JPH0467853B2 - - Google Patents
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- JPH0467853B2 JPH0467853B2 JP62048821A JP4882187A JPH0467853B2 JP H0467853 B2 JPH0467853 B2 JP H0467853B2 JP 62048821 A JP62048821 A JP 62048821A JP 4882187 A JP4882187 A JP 4882187A JP H0467853 B2 JPH0467853 B2 JP H0467853B2
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Classifications
-
- D—TEXTILES; PAPER
- D07—ROPES; CABLES OTHER THAN ELECTRIC
- D07B—ROPES OR CABLES IN GENERAL
- D07B2201/00—Ropes or cables
- D07B2201/20—Rope or cable components
- D07B2201/2015—Strands
- D07B2201/2024—Strands twisted
- D07B2201/2027—Compact winding
- D07B2201/2028—Compact winding having the same lay direction and lay pitch
Landscapes
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
[産業上の利用分野]
本発明は、心機能検査を行う場合に用いられる
心拍出量の測定装置に関するものである。
心拍出量の測定装置に関するものである。
[従来の技術]
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。この指示薬希釈法には、熱拡散から
心拍出量を求める熱希釈法、色素の拡散による照
度変化から心拍出量を求める色素希釈法、更には
電解質の拡散による抵抗値変化から心拍出量を求
める電解質希釈法等がある。この熱希釈法につい
て説明する。
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。この指示薬希釈法には、熱拡散から
心拍出量を求める熱希釈法、色素の拡散による照
度変化から心拍出量を求める色素希釈法、更には
電解質の拡散による抵抗値変化から心拍出量を求
める電解質希釈法等がある。この熱希釈法につい
て説明する。
右心カテーテル法では、第16図に示すよう
に、頚静脈、大腿静脈、若しくは肘帯静脈等より
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、その先端が肺静脈
中に位置するように留置される。カテーテル25
には、吐出口26が右心房に位置するように、サ
ーミスタ1が肺動脈に位置するように、夫々配置
されている。いま吐出口26より血液温度より高
温もしくは低温の液体が右心房に注入されると、
液体は右心房、右心室において拡散され、希釈さ
れる。この希釈された液体の温度を肺動脈中に位
置したサーミスタ27によつて検知し、その温度
の希釈曲線(時間に対する温度変化の図)(第1
7図)の面積等からスチユワート・ハミルトン法
による下記の(1)式によつて心拍出量を算出する。
に、頚静脈、大腿静脈、若しくは肘帯静脈等より
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、その先端が肺静脈
中に位置するように留置される。カテーテル25
には、吐出口26が右心房に位置するように、サ
ーミスタ1が肺動脈に位置するように、夫々配置
されている。いま吐出口26より血液温度より高
温もしくは低温の液体が右心房に注入されると、
液体は右心房、右心室において拡散され、希釈さ
れる。この希釈された液体の温度を肺動脈中に位
置したサーミスタ27によつて検知し、その温度
の希釈曲線(時間に対する温度変化の図)(第1
7図)の面積等からスチユワート・ハミルトン法
による下記の(1)式によつて心拍出量を算出する。
CO=Si・Ci・(Tb−Ti)・Vi/Sb・Cb・∫∞/0△T
bdt……(1) ここで、 CO: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 ∫∞ 0△Tbdt:熱希釈曲線の面積である。
bdt……(1) ここで、 CO: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 ∫∞ 0△Tbdt:熱希釈曲線の面積である。
[発明が解決しようとする問題点]
上記の熱希釈法では、心拍出量を計算する式か
らも分るように、指示液体の注入量及びその温度
が計算値の精度に大きく影響する。ところで、通
常、液体温度Tiはマーミスタ等で正確に測定し
た上で、カテーテル26をプライミングして、指
示液体を血管内に注入しているが。注入するまで
の間にこの指示液体が体温で冷却若しくは加熱さ
れてしまい、測定値に誤差を生ずる原因となる。
そこで、従来では、カテーテル内に残留している
液体の量を、カテーテルの外形(フレンチサイ
ズ)、注入液体量等から見積もり、実験的に得ら
れた心拍出量値と比較することにより、補正定数
を求め、この補正定数を心拍出量の演算に効かし
て、上記の残留液体の影響を減殺していた。
らも分るように、指示液体の注入量及びその温度
が計算値の精度に大きく影響する。ところで、通
常、液体温度Tiはマーミスタ等で正確に測定し
た上で、カテーテル26をプライミングして、指
示液体を血管内に注入しているが。注入するまで
の間にこの指示液体が体温で冷却若しくは加熱さ
れてしまい、測定値に誤差を生ずる原因となる。
そこで、従来では、カテーテル内に残留している
液体の量を、カテーテルの外形(フレンチサイ
ズ)、注入液体量等から見積もり、実験的に得ら
れた心拍出量値と比較することにより、補正定数
を求め、この補正定数を心拍出量の演算に効かし
て、上記の残留液体の影響を減殺していた。
ところが、カテーテル内に残留している液体の
量から得られる補正定数は数値の羅列に過ぎず、
測定者には何等の意味を有さない数値であるため
に、上記補正定数を求めるときの計算ミス、更
に、この求めた補正定数を測定装置に入力すると
きの入力ミス等が発生していた。
量から得られる補正定数は数値の羅列に過ぎず、
測定者には何等の意味を有さない数値であるため
に、上記補正定数を求めるときの計算ミス、更
に、この求めた補正定数を測定装置に入力すると
きの入力ミス等が発生していた。
生体情報を器具を用いて測定する測定装置にお
いては、その測定に使われる変数データを別途手
入力することは、特公昭60−34430号などにより
行なわれている。しかしながら、特に熱希釈法に
よる心拍出量の測定では、カテーテル内に残留し
ている液体の量は、当然ながら注入液体の総熱量
に関係しするものでありながら、カテーテルの外
形(フレンチサイズ)、注入液体量等の基づいて
単純な(線形の)演算算により決まるものではな
く、従来から用いられているエドワードの式は非
線形の演ざに基づいた結果である。
いては、その測定に使われる変数データを別途手
入力することは、特公昭60−34430号などにより
行なわれている。しかしながら、特に熱希釈法に
よる心拍出量の測定では、カテーテル内に残留し
ている液体の量は、当然ながら注入液体の総熱量
に関係しするものでありながら、カテーテルの外
形(フレンチサイズ)、注入液体量等の基づいて
単純な(線形の)演算算により決まるものではな
く、従来から用いられているエドワードの式は非
線形の演ざに基づいた結果である。
そこで、本発明は上述従来例の欠点を除去する
ために提案されたものでその目的は、測定誤差の
原因となるために、例えばカテーテル等の指示液
体の注入手段内部の残留指示液体量に影響するパ
ラメータを測定者にとつて現実的な数値として入
力できることにより、前述したミスを防止し、併
せて精度の良い心拍出量を効率良く演算すること
のできる心拍出量の測定装置を提案することにあ
る。
ために提案されたものでその目的は、測定誤差の
原因となるために、例えばカテーテル等の指示液
体の注入手段内部の残留指示液体量に影響するパ
ラメータを測定者にとつて現実的な数値として入
力できることにより、前述したミスを防止し、併
せて精度の良い心拍出量を効率良く演算すること
のできる心拍出量の測定装置を提案することにあ
る。
[問題点を解決するための手段及び作用]
上記課題を達成するための本発明の構成は、血
管中に指示液体を注入する注入手段と、 血管中に注入された指示液体により希釈された
血液に関連したデータを検知し出力する血液デー
タ検知手段と、 各時刻における上記血液データと、所定の基準
血液データのの差分値を積分する積分手段と、 前記注入手段から注入される指示液体の熱量を
規定する複数のパラメータを個々に独立して設定
し入力する入力手段と、 前記注入手段を介して注入される指示液体の量
及び温度を補正するための補正値を記憶するメモ
リであつて、前記注入手段を規定する複数のパラ
メータをアドレス入力とし、それらの複数のパラ
メータに対応する前記補正値を前もつて求めて記
憶するメモリと、 前記積分値と、前記入力手段を介して入力され
たパラメータをアドレスとして前記メモリから読
みだした補正値とに基づいて心拍出量を演算する
心拍出量演算手段とからなることを特徴とする。
管中に指示液体を注入する注入手段と、 血管中に注入された指示液体により希釈された
血液に関連したデータを検知し出力する血液デー
タ検知手段と、 各時刻における上記血液データと、所定の基準
血液データのの差分値を積分する積分手段と、 前記注入手段から注入される指示液体の熱量を
規定する複数のパラメータを個々に独立して設定
し入力する入力手段と、 前記注入手段を介して注入される指示液体の量
及び温度を補正するための補正値を記憶するメモ
リであつて、前記注入手段を規定する複数のパラ
メータをアドレス入力とし、それらの複数のパラ
メータに対応する前記補正値を前もつて求めて記
憶するメモリと、 前記積分値と、前記入力手段を介して入力され
たパラメータをアドレスとして前記メモリから読
みだした補正値とに基づいて心拍出量を演算する
心拍出量演算手段とからなることを特徴とする。
カテーテル等の注入手段から注入される指示液
体の熱量を規定するパラメータは、そのパラメー
タ値を入力手段を介して操作者が入力できる。ま
た、メモリには、このパラメータに基づいて予め
演算して求めておいた補正値を記憶しているの
で、補正値がたとえ演算時間のかかる非線形演算
でしか求めることができないような場合でも、高
速に補正値をメモリから読みだすことができる。
体の熱量を規定するパラメータは、そのパラメー
タ値を入力手段を介して操作者が入力できる。ま
た、メモリには、このパラメータに基づいて予め
演算して求めておいた補正値を記憶しているの
で、補正値がたとえ演算時間のかかる非線形演算
でしか求めることができないような場合でも、高
速に補正値をメモリから読みだすことができる。
[実施例]
以下添付図面を参照して本発明に係る実施例を
詳細に説明する。
詳細に説明する。
<実施例装置の外観>
第1A図〜第1C図に、本発明を適用したとこ
ろの心拍出量の連続測定記録装置の夫々平面図、
正面図、裏面図を示す。そして、第2A図にこの
測定装置に接続されるカテーテルの外観を、第2
B図に、このカテーテルの先端部分の長尺方向に
沿つた断面図を、第2C図にカテーテルの開口断
面図を示す。
ろの心拍出量の連続測定記録装置の夫々平面図、
正面図、裏面図を示す。そして、第2A図にこの
測定装置に接続されるカテーテルの外観を、第2
B図に、このカテーテルの先端部分の長尺方向に
沿つた断面図を、第2C図にカテーテルの開口断
面図を示す。
この測定装置の原理は、熱希釈法、電解質希釈
法、色素希釈法等の指示薬希釈法に基づいて初期
心拍出量COを測定し、この心拍出量を測定した
ときの血流速vを測定し、その上で、この血流速
vを、前記心拍出量COに結び付けるパラメータ
Sを求める。このパラメータを求めた以降は、任
意の時刻における血流速viを測定するのみで、こ
の血流速viとパラメータSとから、任意の時刻に
おける心拍出量COiを求める事ができる。この初
期心拍出量COを求める測定方法は、上記指示薬
希釈法であれば何でもよいが、第1A図以下の実
施例においては、特に熱希釈法に基づいている。
法、色素希釈法等の指示薬希釈法に基づいて初期
心拍出量COを測定し、この心拍出量を測定した
ときの血流速vを測定し、その上で、この血流速
vを、前記心拍出量COに結び付けるパラメータ
Sを求める。このパラメータを求めた以降は、任
意の時刻における血流速viを測定するのみで、こ
の血流速viとパラメータSとから、任意の時刻に
