し流されるとき、装置はベースライン
の挙動に戻り、熱交換器（すなわちカテーテル）
２０１はライン２７３に沿つて昇温（ウオームア
ツプ）する。この温度回復を完了するのに要する
時間２６２は、熱交換器の実験的ウオームアツプ
速度及び冷却の立上がり時における温度減衰時間
の長さから定められる。

このようにして、回収機能２７３の公称端部と
しての適当な瞬間２８５が選択される。この瞬間
時点２８５は、注入後のベースライン時間２６３
の始点となる。注入後のベースライン時間２６３
の終時は、15〜30秒後に起きる。

注入後のベースライン時間２６３の間の温度デ
ータ２７４を通じての別の直線状ベースライン２
８２を適合させれば、注入後のベースライン時間
２６３の立上がりが生じる時点２５１が確立され
る。この時点２５１により表される温度の値は、
瞬間２８５についての平均温度値である。

始点ベースライン温度値２５０と終点ベースラ
イン温度値２５１との間の直線２８１を補間すれ
ば、冷たい液体を流す工程中の適度に正確な温度
ベースライン２８１が確立される。一旦かような
ベースライン２８１が確立されると、心拍出量
と、時間の関数としてモニタリングされた温度と
の間の適当な数学的関係を用いて、心拍出量を全
体として連続的に計算することができる。

１つのかような数学的関係は、心拍出量と「曲
線下の面積」との間の反比例の関係を適合したも
のである。この比例は、従来の冷たいボーラスを
注入する方法に関連して前に説明したものであ
る。従つて、面積２６５は、冷たい液体を流す一
定時間２６１（この時間２６１は、ポンプが停止
されるときに、瞬間時点２８４において終了す
る）と、熱交換器すなわちバルーン２０１から供
給される一定の熱量とについての、心拍出量の正
確な値に反比例する。

精度は僅かに改善されるが、第９図に示すよう
に、注入前のベースライン２８０と注入後のベー
スライン２８２とは共一線（colinear）上にな
い。この点の改良は、湾曲したベースライン２８
７を補間し、従つて、現に注目している面積内に
付加的セグメント２６６を包含させることによ
り、達成することができる。

図示の場合には、湾曲した補間ベースライン２
８７、従つて湾曲したセグメント領域２６６が上
凸状になつている。明らかなように、他の場合に
おいては、湾曲した補間ベースライン２８７が上
凹状で、セグメント２６６を負にする曲線である
か、或いは、迅速に変化する状態の下では、正味
の正しい面積（正の場合も負の場合もある）を形
成する複合曲線となる。

最も純粋な原理においては、この方法は、ポン
プを作動し続けた状態にして、曲線２７１，２７
２の下（第９図の場合には、これらの曲線の上）
の全面積を複数回に亘つて再計算することによ
り、実質的に連続的に心拍出量が求められるよう
に拡張することができる。しかしながら、ポンプ
が作動しているときには新鮮なベースラインデー
タを入手できないため、かような連続的拡張は制
限される。

矩形波励振、すなわち、熱交換器中の冷たい液
体の流れと暖かい液体の流れとの間の関係を変え
ること（又は暖かい液体が流れないようにするこ
と）について、別のアルゴリズムを用いることも
できる。そのような状況下では、心拍出量は、肺
動脈の血液温度測定における基本周波数成分の大
きさに反比例する。

この方法には、低周波数ドリフトによるノイズ
を、励振の基本周波数近くの周波数を中心とする
バンドパスフイルタにより濾過除去できるという
利点があると考えられる。この点については、前
掲のフイリツプその他の論文の別項（周期的抵抗
加熱）において、かなり詳細に論じられている。

安定状態方法は、幾つかの利点、特に、小さな
バルーンを用いることができること、又は過渡方
法よりも低効率の熱交換方法を使用できること等
の利点を有している。比較的長時間（15〜50秒）
に亘つて大きな勾配を維持すべきことを考える
と、上記利点は本質的に重要なものである。

