JPH0467854B2

JPH0467854B2 -

Info

Publication number: JPH0467854B2
Application number: JP62048823A
Authority: JP
Inventors: Shigekazu Sekii; Makoto Ikeda; Koji Tsuchida
Original assignee: Terumo Corp
Current assignee: Terumo Corp
Priority date: 1987-03-05
Filing date: 1987-03-05
Publication date: 1992-10-29
Also published as: JPS63216536A

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。

［従来の技術］従来、心機能検査のために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。

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、その先端が肺動脈
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＝S_i・C_i・（T_b−T_i）・V_i／S_b・C_b・∫^∞／_p△T_bd
t……(1) ここで、 CO：心拍出量、S_i：注入液体の比重 C_i：注入液体の比熱、V_i：注入液体量 T_i：注入液体の温度、T_b：血液の温度 S_b：血液の比重、C_b：血液の比熱 ∫^∞ _p△T_bdt：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］さて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はサ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、カテーテルの外径（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。

一方、上記した熱希釈法もしくは指示薬希釈法
を用いた心泊出量測定方法は、心拍出量の測定が
指示液体の注入毎に間欠的に行なわれるものであ
るから、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
し、それとともに、液体注入操作に伴つた感染の
危険性も増大し、好ましくない。

かかる従来の単発的な測定しか可能でない指示
薬希釈法、特に熱希釈法に従つた心拍出量測定に
伴なう不利益を解消するために、本発明の出願人
は、特願昭59−244586号（特開昭61−125329号）
に、連続的な心拍出量測定を可能にした全く新規
な心拍出量の測定装置を提案した。

さて、前述した熱希釈法に基づいた心泊出量の
測定では、注入される指示液体の温度を測定する
ようにしているが、通常この表示液体は所定の温
度に保たれる氷剤若しくは温剤溶液につけられ
る。従つて、手慣れた測定者であれば又は絶対的
に正確な心拍出量の測定が必要でないのであれ
ば、上記の溶液温度を指示液体温度Tiとみなし
ても構わない場合がある。みなす事が可能なら
ば、指示液体温度の測定作業は不要となり、心拍
出量の測定作業が効率化する。

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、指示液体デ
ータの実際の測定もまたその指示液体の疑似デー
タの入力も可能で、実測定データと疑似データと
を選択可能で、選択された一方のデータを用いて
心拍出量の演算を行なうことのできる操作性のよ
い心拍出量の測定装置を提案するところにある。
本発明の測定装置は、指示液体に関するデータを
検出するプローブが測定装置本体に接続されてい
るか否かを自動的に検出し、この検出に応じて実
測定データと疑似データとを自動的に使い分ける
ことにより操作性をより向上したものである。

［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心拍出量の
測定装置の構成は、測定装置の本体に脱着可能で
あり、血管中に注入する前の指示液体に関連した
データを検知する指示液体データ検知プローブと
血管中に注入された指示液体により希釈された血
液データを検知して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、
任意のデータを設定して前記指示液体に関連した
データの疑似値として入力する入力手段と、前記
プローブがこの測定装置の本体に接続されている
か否かを判断し、接続されていない場合には前記
入力手段からの疑似データとして入力されたデー
タを選択し、接続されている場合には前記指示液
体データ検知手段が出力した指示液体データを選
択する選択手段と、上記選択された一方のデータ
と前記積分値とに基づいて心拍出量を演算する心
拍出量演算手段とを備えたことを特徴とする。

操作者は、正確な心拍出量が必要でないときは
プローブを外し、必要なときはプローブを接続す
る。選択手段がプローブの接続状態から操作者の
意図を認識し、自動的にいずれか一方のデータを
選択する。選択されたデータを用いて心拍出量演
算手段は心拍出量を演算する。

［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。

［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。

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v_iを測定するのみで、こ
の血流速v_iとパラメータＳとから、任意の時刻に
おける心拍出量CO_i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T_b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CO_i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CO_i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
憶紙が６cmほどフイードされる。５６はCO_i、
T_b、V_i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T_bとするか、指
示液体の温度T_iと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、初期心拍出量値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値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T_b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。

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T_b、
血流速v_i心拍出量CO_i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。

：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T_b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T_i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、CO_i、血液
温度T_b、血流速v_i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、 ()：計測されていくCO_i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
CO_i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CO_i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、無騒音を必要とする患者のデ
ータを測定す時に、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v_iとから、連続
的にCO_iを求めることができる。CO_i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T_bの変化を目で確認できる。特に、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
T_bp）と、最高温度T_bnax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。

：本測定装置１００以外の外部の測定装置に、
CO_i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CO_i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T_b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（v_i）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T_b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、頸静脈、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、右心室を経て肺
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、未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図に示すように、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
テーテルについては詳細に説明する。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。