おける心拍出量COiを求める事ができる。この初
期心拍出量COを求める測定方法は、上記指示薬
希釈法であれば何でもよいが、第1A図以下の実
施例においては、特に熱希釈法に基づいている。
第1A図〜第1C図に示した測定装置100の
外観説明を行なう。第1A図は装置100の平面
図である。50は周知のプロツタである。このプ
ロツタ50により測定結果等を出力する。52,
53は、熱希釈法により初期心拍出量値COを測
定するときの、プロツタ50上への出力態様を指
定するスイツチである。スイツチ52は、COを
数値として出力する(第5図)することを指定す
る。スイツチ53は血液温度Tbの変化等を曲線
として出力することを指定する(第4図)。スイ
ツチ57,58はプロツタ50の紙送り速度(20
mm/時と10mm/分)を指定する。
外観説明を行なう。第1A図は装置100の平面
図である。50は周知のプロツタである。このプ
ロツタ50により測定結果等を出力する。52,
53は、熱希釈法により初期心拍出量値COを測
定するときの、プロツタ50上への出力態様を指
定するスイツチである。スイツチ52は、COを
数値として出力する(第5図)することを指定す
る。スイツチ53は血液温度Tbの変化等を曲線
として出力することを指定する(第4図)。スイ
ツチ57,58はプロツタ50の紙送り速度(20
mm/時と10mm/分)を指定する。
54はCOi等の12時間分の経過をプロツタ50
上に出力(第8図)指示するスイツチ、55はメ
モリ内に記憶されているCOi等のデータを過去30
分間分だけプロツタ50上に出力(第6図、第7
図)することを指示するスイツチである。80は
メモスイツチであり、このスイツチを押すと、記
録紙が6cmほどフイードされる。56はCOi,
Tb,vi等の変化を実時間で記録紙上に出力((第
6図、第7図)することを指示するスイツチであ
る。
上に出力(第8図)指示するスイツチ、55はメ
モリ内に記憶されているCOi等のデータを過去30
分間分だけプロツタ50上に出力(第6図、第7
図)することを指示するスイツチである。80は
メモスイツチであり、このスイツチを押すと、記
録紙が6cmほどフイードされる。56はCOi,
Tb,vi等の変化を実時間で記録紙上に出力((第
6図、第7図)することを指示するスイツチであ
る。
スイツチ59,60(第1A図)、61,62
(第1B図)等は、所望のデータを装置100に
入力したいときに、マニユアルでそのデータを設
定するためのスイツチであつて、その設定値は、
順にカテーテル径(単位:フレンチ)、指示液体
の注入量(単位:ml)、体表面積(単位:m2)、初
期CAL値(単位:L/分)である。
(第1B図)等は、所望のデータを装置100に
入力したいときに、マニユアルでそのデータを設
定するためのスイツチであつて、その設定値は、
順にカテーテル径(単位:フレンチ)、指示液体
の注入量(単位:ml)、体表面積(単位:m2)、初
期CAL値(単位:L/分)である。
64は、測定装置のモードを連続モードにする
スイツチであると同時に、連続モードになると、
このスイツチ/インデイケータ64が点灯する。
65はシングル(間欠)モードのスイツチ/イン
デイケータで、主に、再度パラメータSを設定し
直したいときに、連続モードからシングルモード
に戻すときに用いる。間欠モード(SINGLEモー
ド)になつたときに点灯する。表示器68は心拍
出量をデジタル的に表示する4桁のLEDである。
スイツチ66,67は、3桁のLED表示器69
に表示される温度を、血液温度Tbとするか、指
示液体の温度Tiするのかを指定するものである。
スイツチであると同時に、連続モードになると、
このスイツチ/インデイケータ64が点灯する。
65はシングル(間欠)モードのスイツチ/イン
デイケータで、主に、再度パラメータSを設定し
直したいときに、連続モードからシングルモード
に戻すときに用いる。間欠モード(SINGLEモー
ド)になつたときに点灯する。表示器68は心拍
出量をデジタル的に表示する4桁のLEDである。
スイツチ66,67は、3桁のLED表示器69
に表示される温度を、血液温度Tbとするか、指
示液体の温度Tiするのかを指定するものである。
ENTRYスイツチ/インデイケータ70は、熱
希釈法により、初期心拍出量COの測定が終了し、
そのCOをデータとして登録(ENTRY)するこ
とが可能になつたことを表示する。このENTRY
インデイケータ70が点灯しているときに、この
スイツチ70を押すとそのCOをデータとして登
録する。この登録は、パラメータSを求めるため
に、熱希釈法による初期心拍出量値COの測定を
何回か行ない、そのうちの信頼できそうなデータ
を測定者が判断して登録することにより、登録さ
れたデータの平均値をCOとするためである。
希釈法により、初期心拍出量COの測定が終了し、
そのCOをデータとして登録(ENTRY)するこ
とが可能になつたことを表示する。このENTRY
インデイケータ70が点灯しているときに、この
スイツチ70を押すとそのCOをデータとして登
録する。この登録は、パラメータSを求めるため
に、熱希釈法による初期心拍出量値COの測定を
何回か行ない、そのうちの信頼できそうなデータ
を測定者が判断して登録することにより、登録さ
れたデータの平均値をCOとするためである。
STARTスイツチ/インデイケータ72は、熱
希釈による初期心拍出量CO測定の準備が完了し
たことを表示し、その時点でこのスイツチを押す
と、スチユアート・ハミルトンの式に基づく積分
を開始する。
希釈による初期心拍出量CO測定の準備が完了し
たことを表示し、その時点でこのスイツチを押す
と、スチユアート・ハミルトンの式に基づく積分
を開始する。
表示器71はバーグラフであり、主に、血液温
度Tbの値をリアルタイムに表示するものである。
度Tbの値をリアルタイムに表示するものである。
73,74は、夫々血液温度センサを内蔵した
カテーテル4(第2A図)のコネクタ15、注入
液温度を測定するための温度プローブ12(第2
A図)のコネクタ16を接続するためのコネクタ
である。
カテーテル4(第2A図)のコネクタ15、注入
液温度を測定するための温度プローブ12(第2
A図)のコネクタ16を接続するためのコネクタ
である。
第1C図のスイツチ75はマニユアルで注入液
温度を設定するロータリスイツチである。76は
外部の他の測定装置と通信するためのRS232Cイ
ンターフエースのコネクタ、78は外部の他の測
定装置へ(または、装置からの)血液温度Tb、
血流速vi、心拍出量COi等のアナログ信号を出力
するための端子、77は電源ケーブルを接続する
コネクタである。
温度を設定するロータリスイツチである。76は
外部の他の測定装置と通信するためのRS232Cイ
ンターフエースのコネクタ、78は外部の他の測
定装置へ(または、装置からの)血液温度Tb、
血流速vi、心拍出量COi等のアナログ信号を出力
するための端子、77は電源ケーブルを接続する
コネクタである。
<測定装置の機能>
この第1A図〜第1C図、第2A図〜第2C図
に示した実施例装置の特徴を列挙すると、 :カテーテル内に残留した指示液体による影響
を補正するために、予め実験結果に基づいて定
められた値を測定者が表を用いて求めていたこ
とのかわりに、前もつて補正定数をテーブル化
して、そのテーブルをアクセスするためのデー
タとして、測定者が、指示液体を注入するのに
用いるカテーテルの内径サイズ(単位:フレン
チ)を設定入力するスイツチ59と液体注入量
(単位:ml)を設定入力するスイツチ60とが、
本測定装置に設けられている。
に示した実施例装置の特徴を列挙すると、 :カテーテル内に残留した指示液体による影響
を補正するために、予め実験結果に基づいて定
められた値を測定者が表を用いて求めていたこ
とのかわりに、前もつて補正定数をテーブル化
して、そのテーブルをアクセスするためのデー
タとして、測定者が、指示液体を注入するのに
用いるカテーテルの内径サイズ(単位:フレン
チ)を設定入力するスイツチ59と液体注入量
(単位:ml)を設定入力するスイツチ60とが、
本測定装置に設けられている。
:指示液体を血管内に注入した後、測定者の手
を煩わすことなく、自動的に血液温度Tbの変
化を認識して、上記スチユワート・ハミルトン
の式(1)に基づいた積分を開始する。
を煩わすことなく、自動的に血液温度Tbの変
化を認識して、上記スチユワート・ハミルトン
の式(1)に基づいた積分を開始する。
:指示液体の温度を測定するために、温度プロ
ーブ12を用いるが、このプローブ12のコネ
クタ16が測定装置100に接続されていない
ときは、この未接続を検知して、装置背面のス
イツチ75(第1C図)に設定された値を指示
液体温度Tiとして入力する。
ーブ12を用いるが、このプローブ12のコネ
クタ16が測定装置100に接続されていない
ときは、この未接続を検知して、装置背面のス
イツチ75(第1C図)に設定された値を指示
液体温度Tiとして入力する。
:一度、熱希釈法によりCOを測定し、パラメ
ータSを求めると、以降連続的に、COi、血液
温度Tb、血流速vi等をメモリに記憶し、必要に
応じて記録紙上に出力する。その出力の態様
は、 ():測定されていくCOi等を略実時間的にプ
ロツタ50の記録紙上に出力する(第6図、
第7図)。これは「連続記録」スイツチ56
を押すことによりなされる。
ータSを求めると、以降連続的に、COi、血液
温度Tb、血流速vi等をメモリに記憶し、必要に
応じて記録紙上に出力する。その出力の態様
は、 ():測定されていくCOi等を略実時間的にプ
ロツタ50の記録紙上に出力する(第6図、
第7図)。これは「連続記録」スイツチ56
を押すことによりなされる。
():メモリに記憶されていた過去30分間の
COi等のデータを再生出力する(第6図、第
7図)。これはスイツチ55を押すことによ
り行なわれる。
COi等のデータを再生出力する(第6図、第
7図)。これはスイツチ55を押すことによ
り行なわれる。
():過去12時間のCOi等のデータを圧縮して
プロツタ50上に再生出力する(第8図)。
これは、安静、無騒音を必要とす患者のデー
タを測定する時に、プロツタのプリント音を
出すことがないので便利なものとなる。
プロツタ50上に再生出力する(第8図)。
これは、安静、無騒音を必要とす患者のデー
タを測定する時に、プロツタのプリント音を
出すことがないので便利なものとなる。
:パラメータSをマニユアルでスイツチ62を
介して設定し、このSと血流速viとから、連続
的にCOiを求めることができる。COiの相対的
変化を知りたいときに役立つ。
介して設定し、このSと血流速viとから、連続
的にCOiを求めることができる。COiの相対的
変化を知りたいときに役立つ。
:バーグラフ表示器71により、熱希釈法によ
る初期心拍出量値COを求めるとき等の血液温
度Tbの変化を目で確認できる。時に、このバ
ーグラフは、温度変化を刻々変化して表示する
他に血液温度のベースライン(基準温度値
Tb0)と、最高温度Tbnaxを固定して表示する
ことができる。
る初期心拍出量値COを求めるとき等の血液温
度Tbの変化を目で確認できる。時に、このバ
ーグラフは、温度変化を刻々変化して表示する
他に血液温度のベースライン(基準温度値
Tb0)と、最高温度Tbnaxを固定して表示する
ことができる。
:本装置は記憶されたデータを停電等の障害か
ら保護するために、バツテリー(第9図の14
8)を内蔵している。このバツテリー148の
出力電圧が低下したときは、LED78を点滅
などして注意を喚起している。
ら保護するために、バツテリー(第9図の14
8)を内蔵している。このバツテリー148の
出力電圧が低下したときは、LED78を点滅
などして注意を喚起している。
:本測定装置100以外の外部の測定装置に、
COi等をアナログ信号として端子78から出力
するためのアナログ出力回路142,151を
備えている。
COi等をアナログ信号として端子78から出力
するためのアナログ出力回路142,151を
備えている。
:本測定装置100以外の外部の測定装置に、
RS232インターフエースによりCOi等をデジタ
ル信号として出力する回路144を備えてい
る。
RS232インターフエースによりCOi等をデジタ
ル信号として出力する回路144を備えてい
る。
<カテーテルの構造>
熱希釈法のための血液温度Tbを測定するため
のサーミスタ、そして血流速vを測定するための
サーミスタ等を内蔵するカテーテルを第2A図に
示す。同図において、カテーテル4は4ルーメン
を有するように構成される。このカテーテル4
は、先端に設けられた圧力検出口18と、カテー
テルチユーブ先端部分全体を被覆する様に先端か
ら数mm後方位置に取付けられた柔軟弾性体からな
るバルーン17と、そのバルーン17を膨張、収
縮させるために空気好ましくは二酸化炭素ガスを
注入又は抜くためのバルーン内チユーブ側面に設
けられたバルーン側孔25と、先端から10〜20mm
の位置に設けられたサーミスタ1と、そこから更