定定状態技術の形態とは僅かに異なるけれど
も、別の特徴は、ポンプをゆつくりと変化させな
がら連続的にサーボ御御して、モニタされた温度
を極めて一定した状態に保つことができることで
ある。このようにして除去された熱量（従つて血
液の流量）は、サーボ機構の作動プロフイールか
ら連続的に計算される。また、この装置は、最適
周期法よりも精度が低い。

最高の信号対ノイズ比は、挟い領域でかつ短い
時間間隔で、血液の流れと熱交換することにより
得られると考えられる。しかしながら、このこと
は絶対的な条件ではない。

血液の流れからの熱の除去（及び熱の付与）
は、カテーテルのかなりの長さ部分（例えば、カ
テーテルの先端部の約20cmの部分）に亘つて行う
こともできるが、このように構成すると、熱希釈
効果が幾何学的に拡散され、従つて信号対ノイズ
比が低下される。

しかしながら上記構成は、横方向に比較的大き
いバルーンを必要とすることなく、比較的大きな
熱交換面積を得ることができるという点で非常に
優れている。すなわち、この試みは、全長な亘つ
て細い直径をもつ通常のカテーテルの使用を可能
にするものである。

第８図は、長手方向に延びたこの種類の熱交換
部を備えたカテーテルの横断面図である。図示の
ように、この熱交換装置は、カテーテルの殆どの
手元側セグメントに、非常に薄い壁W₁，W₂を備
えた熱交換媒体用の管腔P₁′，P₂′を設けることに
より形成される。

所望ならば、伝熱防止手段として働く断熱管腔
を、入口管腔P₁′と出口管腔P₂′との間に設ける
ことができる。最高の断熱効果が得られるように
するため、この管腔は、使用時に僅かに真空に
しておくか、又は硬化時に発泡体状のフイラーを
形成するポリマー材料を製造時に充填しておくこ
とができる。

更に良好な断熱作用が得られるようにするた
め、断熱管腔の対向壁Ｓを別個に金属溶射して
おき、真空空間又は発泡充填材の両側に、鏡面を
形成することができる。しかしながら、当然のこ
とではあるが、そのような処理を行うことは経剤
的なことではない。

本発明のカテーテルは、特に子供その他の小さ
な患者の静脈及び心房に容易に挿入できるもので
ある。また、本発明のカテーテルは、獣医学的な
分野にも適用できるものである。