に10〜15mm基部側に配置されたサーミスタ2と、
さらにサーミスタ1,2より8.5〜38cmの範囲で
離間し、かつ、先端より12〜40cmの範囲で離間し
た位置に設けられた吐出口3とを、有する。サー
ミスタ1は血流速v(vi)を測定するための、熱
平衡温を測定するために用いられる。サーミスタ
2は熱希釈法により初期心拍出量COを測定する
ために必要なところの希釈された血液温度Tbを
測定するために用いられる。吐出口3は指示液体
を吐出するためのものである。
のサーミスタ、そして血流速vを測定するための
サーミスタ等を内蔵するカテーテルを第2A図に
示す。同図において、カテーテル4は4ルーメン
を有するように構成される。このカテーテル4
は、先端に設けられた圧力検出口18と、カテー
テルチユーブ先端部分全体を被覆する様に先端か
ら数mm後方位置に取付けられた柔軟弾性体からな
るバルーン17と、そのバルーン17を膨張、収
縮させるために空気好ましくは二酸化炭素ガスを
注入又は抜くためのバルーン内チユーブ側面に設
けられたバルーン側孔25と、先端から10〜20mm
の位置に設けられたサーミスタ1と、そこから更
に10〜15mm基部側に配置されたサーミスタ2と、
さらにサーミスタ1,2より8.5〜38cmの範囲で
離間し、かつ、先端より12〜40cmの範囲で離間し
た位置に設けられた吐出口3とを、有する。サー
ミスタ1は血流速v(vi)を測定するための、熱
平衡温を測定するために用いられる。サーミスタ
2は熱希釈法により初期心拍出量COを測定する
ために必要なところの希釈された血液温度Tbを
測定するために用いられる。吐出口3は指示液体
を吐出するためのものである。
尚、第2A図のカテーテル4は、頚静脈、大腿
静脈、若しくは肘帯静脈より導管され、大腿静脈
あるいは下大静脈、更に右心房、左心室を経て肺
動脈において使用するものであるため、血液の流
れ方向はカテーテル基端部側から先端側であるこ
とに鑑み、サーミスタ2は、吐出口3からみてよ
り先端側(即ち、血流の下流側)に設けられてい
る。一方、末梢動脈より導管され、大動脈にて使
用するカテーテルである場合には、血流方向は逆
であるため、吐出口3からみてカテーテルの基端
側に、サーミスタ2が配置されることになる。
静脈、若しくは肘帯静脈より導管され、大腿静脈
あるいは下大静脈、更に右心房、左心室を経て肺
動脈において使用するものであるため、血液の流
れ方向はカテーテル基端部側から先端側であるこ
とに鑑み、サーミスタ2は、吐出口3からみてよ
り先端側(即ち、血流の下流側)に設けられてい
る。一方、末梢動脈より導管され、大動脈にて使
用するカテーテルである場合には、血流方向は逆
であるため、吐出口3からみてカテーテルの基端
側に、サーミスタ2が配置されることになる。
第2B図にカテーテル4の要部断面図を示す。
同図において、圧力検出口18、バルーン側孔2
5、サーミスタ1,2、吐出口3は、それぞれ前
記4つのルーメンに連通する。これら4つのルー
メンとは、肺動脈の圧力を伝える肺動脈圧ルーメ
ン19、バルーン17を膨張、収縮させる空気通
路であるバルーンルーメン20、サーミスタ1,
2並びにそれらのリード線を収納するサーミスタ
ルーメン21、希釈用の指示液体を通す注入ルー
メン23である。又、これら4つのルーメンは
夫々独立しており、さらにカテーテル後端部にお
いて、第2A図を示すように、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
タチユーブ12はコネクタ15に接続されてお
り、このチユーブ内には、サーミスタ1,2に
夫々接続されたリード線22,24が通されてい
る。
同図において、圧力検出口18、バルーン側孔2
5、サーミスタ1,2、吐出口3は、それぞれ前
記4つのルーメンに連通する。これら4つのルー
メンとは、肺動脈の圧力を伝える肺動脈圧ルーメ
ン19、バルーン17を膨張、収縮させる空気通
路であるバルーンルーメン20、サーミスタ1,
2並びにそれらのリード線を収納するサーミスタ
ルーメン21、希釈用の指示液体を通す注入ルー
メン23である。又、これら4つのルーメンは
夫々独立しており、さらにカテーテル後端部にお
いて、第2A図を示すように、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
タチユーブ12はコネクタ15に接続されてお
り、このチユーブ内には、サーミスタ1,2に
夫々接続されたリード線22,24が通されてい
る。
更に、第2A図〜第2C図に示した実施例のカ
テーテルについて詳細に説明する。第2B図はサ
ーミスタ1、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2C図はカテーテルチ
ユーブ4の−′線断面図である。前述した、
本カテーテルの4ルーメン構造は第2C図に示す
如く、バルーンルーメン20と、肺動脈圧ルーメ
ン19と、注入ルーメン23(第2C図)と、サ
ーミスタルーメン21となつている。バルーンル
ーメン20は、バルーン側孔25を有して、バル
ーンチユーブ6と連通する。肺動脈圧ルーメン1
9は、圧力検出口18を有して肺動脈圧測定チユ
ーブ8と連通する。注入ルーメン23は、カテー
テル先端より12〜40cmの位置に吐出口3を有して
基部側において指示液注入チユーブ10と連通す
る。又、サーミスタルーメン21は、先端部より
1〜2cm離れた位置、並びに更にそこから基部側
に1〜1.5cm離れた位置において、それぞれサー
ミスタ1、サーミスタ2を取付けた側孔部26,
27を有し、又、サーミスタ1,2からのサーミ
スタリード線22,24を内蔵しており、更に基
部側に於いては、サーミスタチユーブ13と連通
する。
テーテルについて詳細に説明する。第2B図はサ
ーミスタ1、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2C図はカテーテルチ
ユーブ4の−′線断面図である。前述した、
本カテーテルの4ルーメン構造は第2C図に示す
如く、バルーンルーメン20と、肺動脈圧ルーメ
ン19と、注入ルーメン23(第2C図)と、サ
ーミスタルーメン21となつている。バルーンル
ーメン20は、バルーン側孔25を有して、バル
ーンチユーブ6と連通する。肺動脈圧ルーメン1
9は、圧力検出口18を有して肺動脈圧測定チユ
ーブ8と連通する。注入ルーメン23は、カテー
テル先端より12〜40cmの位置に吐出口3を有して
基部側において指示液注入チユーブ10と連通す
る。又、サーミスタルーメン21は、先端部より
1〜2cm離れた位置、並びに更にそこから基部側
に1〜1.5cm離れた位置において、それぞれサー
ミスタ1、サーミスタ2を取付けた側孔部26,
27を有し、又、サーミスタ1,2からのサーミ
スタリード線22,24を内蔵しており、更に基
部側に於いては、サーミスタチユーブ13と連通
する。
尚、上記サーミスタ1を自己発熱型サーミスタ
として、サーミスタ2の血流方向に関して下流側
に位置させることがより好ましい。即ち、カテー
テル4にて心拍出量を測定する場合は、サーミス
タ2により希釈された血流温度を正確に測定する
必要があり、自己発熱型であるサーミスタ1の影
響をサーミスタ2が受けにくくするためである。
として、サーミスタ2の血流方向に関して下流側
に位置させることがより好ましい。即ち、カテー
テル4にて心拍出量を測定する場合は、サーミス
タ2により希釈された血流温度を正確に測定する
必要があり、自己発熱型であるサーミスタ1の影
響をサーミスタ2が受けにくくするためである。
実施例のカテーテルで用いるサーミスタ1の特
性は、B25-45=3500K、R(37)=1000Ωであり、
その大きさは、1.181×0.4W×0.15t(単位はmm)で
ある。サーミスタ2の特性は、B25-45=3980K、
R(37)=40KΩ、その大きさは0.501×0.16W×
0.15tである。サーミスタ1は0.01〜50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、若しくは、血管壁に触れ
た場合にそれを損傷させる可能性もあり、また低
い発熱量では検出感度が小さくなるなどの理由に
より、何れも好ましくない。
性は、B25-45=3500K、R(37)=1000Ωであり、
その大きさは、1.181×0.4W×0.15t(単位はmm)で
ある。サーミスタ2の特性は、B25-45=3980K、
R(37)=40KΩ、その大きさは0.501×0.16W×
0.15tである。サーミスタ1は0.01〜50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、若しくは、血管壁に触れ
た場合にそれを損傷させる可能性もあり、また低
い発熱量では検出感度が小さくなるなどの理由に
より、何れも好ましくない。
<測定装置の操作手順>
本測定装置をよりよく理解するために、第1A
図、第1B図、第3図を用いて、操作者側からみ
たその操作手順を説明する。
図、第1B図、第3図を用いて、操作者側からみ
たその操作手順を説明する。
先ず、ステツプS1で注入液温度プローブ12
を測定装置本体100に接続する。ステツプS2
で温度プローブ12を氷冷した容器(本実施例で
は、測定装置100内に設けられている)内の注
入指示液体近傍に漬ける。この液体は生理食塩水
等である。ステツプS3でカテーテル4をプライ
ミングした後に、ステツプS4で肺動脈まで挿入
する。カテーテル4は、上肢または下肢の静脈等
から挿入し、肺動脈内に留置する。次に、ステツ
プS5で、第2A図に示したカテーテルのコネク
タ類を装置本体に接続する。これらのコネクタ類
が装置に接続されると、先ず、カテーテル4の血
管内留置位置を、圧力検出口18、チユーブ8、
コネクタ9を経た動静脈圧及び右房圧、右室圧か
ら検出される血液の圧力値及び圧力波形に基づい
て確認する。カテーテル留置後は、肺動脈圧を測
定すると共に、バルーン17を膨らませて肺動脈
を閉塞し、肺動脈楔入圧を求める。こうして、カ
テーテル4を所定の位置に留置する。
を測定装置本体100に接続する。ステツプS2
で温度プローブ12を氷冷した容器(本実施例で
は、測定装置100内に設けられている)内の注
入指示液体近傍に漬ける。この液体は生理食塩水
等である。ステツプS3でカテーテル4をプライ
ミングした後に、ステツプS4で肺動脈まで挿入
する。カテーテル4は、上肢または下肢の静脈等
から挿入し、肺動脈内に留置する。次に、ステツ
プS5で、第2A図に示したカテーテルのコネク
タ類を装置本体に接続する。これらのコネクタ類
が装置に接続されると、先ず、カテーテル4の血
管内留置位置を、圧力検出口18、チユーブ8、
コネクタ9を経た動静脈圧及び右房圧、右室圧か
ら検出される血液の圧力値及び圧力波形に基づい
て確認する。カテーテル留置後は、肺動脈圧を測
定すると共に、バルーン17を膨らませて肺動脈
を閉塞し、肺動脈楔入圧を求める。こうして、カ
テーテル4を所定の位置に留置する。
次にステツプS6で、スイツチ59〜61によ
り、所定の値を設定する。スイツチ62は、相対
的なCOiを測定(後で説明する)するときに設定
するものであり、今説明する熱希釈法による初期
心拍出量値COを測定するときは、その設定は必
要がない。
り、所定の値を設定する。スイツチ62は、相対
的なCOiを測定(後で説明する)するときに設定
するものであり、今説明する熱希釈法による初期
心拍出量値COを測定するときは、その設定は必
要がない。
ステツプS7で測定装置の電源を投入する。ス
テツプS8で異常な表示(装置故障を示す)が無
いことを確認しつつ、ステツプS9でSINGLEイ
ンデイケータ65の点灯を待つ。インデイケータ
65が点灯したときは、BLOODインデイケータ
66が点灯し、表示器69には肺動脈内の血液温
度Tbが表示される。この時点で注入液の温度を
知りたいときは、INJECTATEスイツチ67を
押すと、表示器69の表示な注入液温度Tiの表示
となる。尚、このTiの表示は、30秒経過すると、
自動的にBLOOD表示に戻り、表示器69には再
びTbの表示がなされる。このように自動的にTb
の表示に戻るようにしたのも、操作者にとつて
は、Tbの方が情報としてより有意義であるから
である。一方、この時点でのバーグラフ表示器7
1には、血液温度Tbの基線を表示している筈で
ある。
テツプS8で異常な表示(装置故障を示す)が無
いことを確認しつつ、ステツプS9でSINGLEイ
ンデイケータ65の点灯を待つ。インデイケータ
65が点灯したときは、BLOODインデイケータ
66が点灯し、表示器69には肺動脈内の血液温
度Tbが表示される。この時点で注入液の温度を
知りたいときは、INJECTATEスイツチ67を
押すと、表示器69の表示な注入液温度Tiの表示
となる。尚、このTiの表示は、30秒経過すると、
自動的にBLOOD表示に戻り、表示器69には再
びTbの表示がなされる。このように自動的にTb
の表示に戻るようにしたのも、操作者にとつて
は、Tbの方が情報としてより有意義であるから
である。一方、この時点でのバーグラフ表示器7
1には、血液温度Tbの基線を表示している筈で
ある。
更にステツプS10で、STARTインデイケータ
72が点灯するのを持つ。このインデイケータが
点灯すると、熱希釈法による初期心拍出量値CO
の測定開始の準備ができたことを意味する。ステ
ツプS11では、必要により、プロツタ50に出力
する情報の態様をスイツチ52又は53で選択す
る。ステツプS12では、コツク11を開いて液体
を血管内に注入する。
72が点灯するのを持つ。このインデイケータが
点灯すると、熱希釈法による初期心拍出量値CO
の測定開始の準備ができたことを意味する。ステ
ツプS11では、必要により、プロツタ50に出力
する情報の態様をスイツチ52又は53で選択す
る。ステツプS12では、コツク11を開いて液体
を血管内に注入する。
液体注入後は、本測定装置は自動的にTbの変
化を読取り、積分開始の最適時点を判断する。も
し、この最適時点検出前に操作者がSTARTスイ
ツチ72を押すと、その押した時点からTbの積
分を開始する。スイツチ72が押されなければ、
装置自身が判断した時点からのTbデータを積分
する。この熱希釈法によるCOの測定計算は通常、
十数秒で終了するが、その間の変化は、所定のメ
モリ(第9図のRAM132)に記憶されつつ、
表示器69、バーグラフ表示器71に表示され
る。更に、スイツチ53が押されていたのなら、
第4図のような血液温度Tbの変化がプロツタ5
0に出力される。これらの表示により、操作者は
装置の正常動作の遂行を確認できる。第4図にお
いて、血液温度Tbは上向きにマイナスを取つて
いる。尚、このグラフ上には測定者の便のため、
日付、時刻等を合せて出力することになる。尚、
第4図の出力例は、300mm/分の出力速度である。
化を読取り、積分開始の最適時点を判断する。も
し、この最適時点検出前に操作者がSTARTスイ
ツチ72を押すと、その押した時点からTbの積
分を開始する。スイツチ72が押されなければ、
装置自身が判断した時点からのTbデータを積分
する。この熱希釈法によるCOの測定計算は通常、
十数秒で終了するが、その間の変化は、所定のメ
モリ(第9図のRAM132)に記憶されつつ、
表示器69、バーグラフ表示器71に表示され
る。更に、スイツチ53が押されていたのなら、
第4図のような血液温度Tbの変化がプロツタ5
0に出力される。これらの表示により、操作者は
装置の正常動作の遂行を確認できる。第4図にお
いて、血液温度Tbは上向きにマイナスを取つて
いる。尚、このグラフ上には測定者の便のため、
日付、時刻等を合せて出力することになる。尚、
第4図の出力例は、300mm/分の出力速度である。
熱希釈によるCOの測定が終了すると、表示器
68にその値をデジタルで表示すると共に、スイ
ツチ52が押されていたのならば、プロツタ50
により第5図に示すように、測定結果を出力す
る。この第5図では、日付、時刻の他に、心拍出
量CO、スイツチ61から入力された体表面積
BSA、血液温度BT(=Tb)、カテーテル内径
CAT(=Fr)、指示液体注入量IV(=Vi)、心係数
CI(=CO/BSA)、注入液温度IT(=Ti)、そして
登録されるたことを示す**ENTRY**の表示
等が合せて記録されている。COの測定終了は、
ENTRYインデイケータ70の点灯(ステツプ
S15)にり確認できる。
68にその値をデジタルで表示すると共に、スイ
ツチ52が押されていたのならば、プロツタ50
により第5図に示すように、測定結果を出力す
る。この第5図では、日付、時刻の他に、心拍出
量CO、スイツチ61から入力された体表面積
BSA、血液温度BT(=Tb)、カテーテル内径
CAT(=Fr)、指示液体注入量IV(=Vi)、心係数
CI(=CO/BSA)、注入液温度IT(=Ti)、そして
登録されるたことを示す**ENTRY**の表示
等が合せて記録されている。COの測定終了は、
ENTRYインデイケータ70の点灯(ステツプ
S15)にり確認できる。
測定者は、この得られたCO等のデータが信頼
性を置けるものと判断すれば、このデータを登録
するために、ENTRYスイツチ70を押す(ステ
ツプS17)。暫くすると、再びSTARTインデイケ
ータ72が点灯する。これで、熱希釈法による、
初期心拍出量COの測定は終了する。
性を置けるものと判断すれば、このデータを登録
するために、ENTRYスイツチ70を押す(ステ
ツプS17)。暫くすると、再びSTARTインデイケ
ータ72が点灯する。これで、熱希釈法による、
初期心拍出量COの測定は終了する。
もし、より正確なCOを得たいのであれば、上
述したステツプS11以下の操作を繰り返し、複数
の測定データを得る。測定毎にENTRYスイツチ
70を押し、登録して、これら登録された複数の
CO値から、初期心拍出量値CO値を決定する。
述したステツプS11以下の操作を繰り返し、複数
の測定データを得る。測定毎にENTRYスイツチ
70を押し、登録して、これら登録された複数の
CO値から、初期心拍出量値CO値を決定する。
以上のようにして、十分信頼できるCOデータ
が得られたのならば、次に、いよいよ連続のCOi
測定を開始する。これは端にCONTINUOUSス
イツチ64を押すのみでなされる。このスイツチ
64を押すと、CNTINUOUSインデイケータ6
4が点灯して、測定装置全体は連続測定モードに
なる。尚、SINGLEスイツチ65が押されると、
測定装置は再度、間欠モードになる。
が得られたのならば、次に、いよいよ連続のCOi
測定を開始する。これは端にCONTINUOUSス
イツチ64を押すのみでなされる。このスイツチ
64を押すと、CNTINUOUSインデイケータ6
4が点灯して、測定装置全体は連続測定モードに
なる。尚、SINGLEスイツチ65が押されると、
測定装置は再度、間欠モードになる。
装置が連続測定モードになり、連続記録スイツ
チ56が押されていると、第6図、第7図のよう
に、血液温度BT(=Tb)、CO(=COi)、血流速v
(i)がプロツタ50上に出力される。第6図は10
mm/分の紙送り速度で、第7図は20mm/時の紙送
り速度で出力したものである。尚、第6図、第7
図には図示していないが、第5図に示したような
日付等の諸データを、グラフと共に併せて出力す
るようにしているのは勿論である。又、第7図の
例では、16時半頃に再度初期心拍出量値CO値計
測のための熱希釈法による測定を行なつているの
で、その時刻付近にグラフの変化が表われてい
る。
チ56が押されていると、第6図、第7図のよう
に、血液温度BT(=Tb)、CO(=COi)、血流速v
(i)がプロツタ50上に出力される。第6図は10
mm/分の紙送り速度で、第7図は20mm/時の紙送
り速度で出力したものである。尚、第6図、第7
図には図示していないが、第5図に示したような
日付等の諸データを、グラフと共に併せて出力す
るようにしているのは勿論である。又、第7図の
例では、16時半頃に再度初期心拍出量値CO値計
測のための熱希釈法による測定を行なつているの
で、その時刻付近にグラフの変化が表われてい
る。
<測定装置の構成>
カテーテル4と注入液温度プローブ12を接続
された状態での測定装置100の全体は第9図に
示す如くである。この測定装置は電気的にアイソ
レーシヨンされた2つの測定回路120と130
とからなる。回路120は主に、カテーテル4内
のサーミスタ1,2、そしてプローブ12内のサ
ーミスタ12aからの電気信号(電圧)を温度デ
ータに返還して、光通信回路108を介して、測
定記録回路130に送る。測定記録回路130
は、測定回路120からの温度データから、初期
心拍出量値CO、血流速v、パラメータS、連続
心拍出量COi等を演算し、プロツタ50に表示し
たり、各種表示器に表示するものを実行する。測
定回路120の制御を行なうのはローカルCPU
105、測定記録回路130を制御するのはメイ
ンCPU133である。
された状態での測定装置100の全体は第9図に
示す如くである。この測定装置は電気的にアイソ
レーシヨンされた2つの測定回路120と130
とからなる。回路120は主に、カテーテル4内
のサーミスタ1,2、そしてプローブ12内のサ
ーミスタ12aからの電気信号(電圧)を温度デ
ータに返還して、光通信回路108を介して、測
定記録回路130に送る。測定記録回路130
は、測定回路120からの温度データから、初期
心拍出量値CO、血流速v、パラメータS、連続
心拍出量COi等を演算し、プロツタ50に表示し
たり、各種表示器に表示するものを実行する。測
定回路120の制御を行なうのはローカルCPU
105、測定記録回路130を制御するのはメイ
ンCPU133である。
<測定回路120>
さて、第9図のカテーテル型センサ150は第
2A図のカテーテル4をセンサとして用いるもの
であり、センサ150内には、熱平衡温を検出す
る自己発熱型のサーミスタ1と、肺動脈内の血液
温度を検知するサーミスタ2とが内蔵されてい
る。このカテーテル型センサ150は、前述した
のと同様の手法で、右心カテーテル法によつて肺
動脈まで導入される。センサ150のコネクタ1
5は本体100のコネクタ73と結合する。サー
ミスタ2はリード線24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
る血液温度検知回路113に接続されている。
2A図のカテーテル4をセンサとして用いるもの
であり、センサ150内には、熱平衡温を検出す
る自己発熱型のサーミスタ1と、肺動脈内の血液
温度を検知するサーミスタ2とが内蔵されてい
る。このカテーテル型センサ150は、前述した
のと同様の手法で、右心カテーテル法によつて肺
動脈まで導入される。センサ150のコネクタ1
5は本体100のコネクタ73と結合する。サー
ミスタ2はリード線24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
る血液温度検知回路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知回路113によつて電圧信
号Ebとして検出される。一方、サーミスタ1は、
リード線22を介して、サーミスタ温度検知回路
115及び定電流回路111により接続されてい
る。そして、定電流回路111よりサーミスタ1
に所定の電流Icが供給され、加熱される。また、
サーミスタ1により検知された温度信号は、サー
ミスタ温度検知回路115に送られ、この検出回
路115により電圧Etとして検出される。注入液
温度プローブ12内のサーミスタ12aは定電圧
回路101により駆動され、その温度変化は回路
102により電圧値Eiとして検出される。こうし
て、ローカルCUP105は、3つのサーミスタ
12a,1,2からの出力電圧Ei,Et,Ebを、注
入液の温度Ti、サーミスタ1の抵抗Rt、サーミ
スタ1の温度Tt、血液温度Tbに変換する。
の信号は血液温度検知回路113によつて電圧信
号Ebとして検出される。一方、サーミスタ1は、
リード線22を介して、サーミスタ温度検知回路
115及び定電流回路111により接続されてい
る。そして、定電流回路111よりサーミスタ1
に所定の電流Icが供給され、加熱される。また、
サーミスタ1により検知された温度信号は、サー
ミスタ温度検知回路115に送られ、この検出回
路115により電圧Etとして検出される。注入液
温度プローブ12内のサーミスタ12aは定電圧
回路101により駆動され、その温度変化は回路
102により電圧値Eiとして検出される。こうし
て、ローカルCUP105は、3つのサーミスタ
12a,1,2からの出力電圧Ei,Et,Ebを、注
入液の温度Ti、サーミスタ1の抵抗Rt、サーミ
スタ1の温度Tt、血液温度Tbに変換する。
この動作を更に詳しく説明する。オーカル
CPU105は、マルチプレクサ機能を有するア
ナログスイツチ103を駆動して、時分割により
Ei,Et,EbをA/D変換器104に入力して、上
記の電圧値を順にデジタル値でRAM107内に
取込む。これらの電圧値はROM106内に格納
された電圧−温度変換テーブルから、温度データ
に変換される。又、サーミスタ1の抵抗値Rtは Rt=Et/Ic により計算される。ここで、Icはサーミスタに流
れる電流である。ローカルのCPU105は、こ
れらのTi、Rt、Tt、Tb等のデータを光通信線を
介して、測定記録回路130に送る。その通信制
御(例えば、ポリング/セレテイング方式)は、
ローカルCPU105とメインCPU133とが行
なう。
CPU105は、マルチプレクサ機能を有するア
ナログスイツチ103を駆動して、時分割により
Ei,Et,EbをA/D変換器104に入力して、上
記の電圧値を順にデジタル値でRAM107内に
取込む。これらの電圧値はROM106内に格納
された電圧−温度変換テーブルから、温度データ
に変換される。又、サーミスタ1の抵抗値Rtは Rt=Et/Ic により計算される。ここで、Icはサーミスタに流