以上、本発明の実施例について説明したが、こ
の説明は例示的なものであつて、本発明の範囲を
限定するものではないことを理解されたい。

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明の好ましい実施例に係るカテ
ーテル装置の概略を示す平面図であり、該カテー
テル装置がかなり長いものであるため、一部を除
去した状態が示されている。第２図は、第１図の
２−２線に沿う断面図である。第３図は、第１図
のカテーテル装置に使用される心臓血管診断装置
の概略を示す斜視図である。第４図は、第１図の
４−４線方向からカテーテルの先端部を見た端面
図である。第５ａ図及び第５ｂ図は、第１図のカ
テーテルの実施例に使用される２つの形態の熱交
換バルーンについての形状及び取付け構造の詳細
を示す拡大図である。第６図は、６つの管腔を備
えた別の実施例に係るカテーテルについての第２
図と同様な横断面図である。第７図は、第６図の
カテーテル本体を使用する心臓血管診断装置の第
３図と同様な概略斜視図である。第８図は、バル
ーンの代わりに、薄い外壁をもつ２つの管腔を使
用するように構成された別の実施例に係るカテー
テルの横断面図である。第９図は、時間の経過に
従つてモニタリングした温度の１つの代表的変化
と、特に本発明の方法による安定状態形態に関す
るデータハンドリングについての固有データとを
示す幾分概略的なグラフである。 １０１…カテーテル（チユーブ）、１０２…カ
テーテルの先端部、１０４…第２環状バルーン、
１０５…多岐コネクタ、１０７…終端装置、１１
１…ストツプコツク、１１２…延長ポート、２０
０…ポート、２０１…バルーン（熱交換バルー
ン、熱交換器）、２１１…ペルチエクーラ、２１
４…注射器、２１５…プランジヤ、２１６…駆動
モータ、２２１…制御・読出しユニツト、２２５
…分流弁、２２６…第２流量制御弁、４０１，４
０２…サーミスタビード、Ｂ，Ｄ，Ｐ，P₁，P₂，
P₁′，P₂′，Ｐ／Ｍ，Ｔ／Ｆ…管腔、Ｆ…光フアイ
バ、Ｔ…サーミスタ。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 生体の流路に沿つて血液の流量を測定する熱
   交換媒体と組み合わせて使用する心臓血管診断装
   置において、 生体の血液流路内に挿入する先端部と、かかる
   生体の外部にある手元側端部とを有するカテーテ
   ルと、 かかる生体内でカテーテルに沿つて配置され、
   前記先端部から間隔を隔てて配置された熱交換装
   置と、 かかる熱交換媒体を熱交換装置に導入する前
   に、かかる熱交換媒体の温度を生体内の血液温度
   よりも高い又は低い温度に調整する手段と、 かかる熱交換媒体を前記カテーテルに導入し、
   前記熱交換媒体が血液流路に入るのを許すことな
   く、前記カテーテル内に形成された少なくとも１
   つの管腔を通して前記熱交換装置へ、或いは前記
   熱交換装置から前記熱交換媒体を移送する手段
   と、を含み、 前記熱交換装置および移送装置は血液とかかる
   熱交換装置内のかかる熱交換媒体との間で熱を伝
   達するようになつており、 さらに、カテーテルの先端部に配置され、かか
   る先端部でかかる血液の温度をモニタリングする
   手段を含むことを特徴とする心臓血管診断装置。 ２ 前記温度モニタリング手段が、前記熱交換装
   置から間隔を隔てた位置における血液の流れの温
   度をモニタリングする手段を備えていることを特
   徴とする請求項１に記載の装置。 ３ 前記移送手段が、前記カテーテル内に形成さ
   れた１対の管腔を備えており、 該１対の管腔同士の間に熱伝達を最小限にする
   手段を更に備えていることを特徴とする請求項１
   に記載の装置。 ４ 前記熱伝達最小化手段が、前記管腔同士の間
   に配置された断熱構造体を備えていることを特徴
   とする請求項３に記載の装置。 ５ 前記熱交換装置が、前記カテーテルの外面に
   沿つて配置されたバルーンを備えていることを特
   徴とする請求項１に記載の装置。 ６ 前記バルーンが、照射ポリエチレン又はマイ
   ラー（「Mylar」）の商標で市販されている材料で
   作られた薄い壁を備えていることを特徴とする請
   求項５に記載の装置。 ７ 生体の流路に沿つて血液の流量を測定する熱
   交換媒体と組み合わせて使用する心臓血管診断装
   置において、 生体の挿入することができるカテーテルであつ
   て、生体の血液流路内に挿入できる先端部と、生
   体外でのメインテナンスを行う手元側端部とを有
   するカテーテルと、 該手元側端部よりも前記先端部に近い箇所にお
   いて前記カテーテルに沿つて配置されたバルーン
   と、 該バルーンの内部と前記手元側端部との間を連
   通し、前記熱交換媒体が血液流路に入ることを許
   すことなく生体外からバルーンへの、或いはバル
   ーンから生体外へのかかる熱交換媒体用の通路を
   提供するようになつたカテーテル内に設けられた
   少なくとも１つの管腔と、 カテーテルの手元側端部の導入されてバルーン
   に通される熱交換媒体の所定温度を確立するよう
   になつた生体外に置かれたヒートシンクと、 かかるバルーンへの熱交換媒体の流量を調整す
   る手段と、 カテーテルの先端部又はその近くの血液の温度
   を感知し、かかる温度を指示する信号を提供する
   ためカテーテルの先端部又はその近くに配置され
   た温度センサと、 前記温度センサから少なくとも前記信号を受け
   取り、流路における血液の流量を測定するため生
   体外で使用される電子装置とを含むことを特徴と
   する心臓血管診断装置。