れる電流である。ローカルのCPU105は、こ
れらのTi、Rt、Tt、Tb等のデータを光通信線を
介して、測定記録回路130に送る。その通信制
御(例えば、ポリング/セレテイング方式)は、
ローカルCPU105とメインCPU133とが行
なう。
<測定記録回路130>
測定記録回路130では、この単純な通信制御
手順により、上記注入液の温度Ti、サーミスタ1
の抵抗Rt、サーミスタ1の温度Tt、血液温度Tb
等を受信して、時間順にRAM132に格納す
る。CPU133は、上記データに基づいて、初
期心拍出量値CO、血流速v(vi)、連続心拍出量
coiを演算する。
手順により、上記注入液の温度Ti、サーミスタ1
の抵抗Rt、サーミスタ1の温度Tt、血液温度Tb
等を受信して、時間順にRAM132に格納す
る。CPU133は、上記データに基づいて、初
期心拍出量値CO、血流速v(vi)、連続心拍出量
coiを演算する。
RTC(リアルタイムクロツク回路)147は実
時間をカウントし、更に、例えばLED表示基6
9のTi→Tbの30秒後の変更等の時間監視に用い
られる。
時間をカウントし、更に、例えばLED表示基6
9のTi→Tbの30秒後の変更等の時間監視に用い
られる。
<初期心拍出量値COの計算>
第10A図はRAM132内に格納されたデー
タの構成を示す。本RAMの容量は、4ms毎に
A/D変換して得たTb等のデータを30分間分蓄
える領域132aと、これらのデータから任意の
時刻における連続心拍出量COi等の測定値を30分
間分だけ蓄える領域132bと、連続的に計算し
て得たCOi等のデータの3分間平均値を12時間分
蓄える領域132cだけある。
タの構成を示す。本RAMの容量は、4ms毎に
A/D変換して得たTb等のデータを30分間分蓄
える領域132aと、これらのデータから任意の
時刻における連続心拍出量COi等の測定値を30分
間分だけ蓄える領域132bと、連続的に計算し
て得たCOi等のデータの3分間平均値を12時間分
蓄える領域132cだけある。
第10B図は、RAM132内のデータを格納
するための3つのアドレスカウンタ160,16
6,162と前記3つの領域132a,132
b,132cとの対応を示す。データ格納アドレ
スカウンタ(SCポインタ)160は、測定回路
120からのデータをRAM132内に格納して
いくときのアドレスをポイントする。データ読出
アドレスカウンタ(RCポインタ)161は、初
期心拍出量値COの計算のとき等のために、
RAM132内に格納されているデータを読出
し、更に計算値を格納するときのアドレスをポイ
ントする。データプリントアドレスカウンタ
(PCポインタ)162は、プロツタ50上にデー
タを出力するときにアクセスするデータをポイン
トする。このように3つのポインタを用いるの
も、データ格納、データ読出し、データ出力等は
サブルーチンとして独立して並行に行なわれるか
らである。
するための3つのアドレスカウンタ160,16
6,162と前記3つの領域132a,132
b,132cとの対応を示す。データ格納アドレ
スカウンタ(SCポインタ)160は、測定回路
120からのデータをRAM132内に格納して
いくときのアドレスをポイントする。データ読出
アドレスカウンタ(RCポインタ)161は、初
期心拍出量値COの計算のとき等のために、
RAM132内に格納されているデータを読出
し、更に計算値を格納するときのアドレスをポイ
ントする。データプリントアドレスカウンタ
(PCポインタ)162は、プロツタ50上にデー
タを出力するときにアクセスするデータをポイン
トする。このように3つのポインタを用いるの
も、データ格納、データ読出し、データ出力等は
サブルーチンとして独立して並行に行なわれるか
らである。
第11図はメインCPU133がロールカル
CPU105から測定データを受けとり、RAM1
32に格納するルーチンである。前述したよう
に、このときのポインタとしてSCポインタ16
0を用いる。
CPU105から測定データを受けとり、RAM1
32に格納するルーチンである。前述したよう
に、このときのポインタとしてSCポインタ16
0を用いる。
第13A,B図は初期心拍出量値CO値を計測
するCPU133の制御ルーチンである。
するCPU133の制御ルーチンである。
先ず、ステツプS40で、測定装置のREADY状
態を角にする。この状態は、少なくとも装置全体
でハード的な障害が発生していないことを前提と
して、血液温度Tbが安定した状態を検知した状
態とする。尚、この状態を検知すると、上述した
ように、STARTインデイケータ72が点灯す
る。ステツプS41で、STARTスイツチ72が押
されたかを判断する。もし、押されていたのなら
ば、その時刻tをリアルタイムクロツクRTC1
47から読取り、ステツプS51でその時刻tに基
づいたRCポインタ161を設定する。ステツプ
S52では、注入液温度TiをRAM132から知る。
ステツプS53では、RCポインタ161に従つ
てRAM132からTbを1つ読出す。ステツプ
S54では、時刻t以前のデータから、基線(ベー
スライン)温度Tb0を検出する。ステツプS55、
△Tb(第17図)を算出する。ステツプS56では
〓△Tb(積分)を計算する。
態を角にする。この状態は、少なくとも装置全体
でハード的な障害が発生していないことを前提と
して、血液温度Tbが安定した状態を検知した状
態とする。尚、この状態を検知すると、上述した
ように、STARTインデイケータ72が点灯す
る。ステツプS41で、STARTスイツチ72が押
されたかを判断する。もし、押されていたのなら
ば、その時刻tをリアルタイムクロツクRTC1
47から読取り、ステツプS51でその時刻tに基
づいたRCポインタ161を設定する。ステツプ
S52では、注入液温度TiをRAM132から知る。
ステツプS53では、RCポインタ161に従つ
てRAM132からTbを1つ読出す。ステツプ
S54では、時刻t以前のデータから、基線(ベー
スライン)温度Tb0を検出する。ステツプS55、
△Tb(第17図)を算出する。ステツプS56では
〓△Tb(積分)を計算する。
ステツプS57とステツプS58は、Tbのノイズに
より△Tbが計算された場合の対処の制御を示し
たものである。ノイズであれば、このノイズの△
Tbは以前の△Tbに比べて増加しつつもいつかは
減少するから、増加したときの極大値を検出し、
その極大値が閾値aよりも小さいときは、ノイズ
と判断して、ステツプS59で積分〓△Tbをクリア
する。ステツプS57で△Tbが更に増加していた場
合は、ノイズと判断できないから、ステツプS61
へ進む。もしノイズと判断されれば、ステツプ
S60でポインタRCを所定量bだけインクリメン
トする。このbは経験的に知つているノイズ成分
の大体の時間幅である。ステツプS61は、熱希釈
曲線がT0bに収束してきたかを判断する。即ち、
収束するまで、上述のステツプを繰り返して、積
分を続行する。
より△Tbが計算された場合の対処の制御を示し
たものである。ノイズであれば、このノイズの△
Tbは以前の△Tbに比べて増加しつつもいつかは
減少するから、増加したときの極大値を検出し、
その極大値が閾値aよりも小さいときは、ノイズ
と判断して、ステツプS59で積分〓△Tbをクリア
する。ステツプS57で△Tbが更に増加していた場
合は、ノイズと判断できないから、ステツプS61
へ進む。もしノイズと判断されれば、ステツプ
S60でポインタRCを所定量bだけインクリメン
トする。このbは経験的に知つているノイズ成分
の大体の時間幅である。ステツプS61は、熱希釈
曲線がT0bに収束してきたかを判断する。即ち、
収束するまで、上述のステツプを繰り返して、積
分を続行する。
次にステツプS41で、STARTスイツチ72が
押されない場合を説明する。この制御はTbの変
化が所定の変化をしていると判断したときに、積
分を開始するものである。尚、ステツプS41の
STARTスイツチ72の押下は割込みにより検知
しているため、ステツプS42〜ステツプS47の間
で上記割込みが発生すると、強制的に制御はステ
ツプS50に移る。さて、ステツプS42で、RCポイ
ンタ161に従つてTbをRAM132から読出
す。ステツプS42→ステツプS43→ステツプS44→
ステツプS42のループは、本実施例においてTbの
変化を移動平均(サンプル数16個)からとらえて
いるために、その必要サンプル数をメモリ132
から得らためにある。移動平均の移動量は1つの
サンプルデータである。一度必要サンプル数が揃
うと、それ以降は、1つのサンプルデータをメモ
リ132から読出す毎に、平均のための総サンプ
ルが揃うことになる。ステツプS45では、この移
動平均値Tb(n)を求める。ステツプS46で、前
回の移動平均値Tb(n−1)との差を求める。こ
の差が所定に閾行以上であるときは、指示液注入
による血液温度の変化であると判断して、ステツ
プS49で、この変化時点の時刻tを計算する。以
降の制御は前述のSTARTスイツチ72による場
合と同じである。もし、ステツプS47で、変化が
閾値以下と判断された場合は、ステツプS48で今
回の平均値Tb(n)を前回の平均値Tb(n−1)
格納領域に移動する。
押されない場合を説明する。この制御はTbの変
化が所定の変化をしていると判断したときに、積
分を開始するものである。尚、ステツプS41の
STARTスイツチ72の押下は割込みにより検知
しているため、ステツプS42〜ステツプS47の間
で上記割込みが発生すると、強制的に制御はステ
ツプS50に移る。さて、ステツプS42で、RCポイ
ンタ161に従つてTbをRAM132から読出
す。ステツプS42→ステツプS43→ステツプS44→
ステツプS42のループは、本実施例においてTbの
変化を移動平均(サンプル数16個)からとらえて
いるために、その必要サンプル数をメモリ132
から得らためにある。移動平均の移動量は1つの
サンプルデータである。一度必要サンプル数が揃
うと、それ以降は、1つのサンプルデータをメモ
リ132から読出す毎に、平均のための総サンプ
ルが揃うことになる。ステツプS45では、この移
動平均値Tb(n)を求める。ステツプS46で、前
回の移動平均値Tb(n−1)との差を求める。こ
の差が所定に閾行以上であるときは、指示液注入
による血液温度の変化であると判断して、ステツ
プS49で、この変化時点の時刻tを計算する。以
降の制御は前述のSTARTスイツチ72による場
合と同じである。もし、ステツプS47で、変化が
閾値以下と判断された場合は、ステツプS48で今
回の平均値Tb(n)を前回の平均値Tb(n−1)
格納領域に移動する。
ステツプS63の説明に戻る。さて、前述したよ
うに、スチユワート・ハミルトンの式によると、 CO=Si・Ci・(Tb−Ti)・Vi/Sb・Cb・∫∞/0
△Tbdt ここで、 CO: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 である。上記式は CO=A・(Tb−Ti)/∫∞/0△Tbdt となる。ここで、 A=Si・Ci・Vi/Sb・Cb である。この補正定数A中で、Si,Sb,Cb,Ci等
は固定であるが、Viは指示液体を注入してもカテ
ーテル内に残留してしまい血液内に流出されない
ことによる影響を受ける。即ち、上記Viはあくま
でも名目的な値に過ぎない。従来では、前述した
ように、予め実験的に定められた表を用いてAを
求めていたが、本実施例においては操作者による
操作の確実性の向上を目指して、この補正定数A
をテーブル化(第12図)してROM131内に
格納している。このテーブルから1つの補正定数
Aを引くときには、第12図に示すように、スイ
ツチ59,60から入力されたカテーテル4の外
径Fr、名目の液体注入量mlをアドレスデータと
する。上記のデーブル内に格納する補正定数デー
タは、前もつて、各種サイズのカテーテルについ
て、注入液量を色々変えたときの実測結果から求
めておく。もし、熱希釈法によるCOの実際の測
定で使用されるカテーテルサイズ、注入液量が、
上記テーブルに対応しないものであるときは、線
形補間により、対応する補正定数Aを求める。
うに、スチユワート・ハミルトンの式によると、 CO=Si・Ci・(Tb−Ti)・Vi/Sb・Cb・∫∞/0
△Tbdt ここで、 CO: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 である。上記式は CO=A・(Tb−Ti)/∫∞/0△Tbdt となる。ここで、 A=Si・Ci・Vi/Sb・Cb である。この補正定数A中で、Si,Sb,Cb,Ci等
は固定であるが、Viは指示液体を注入してもカテ
ーテル内に残留してしまい血液内に流出されない
ことによる影響を受ける。即ち、上記Viはあくま
でも名目的な値に過ぎない。従来では、前述した
ように、予め実験的に定められた表を用いてAを
求めていたが、本実施例においては操作者による
操作の確実性の向上を目指して、この補正定数A
をテーブル化(第12図)してROM131内に
格納している。このテーブルから1つの補正定数
Aを引くときには、第12図に示すように、スイ
ツチ59,60から入力されたカテーテル4の外
径Fr、名目の液体注入量mlをアドレスデータと
する。上記のデーブル内に格納する補正定数デー
タは、前もつて、各種サイズのカテーテルについ
て、注入液量を色々変えたときの実測結果から求
めておく。もし、熱希釈法によるCOの実際の測
定で使用されるカテーテルサイズ、注入液量が、
上記テーブルに対応しないものであるときは、線
形補間により、対応する補正定数Aを求める。
フローチヤートの説明に戻る。ステツプS61以
上で、〓△Tbの積分の計算が終了すると、ステ
ツプS63で上述したように、スイツチ59,60
から設定入力されたカテーテルの外径Fr、指示
液体量ml等に基づいて、ROM131に格納され
ているテーブル(第12図)から補正定数Aを読
出す。ステツプS64で、前述したスチユワート・
ハミルトンの式に基づて、初期心拍出量値COを
計算する。ステツプS65では、これらの値を例え
ば、第4図、第5図のようにプロツタ50上に出
力する。
上で、〓△Tbの積分の計算が終了すると、ステ
ツプS63で上述したように、スイツチ59,60
から設定入力されたカテーテルの外径Fr、指示
液体量ml等に基づいて、ROM131に格納され
ているテーブル(第12図)から補正定数Aを読
出す。ステツプS64で、前述したスチユワート・
ハミルトンの式に基づて、初期心拍出量値COを
計算する。ステツプS65では、これらの値を例え
ば、第4図、第5図のようにプロツタ50上に出
力する。
<連続COiの測定>
先ず、連続的にCOiを計算できる原理を説明す
る。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: Ic 2・Rt になる。いま、血流速v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vに依存して冷却される。血流
により冷却される熱量は、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・v・(Tt−Tb) である。さて、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。この温度が、熱
平衡温である。
る。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: Ic 2・Rt になる。いま、血流速v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vに依存して冷却される。血流
により冷却される熱量は、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・v・(Tt−Tb) である。さて、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。この温度が、熱
平衡温である。
上記のことを次式で表わすと次の(2)式になる。
Ic 2・Rt=K・v・(Tt−Tb) ……(2)
(2)式から、血流速vを求める(3)式が導かれる。
v=(1/K)(Ic 2・Rt)/(Tt−Tb)……(3)
即ち、サーミスタ1から得られるデータRt,
Tt、そしてサーミスタ2から得らる血液温度Tb
とから、血流速vが求められる。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1のリード線両端の電位差V0を検出しても良
い。この場合の詳細については、前述の特開昭61
−125329号に述べられてる。又、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、
ROM131内に与えておくことも可能である。
Tt、そしてサーミスタ2から得らる血液温度Tb
とから、血流速vが求められる。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1のリード線両端の電位差V0を検出しても良
い。この場合の詳細については、前述の特開昭61
−125329号に述べられてる。又、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、
ROM131内に与えておくことも可能である。
いま、肺動脈の血管断面積をSとした場合、初
期心拍出量値COと初期血流速vとの間には(4)式
で示されるような関係がある。
期心拍出量値COと初期血流速vとの間には(4)式
で示されるような関係がある。
CO=S・v ……(4)
従つて、初期心拍出量値COと初期血流速値v
とから、(4)式に従い血管断面積Sを求め、この値
Sを較正値(パラメータ)として計測記録回路1
30内にホールドする。このように、一度パラメ
ータSが求められると、CPU133は、連続的
に計測される血流速viに対して前記パラメータS
を乗ずることにより、連続的な心拍出量値COiを
得ることが可能となる。即ち、 COi=S・v =(S/K)(Ic 2・Rt)/(Tt−Tb)……(5) である。
とから、(4)式に従い血管断面積Sを求め、この値
Sを較正値(パラメータ)として計測記録回路1
30内にホールドする。このように、一度パラメ
ータSが求められると、CPU133は、連続的
に計測される血流速viに対して前記パラメータS
を乗ずることにより、連続的な心拍出量値COiを
得ることが可能となる。即ち、 COi=S・v =(S/K)(Ic 2・Rt)/(Tt−Tb)……(5) である。
第14図は、このCOiを計算してRAM132
に格納するCPU133の制御手順である。この
制御に入るまでに、初期心拍出量COの測定が既
に行なわれている。ステツプS81〜ステツプS85
は上述のパラメータSを求める制御である。
に格納するCPU133の制御手順である。この
制御に入るまでに、初期心拍出量COの測定が既
に行なわれている。ステツプS81〜ステツプS85
は上述のパラメータSを求める制御である。
ステツプS80で測定装置100が連続モードに
あるか調べる。このモードへはCONTINUOUS
スイツチ64を押すことにより移行する。連続モ
ードであれば、ステツプS81で、ローカルCPU1
05に対して光通信路を介してサーミスタ1の加
熱を指示する。ステツプS82では、サーミスタ
1が加熱と冷却の熱平衡に達するのを待つ。やが
て、ローカルCPUからは、Tt,Rt,Tb等が送ら
れてきて、第11図のフローチヤートにより
RAM132に時間順に格納する。そこで一定時
間経過したときの時間tに従つてRCポインタ1
61により、RAM132内のデータをアクセス
する。ステツプS84では(3)式に基づいて初期血流
速vを演算し、ステツプS85では(4)式に従つて、
初期心拍出量値COと血流速vとの関係からパラ
メータSを求める。こうして、連続的なCOi測定
の準備が整つた。以下の制御は、最初のCOiと任
意の時刻とのCOiの計算において、共通するの
で、任意の時刻のviに対するCOiの計算制御とし
て説明する。
あるか調べる。このモードへはCONTINUOUS
スイツチ64を押すことにより移行する。連続モ
ードであれば、ステツプS81で、ローカルCPU1
05に対して光通信路を介してサーミスタ1の加
熱を指示する。ステツプS82では、サーミスタ
1が加熱と冷却の熱平衡に達するのを待つ。やが
て、ローカルCPUからは、Tt,Rt,Tb等が送ら
れてきて、第11図のフローチヤートにより
RAM132に時間順に格納する。そこで一定時
間経過したときの時間tに従つてRCポインタ1
61により、RAM132内のデータをアクセス
する。ステツプS84では(3)式に基づいて初期血流
速vを演算し、ステツプS85では(4)式に従つて、
初期心拍出量値COと血流速vとの関係からパラ
メータSを求める。こうして、連続的なCOi測定
の準備が整つた。以下の制御は、最初のCOiと任
意の時刻とのCOiの計算において、共通するの
で、任意の時刻のviに対するCOiの計算制御とし
て説明する。
ステツプS86で、連続モードが解除されていな
いかを確認する。これは、血管断面積を表わすパ
ラメータ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をパラメータとしてホール
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
適宜に熱希釈法により初期心拍出量COを計測し、
次の連続的なCOiの計測に備えるものである。
いかを確認する。これは、血管断面積を表わすパ
ラメータ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をパラメータとしてホール
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
適宜に熱希釈法により初期心拍出量COを計測し、
次の連続的なCOiの計測に備えるものである。
連続モードが解除されない限り、ステツプS87
へ進み、 COi=vi・S を演算する。ステツプS88では、12時間分の経過
を再生する(第8図)ときのために、viとCOiの
3分間の平均値を演算する。これらの値は、
RAM132内の領域132cに格納する。そし
て、ステツプS90では、次のCOiを演算するため
に、RCポインタを1インクリメントする。
へ進み、 COi=vi・S を演算する。ステツプS88では、12時間分の経過
を再生する(第8図)ときのために、viとCOiの
3分間の平均値を演算する。これらの値は、
RAM132内の領域132cに格納する。そし
て、ステツプS90では、次のCOiを演算するため
に、RCポインタを1インクリメントする。
こうして、Tt,Rt,Rb等が送られてくる毎に、
COi等を連続的に演算することができる。かくし
て、血流速viのみの測定で、心拍出量COiが測定
できた。
COi等を連続的に演算することができる。かくし
て、血流速viのみの測定で、心拍出量COiが測定
できた。
<データの記録>
本測定装置には、第4図、第5図の熱希釈曲線
の記録及び熱希釈数値の記録の他に、COiの連続
測定に並行しての測定値をプロツタ50に出力る
連続記録機能(スイツチ56による)、過去30分
間の測定値をプロツタ50に出力する記録再生機
能(スイツチ55による)、過去12時間の測定値
(3分間毎の平均値)をプロツタ50に出力する
経過図出力機能(スイツチ54による)等の出力
機能がある。
の記録及び熱希釈数値の記録の他に、COiの連続
測定に並行しての測定値をプロツタ50に出力る
連続記録機能(スイツチ56による)、過去30分
間の測定値をプロツタ50に出力する記録再生機
能(スイツチ55による)、過去12時間の測定値
(3分間毎の平均値)をプロツタ50に出力する
経過図出力機能(スイツチ54による)等の出力
機能がある。
連続記録及び記録再生による出力様式は、第6
図(紙送り速度10ms/分)、第7図(20ms/
時)に示す通りである。
図(紙送り速度10ms/分)、第7図(20ms/
時)に示す通りである。
第8図に経過図の出力様式を示す。この経過図
では、3時間毎にCO(=COi)と血液温度BT(=
Tb)の値をグラフと共に記録する。
では、3時間毎にCO(=COi)と血液温度BT(=
Tb)の値をグラフと共に記録する。
さて、このような記録は連続モード
(CONTINUOUSインデイケータ64が点灯して
いるとき)行なわれるものであるから、プロツタ
50への出力と並行して、ローカルCPU105
からのデータ取込み、COi等の演算/記憶等を行
なわなくてはならない。この制御のために、
RAM132へのアクセスは、第10B図に示す
ように、プロツタ出力にはPCポインタ162を、
データ取込みにはSCポインタ160を、演撒/
記憶にはRCポインタ160を用いている。
(CONTINUOUSインデイケータ64が点灯して
いるとき)行なわれるものであるから、プロツタ
50への出力と並行して、ローカルCPU105
からのデータ取込み、COi等の演算/記憶等を行
なわなくてはならない。この制御のために、
RAM132へのアクセスは、第10B図に示す
ように、プロツタ出力にはPCポインタ162を、
データ取込みにはSCポインタ160を、演撒/
記憶にはRCポインタ160を用いている。
<注入液温度の代用>
注入される指示液体は氷冷された容器に入れら
れているので、その温度は氷冷温度によつてほと
んど決定されるといつてよい。従つて、この氷冷
温度が既知であるとき(例えば、零度)は、その
温度をもつて指示液体温度とみなして差し支えな
い。
れているので、その温度は氷冷温度によつてほと
んど決定されるといつてよい。従つて、この氷冷
温度が既知であるとき(例えば、零度)は、その
温度をもつて指示液体温度とみなして差し支えな
い。
そのために、本測定装置では温度プローブ12
が接続されていないときは、そのことを検知して
スイツチ75にて設定されている温度を液体温度
Tiとみなして初期心拍出量COの計算に使う。そ
こで、温度プローブ12のサーミスタ12aは定
電圧回路101に接続されているから、注入液温
度検知回路102はサーミスタ12a流れる電流
を零と検出する。この零電流に対応するEiをロー
カルCPU105が受けると、このローカルCPU
はメンインCPU133に対して、その旨の信号
を送る。若しくは、CPU105はこの零電流に
対応するEiを温度Tiに変換するときに有り得ない
数値に変換して、メインCPU133に送るよう
にする。これらにより、CPU133は温度プロ
ーブ12の未接続を検知できる。
が接続されていないときは、そのことを検知して
スイツチ75にて設定されている温度を液体温度
Tiとみなして初期心拍出量COの計算に使う。そ
こで、温度プローブ12のサーミスタ12aは定
電圧回路101に接続されているから、注入液温
度検知回路102はサーミスタ12a流れる電流
を零と検出する。この零電流に対応するEiをロー
カルCPU105が受けると、このローカルCPU
はメンインCPU133に対して、その旨の信号
を送る。若しくは、CPU105はこの零電流に
対応するEiを温度Tiに変換するときに有り得ない
数値に変換して、メインCPU133に送るよう
にする。これらにより、CPU133は温度プロ
ーブ12の未接続を検知できる。
第15図にこの制御手順を示す。第13図の、
メインCPU133がRAM132内からTiを読出
すというステツプS52の代りに、第15図のステ
ツプS100で、ローカルCPU105から送られて
きたTiはプローブ12が未接続であることを示す
データであるかを判断する。接続状態を示すデー
タであれば、ステツプS101で、このRAM132
内のTiを測定に用いる。未接続であれば、ステツ
プS102、スイツチ75に設定されたデータをTi
として取込む。
メインCPU133がRAM132内からTiを読出
すというステツプS52の代りに、第15図のステ
ツプS100で、ローカルCPU105から送られて
きたTiはプローブ12が未接続であることを示す
データであるかを判断する。接続状態を示すデー
タであれば、ステツプS101で、このRAM132
内のTiを測定に用いる。未接続であれば、ステツ
プS102、スイツチ75に設定されたデータをTi
として取込む。
<心拍出量の相対変化の測定>
以上述べてきた測定装置の実施例は、熱希釈法
により実際に初期心拍出量値COを求め、このCO
と初期血流速vとの関係からパラメータSを求
め、以後は、任意時刻の血流速viを測定するのみ
で、連続的に心拍出量COiが求められるところに
特徴がある。即ち、 COi∝vi であり、viの変化はCOiの相対的変化を反映する。
そこで、viの変化を記録すれば、それはそのまま
COiの相対的変化を記録したことになる。一方、
上記パラメータSは被験者が同じであり、しかも
測定者が測定に周知したものであればその大体の
値が分つている。そこで、本実施例の測定装置で
は、この大体のパラメータSをスイツチ62から
「初期CAL値」として入力するようにして、熱希
釈による初期心拍出量値COの測定を省くことも
可能なようにしている。
により実際に初期心拍出量値COを求め、このCO
と初期血流速vとの関係からパラメータSを求
め、以後は、任意時刻の血流速viを測定するのみ
で、連続的に心拍出量COiが求められるところに
特徴がある。即ち、 COi∝vi であり、viの変化はCOiの相対的変化を反映する。
そこで、viの変化を記録すれば、それはそのまま
COiの相対的変化を記録したことになる。一方、
上記パラメータSは被験者が同じであり、しかも
測定者が測定に周知したものであればその大体の
値が分つている。そこで、本実施例の測定装置で
は、この大体のパラメータSをスイツチ62から
「初期CAL値」として入力するようにして、熱希
釈による初期心拍出量値COの測定を省くことも
可能なようにしている。
<その他の希釈法への応用>
上述した実施例の連続的な心拍出量測定は、今
までの説明から明らかなように、一度、初期心拍
出量COが何等かの方法で測定されれば、それか
ら、パラメータSを測定/保持し、以後は、血流
速viを測定するのみで、連続的に心拍出量COiが
求められるところに特徴がある。従つて、本発明
においては、上記実施例のような熱希釈法による
測定で最初の心拍出量COを得るものに限られず、
例えば、色素希釈放、電解質希釈法等によつて最
初の心拍出量COを得るようにすることもできる。
この場合、色素希釈法では、血流中の色素量は例
えば耳たぶ等で照度変化を測定することにより、
電解質希釈法では、カテーテルに設けられた二本
の電極により血液の抵抗値変化を測定することに
より、心拍出量COを得る。
までの説明から明らかなように、一度、初期心拍
出量COが何等かの方法で測定されれば、それか
ら、パラメータSを測定/保持し、以後は、血流
速viを測定するのみで、連続的に心拍出量COiが
求められるところに特徴がある。従つて、本発明
においては、上記実施例のような熱希釈法による
測定で最初の心拍出量COを得るものに限られず、
例えば、色素希釈放、電解質希釈法等によつて最
初の心拍出量COを得るようにすることもできる。
この場合、色素希釈法では、血流中の色素量は例
えば耳たぶ等で照度変化を測定することにより、
電解質希釈法では、カテーテルに設けられた二本
の電極により血液の抵抗値変化を測定することに
より、心拍出量COを得る。
即ち、の補正定数Aのもととなるデータ量
(例えば、Fr、ml)の入力機能は、カテーテルを
用いる指示薬希釈法一般にも適用できる。また、
の自動測定開始機能は、上記の照度変化、抵抗
値変化の変化点をとらえることにそのまま適応さ
れる。また、の心拍出量の連続測定機能は一般
的な指示薬希釈法により得られた初期心拍出量
COに基づいてパラメータSを求め、その上で任
意の時刻の血流速viからCOiを計算することにも
適用可能である。
(例えば、Fr、ml)の入力機能は、カテーテルを
用いる指示薬希釈法一般にも適用できる。また、
の自動測定開始機能は、上記の照度変化、抵抗
値変化の変化点をとらえることにそのまま適応さ
れる。また、の心拍出量の連続測定機能は一般
的な指示薬希釈法により得られた初期心拍出量
COに基づいてパラメータSを求め、その上で任
意の時刻の血流速viからCOiを計算することにも
適用可能である。
更に他の変形、修正として、温度プローブ12
の接続の検知として次のような機能を提案する。
則ち、測定装置本体のプローブのコネクタ16を
接続する部分に付勢された突起を設ける。コネク
タ16を接続すると、この突起は押されて引つ込
む。突起が押されると、突起の端部が測定回路1
20に、例えば接地信号を与えるようにしてお
く。測定回路120は、この接地信号の有無で、
プロブ12の接続/未接続を判断できる。尚、上
記突起は、その端部以外は回路120とは電気的
に絶縁されている。これは、回路120全体を電
気的に浮かしておくためである。
の接続の検知として次のような機能を提案する。
則ち、測定装置本体のプローブのコネクタ16を
接続する部分に付勢された突起を設ける。コネク
タ16を接続すると、この突起は押されて引つ込
む。突起が押されると、突起の端部が測定回路1
20に、例えば接地信号を与えるようにしてお
く。測定回路120は、この接地信号の有無で、
プロブ12の接続/未接続を判断できる。尚、上
記突起は、その端部以外は回路120とは電気的
に絶縁されている。これは、回路120全体を電
気的に浮かしておくためである。
又他の変形例として、サーミスタ1による血液
流速測定は定電流下での熱平衡、即ち、サーミス
タ抵抗変化を電圧などで検出するなみならず、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、その電流を制御する方法などで
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。
流速測定は定電流下での熱平衡、即ち、サーミス
タ抵抗変化を電圧などで検出するなみならず、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、その電流を制御する方法などで
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。
以上第1A図〜第15図を参照して説明した心
拍出量の測定装置は、血管中に指示液体を注入す
る手段としてのカテーテルと、注入された指示液
体により希釈された血液に関連したデータ(例え
ば、血液温度)を検知し出力する血液データ検知
手段としてのサーミスタ1,2、温度検知回路1
13,115等と、血液データと所定の基準血液
データとの差分値を積分する積分手段としての
CPU133と、注入手段としてのカテーテルを
規定する複数のパラメータを個々に独立して設定
し入力する入力手段としてのスイツチ59,60
と、注入手段としてのカテーテルを介して注入さ
れる指示液体の量及び温度を補正するための補正
値を記憶するメモリ131(第12図)と、前記
積分値と前記メモリから読みだした補正値とに基
づいて心拍出量を演算する心拍出量演算手段とし
てのCPU133とを備える。
拍出量の測定装置は、血管中に指示液体を注入す
る手段としてのカテーテルと、注入された指示液
体により希釈された血液に関連したデータ(例え
ば、血液温度)を検知し出力する血液データ検知
手段としてのサーミスタ1,2、温度検知回路1
13,115等と、血液データと所定の基準血液
データとの差分値を積分する積分手段としての
CPU133と、注入手段としてのカテーテルを
規定する複数のパラメータを個々に独立して設定
し入力する入力手段としてのスイツチ59,60
と、注入手段としてのカテーテルを介して注入さ
れる指示液体の量及び温度を補正するための補正
値を記憶するメモリ131(第12図)と、前記
積分値と前記メモリから読みだした補正値とに基
づいて心拍出量を演算する心拍出量演算手段とし
てのCPU133とを備える。
CPU133は、ステツプS53〜ステツプS64に
おいて、特に、ステツプS56において積分を実行
する。CPU133はステツプS53〜ステツプS64
において、特にステツプS64において心拍出量の
演算を行なう。
おいて、特に、ステツプS56において積分を実行
する。CPU133はステツプS53〜ステツプS64
において、特にステツプS64において心拍出量の
演算を行なう。
第12図のメモリ131に記憶された補正値テ
ーブルは、スイツチ59,60を介して入力され
たカテーテルの内径と指示液体の注入量をアドレ
スとして、前もつて計算され記憶しおいた補正値
Aを出力する。カテーテルの内径と指示液体の注
入量は、カテーテルのデツドボリユームに影響す
る。そして、指示液体の比熱Ciと温度Tiを捨象
すれば、カテーテルのデツドボリユームと指示液
体の注入量とで、指示液体の熱量が規定される。
即ち、メモリ131は、注入手段を介して注入さ
れる指示液体の量及び温度を補正するための補正
値を記憶するメモリである。
ーブルは、スイツチ59,60を介して入力され
たカテーテルの内径と指示液体の注入量をアドレ
スとして、前もつて計算され記憶しおいた補正値
Aを出力する。カテーテルの内径と指示液体の注
入量は、カテーテルのデツドボリユームに影響す
る。そして、指示液体の比熱Ciと温度Tiを捨象
すれば、カテーテルのデツドボリユームと指示液
体の注入量とで、指示液体の熱量が規定される。
即ち、メモリ131は、注入手段を介して注入さ
れる指示液体の量及び温度を補正するための補正
値を記憶するメモリである。
[発明の効果]
以上説明したように本発明の心拍出量の測定装
置は、血管中に指示液体を注入する注入手段と、
血管中に注入された指示液体により希釈された血
液に関連したデータを検知し出力する血液データ
検知手段と、各時刻における上記血液データと所
定の基準血液データとの差分値を積分する積分手
段と、前記注入手段を規定する複数のパラメータ
を個々に独立して設定し入力する入力手段と、前
記注入手段を介して注入される指示液体の量及び
温度を補正するための補正値を記憶するメモリで
あつて、前記注入手段を規定する複数のパラメー
タをアドレス入力とし、それらの複数のパラメー
タに対応する前記補正値を前もつて求めて記憶す
るメモリと、前記積分値と前記入力手段を介して
入力されたパラメータをアドレスとして前記メモ
リから読みだした補正値とに基づいて心拍出量を
演算する心拍出量演算手段とからなることを特徴
とする。
置は、血管中に指示液体を注入する注入手段と、
血管中に注入された指示液体により希釈された血
液に関連したデータを検知し出力する血液データ
検知手段と、各時刻における上記血液データと所
定の基準血液データとの差分値を積分する積分手
段と、前記注入手段を規定する複数のパラメータ
を個々に独立して設定し入力する入力手段と、前
記注入手段を介して注入される指示液体の量及び
温度を補正するための補正値を記憶するメモリで
あつて、前記注入手段を規定する複数のパラメー
タをアドレス入力とし、それらの複数のパラメー
タに対応する前記補正値を前もつて求めて記憶す
るメモリと、前記積分値と前記入力手段を介して
入力されたパラメータをアドレスとして前記メモ
リから読みだした補正値とに基づいて心拍出量を
演算する心拍出量演算手段とからなることを特徴
とする。
カテーテル等の注入手段を規定するパラメータ
は、そのパラメータ値を入力手段を介して操作者
が入力できる。即ち、測定誤差の原因となる、例
えばカテーテル等の注入手段内の残留指示液体の
熱量に影響するパラメータを測定者にとつて現実
的な数値として入力できるようにしたことによ
り、従来あつたような補正定数の入力ミスを防止
できる。また、メモリには、このパラメータに基
づいて予め演算して求めておいた補正値を記憶し
ているので、補正値がたとえ演算時間のかかり非
線形演算でしか求めることができないような場合
でも、高速に補正値をメモリから読み出すことが
できる。
は、そのパラメータ値を入力手段を介して操作者
が入力できる。即ち、測定誤差の原因となる、例
えばカテーテル等の注入手段内の残留指示液体の
熱量に影響するパラメータを測定者にとつて現実
的な数値として入力できるようにしたことによ
り、従来あつたような補正定数の入力ミスを防止
できる。また、メモリには、このパラメータに基
づいて予め演算して求めておいた補正値を記憶し
ているので、補正値がたとえ演算時間のかかり非
線形演算でしか求めることができないような場合
でも、高速に補正値をメモリから読み出すことが
できる。
第1A図、第1B図、第1C図は夫々、実施例
に係る測定装置の平面図、正面図、背面図、第2
A図、第2B図、第2C図は夫々、実施例に係る
測定装置に用いられるカテーテルの全体斜視図、
要部断面図、開口断面図、第3図は実施例の測定
装置の操作手順を説明した手順図、第4図、第5
図は実施例装置により熱希釈法に基づいて心拍出
量を測定したときの、結果出力の例を示す図、第
6図〜第8図は、連続測定の結果を出力したとき
の出力例を示す図、第9図は測定装置の主要部分
の回路図、第10A図、第10B図は測定装置内
でのRAM管理の様子を説明する図、第11図、
第13A図、第13B図、第14図、第15図は
夫々、実施例に係る制御手順を示すフローチヤー
ト、第12図は補正定数Aを格納するテーブルを
示す図、第16図、第17図は従来の熱希釈法に
よる心拍出量測定の原理を説明する図である。 図中、1,2,12a……サーミスタ、4……
カテーテル、6,8,10,13,14……チユ
ーブ、7,9,11,15,16……コネクタ、
12……注入液温度プローブ、50……プロツ
タ、52,53,54,55,56,57,58
……スイツチ、59,60,61,62,75…
…設定入力スイツチ、64,65,66,67,
70,72……スイツチ/インデイケータ、68
……4桁LED表示器、69……3桁LED表示器、
71……LEDバーグラフ、73……カテーテル
接続コネクタ、74……温度プローブ接続コネク
タ、100……測定装置、101,112……定
電圧回路、111……定電流回路、102……注
入液温度検知回路、103……アナログスイツ
チ、104……A/D変換器、105,133…
…CPU、106,131……ROM、107,1
32……RAMである。
に係る測定装置の平面図、正面図、背面図、第2
A図、第2B図、第2C図は夫々、実施例に係る
測定装置に用いられるカテーテルの全体斜視図、
要部断面図、開口断面図、第3図は実施例の測定
装置の操作手順を説明した手順図、第4図、第5
図は実施例装置により熱希釈法に基づいて心拍出
量を測定したときの、結果出力の例を示す図、第
6図〜第8図は、連続測定の結果を出力したとき
の出力例を示す図、第9図は測定装置の主要部分
の回路図、第10A図、第10B図は測定装置内
でのRAM管理の様子を説明する図、第11図、
第13A図、第13B図、第14図、第15図は
夫々、実施例に係る制御手順を示すフローチヤー
ト、第12図は補正定数Aを格納するテーブルを
示す図、第16図、第17図は従来の熱希釈法に
よる心拍出量測定の原理を説明する図である。 図中、1,2,12a……サーミスタ、4……
カテーテル、6,8,10,13,14……チユ
ーブ、7,9,11,15,16……コネクタ、
12……注入液温度プローブ、50……プロツ
タ、52,53,54,55,56,57,58
……スイツチ、59,60,61,62,75…
…設定入力スイツチ、64,65,66,67,
70,72……スイツチ/インデイケータ、68
……4桁LED表示器、69……3桁LED表示器、
71……LEDバーグラフ、73……カテーテル
接続コネクタ、74……温度プローブ接続コネク
タ、100……測定装置、101,112……定
電圧回路、111……定電流回路、102……注
入液温度検知回路、103……アナログスイツ
チ、104……A/D変換器、105,133…
…CPU、106,131……ROM、107,1
32……RAMである。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1 血管中に指示液体を注入する注入手段と、 血管中に注入された指示液体により希釈された
血液に関連したデータを検知し出力する血液デー
タ検知手段と、 各時刻における上記血液データと、所定の基準
血液データとの差分値を積分する積分手段と、 前記注入手段から注入される指示液体の熱量を
規定する複数のパラメータを個々に独立して設定
し入力する入力手段と、 前記注入手段を介して注入される指示液体の量
及び温度を補正するための補正値を記憶するメモ
リであつて、前記注入手段を規定する複数のパラ
メータをアドレス入力とし、それらの複数のパラ
メータに対応する前記補正値を前もつて求めて記
憶するメモリと、 前記積分値と、前記入力手段を介して入力され
たパラメータをアドレスとして前記メモリから読
みだした補正値とに基づいて心拍出量を演算する
心拍出量演算手段とからなる心拍出量の測定装
置。 2 前記血液データ検知手段は温度センサを含
み、該血液データは血液温度に関連したデータで
ある事を特徴とする特許請求の範囲第1項に記載
の心拍出量の測定装置。 3 前記注入手段はカテーテルであり、前記複数
のパラメータは、前記カテーテルに注入される前
記指示液体の注入量及び、又は前記カテーテルの
外径または指示液体の温度である事を特徴とする
特許請求の範囲第1項に記載の心拍出量の測定装
置。 4 前記入力手段は数値入力キーを含む事を特徴
とする特許請求の範囲第1項に記載の心拍出量の
測定装置。
Priority Applications (9)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP62048821A JPS63216540A (ja) | 1987-03-05 | 1987-03-05 | 心拍出量の測定装置 |
PCT/JP1988/000239 WO1988006426A1 (en) | 1987-03-05 | 1988-03-04 | Apparatus for measuring cardiac output |
EP93119023A EP0599314B1 (en) | 1987-03-05 | 1988-03-04 | Apparatus for continuously measuring relative changes in cardiac output |
US07/415,298 US5046505A (en) | 1987-03-05 | 1988-03-04 | Apparatus and method for measuring cardiac output |
EP93119022A EP0596539B1 (en) | 1987-03-05 | 1988-03-04 | Apparatus for measuring cardiac output |
DE3853826T DE3853826T2 (de) | 1987-03-05 | 1988-03-04 | Messgerät zur messung des herzflusses. |
EP88902239A EP0374248B1 (en) | 1987-03-05 | 1988-03-04 | Apparatus for measuring cardiac output |
DE3856499T DE3856499T2 (de) | 1987-03-05 | 1988-03-04 | Vorrichtung zur kontinuierlichen Messung der relativen Änderung des Herzzeitvolumens |
DE3856390T DE3856390T2 (de) | 1987-03-05 | 1988-03-04 | Vorrichtung zur Messung des Herzzeitvolumens |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP62048821A JPS63216540A (ja) | 1987-03-05 | 1987-03-05 | 心拍出量の測定装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS63216540A JPS63216540A (ja) | 1988-09-08 |
JPH0467853B2 true JPH0467853B2 (ja) | 1992-10-29 |
Family
ID=12813886
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP62048821A Granted JPS63216540A (ja) | 1987-03-05 | 1987-03-05 | 心拍出量の測定装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPS63216540A (ja) |
Families Citing this family (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH0761323B2 (ja) * | 1989-10-16 | 1995-07-05 | テルモ株式会社 | 心拍出量測定装置 |
JP2511153B2 (ja) * | 1989-10-17 | 1996-06-26 | テルモ株式会社 | 心拍出量測定装置 |
KR102665182B1 (ko) * | 2017-03-21 | 2024-05-17 | 아비오메드, 인크. | 임베디드 서미스터를 갖는 카테터 장착 혈관 내 혈액 펌프로 심장을 연속적으로 지원하는동안 자연 심장 출력을 결정하는 시스템 및 방법 |
Citations (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS602234A (ja) * | 1983-06-17 | 1985-01-08 | 住友電気工業株式会社 | 色素濃度測定装置 |
JPS6034430A (ja) * | 1983-04-21 | 1985-02-22 | ザ・ボード・オブ・トラステイーズ・オブ・ザ・リーランド・スタンフオード・ジユニア・ユニヴアーシテイ | フロー測定方法および装置 |
JPS61125329A (ja) * | 1984-11-21 | 1986-06-13 | テルモ株式会社 | 心拍出量測定装置 |
-
1987
- 1987-03-05 JP JP62048821A patent/JPS63216540A/ja active Granted
Patent Citations (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS6034430A (ja) * | 1983-04-21 | 1985-02-22 | ザ・ボード・オブ・トラステイーズ・オブ・ザ・リーランド・スタンフオード・ジユニア・ユニヴアーシテイ | フロー測定方法および装置 |
JPS602234A (ja) * | 1983-06-17 | 1985-01-08 | 住友電気工業株式会社 | 色素濃度測定装置 |
JPS61125329A (ja) * | 1984-11-21 | 1986-06-13 | テルモ株式会社 | 心拍出量測定装置 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPS63216540A (ja) | 1988-09-08 |
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Legal Events
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