実施例のカテーテルで用いるサーミスタ１の特
性は、B_25-45＝3500K、Ｒ（37）＝1000Ωであり、
その大きさは、1.18¹×0.4^w×0.15^t（単位はmm）で
ある。サーミスタ２の特性は、B_25-45＝3980K、
Ｒ（37）＝40KΩ、その大きさは0.50¹×0.16^w×0.15^t
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。

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。

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CO_i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T_b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の表示は注入液温度T_iの表示
となる。尚、このT_i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T_bの表示がなされる。このように自動的にT_b
の表示に戻るようにしたのも、操作者にとつて
は、T_b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T_b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が点灯するのを待つ。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T_b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T_b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T_b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T_b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T_b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（＝T_b）、カテーテル内径
CAT（＝Fr）、指示液体注入量IV（＝V_i）、心係数
CI（＝CO／BSA）、注入液温度IT（＝T_i）、そして
登録されたことを示す＊＊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）により確認できる。

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。

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。

以上のようにして、十分信頼できるCOデータ
が得られたならば、次に、いよいよ連続のCO_i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６
４を押すと、CONTINUOUS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（＝T_b）、CO（＝CO_i）、血流速ｖ
（v_i）がプロツタ５０上に出力される。第６図は
10mm／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、その時刻近辺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
ータに変換して、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CO_i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のを実行する。測定
回路１２０の制御を行なうのはローカルCPU１
０５、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。

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E_b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I_c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１
１５により電圧E_t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１０
２により電圧値E_iとして検出される。こうして、
ローカルCPU１０５は、３つのサーミスタ１２
ａ，１，２からの出力電圧E_i、E_t、E_bを、注入液
の温度T_i、サーミスタ１の抵抗R_t、サーミスタ
１の温度T_t、血液温度T_bに変換する。

この動作を更に詳しく説明する。ローカル
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、時分割により
E_i、E_t、E_b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R_tは R_t＝E_t／I_c により計算される。ここで、I_c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T_i、R_t、T_t、T_b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／セレクテイング方式）
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T_i、サーミスタ１
の抵抗R_t、サーミスタ１の温度T_t、血液温度T_b
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（v_i）、連続心拍出量
CO_i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T_i→T_b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T_b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CO_i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CO_i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
１，１６２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がローカルCPU
１０５から測定データを受けとり、RAM１３２
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１６０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。

先ず、ステツプS40で、測定装置のREADY状
態を確認する。この状態は、少なくとも装置全体
でハード的な障害を発生していないことを前提と
し、血液温度T_b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RTC１４７
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T_i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T_b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T_bpを検出する。ステツプS55で、△
T_b（第１７図）を算出する。ステツプS56では
［△T_b（積分）を計算する。

ステツプS57とステツプS58は、T_bのノイズに
より△T_b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△
T_bは以前の△T_b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［△T_bをクリア
する。ステツプS57で△T_b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T_bp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T_b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T_b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T_b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
から得るためにある。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T_b（ｎ）を求める。ステツプS46で、前
回の移動平均値T_b（ｎ−１）との差を求める。こ
の差が所定の閾値以上であるときは、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T_b（ｎ）を前回の平均値T_b（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＝S_i・C_i・（T_b−T_i）・V_i／S_b・C_b・∫^∞／_p△T_bd
t ここで、 CO：心拍出量、S_i：注入液体の比重 C_i：注入液体の比熱、V_i：注入液体量 T_i：注入液体の温度、T_b：血液の温度 S_b：血液の比重、C_b：血液の比熱である。上記式は CO＝Ａ・（T_b−T_i）／∫^∞／_p△T_bdt となる。ここで、Ａ＝S_i・C_i・V_i／S_b・C_b である。この補正定数Ａ中で、S_i、S_b、C_b、C_i等
は固定であるが、V_i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V_iはあくま
でも各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。上記のテ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、［△T_b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
いるテーベル（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いて、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CO_iの測定］先ず、連続的にCO_iを計算できる原理を説明す
る。サーミスタ１の抵抗値をR_t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I_c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： I_c2・R_t 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T_b、加熱
されたサーミスタ温度をT_t、比例定数をＫとす
ると、Ｋ・ｖ・（T_t−T_b）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。

上記のことを式で表わすと次の(2)式になる。

I_c2・R_t＝Ｋ・ｖ・（T_t−T_b） ……(2) (2)式から、血流速ｖを求める(3)式が導かれる。

ｖ＝（１／Ｋ）（I_c2・R_t）／（T_t−T_b）……(3) 即ち、サーミスタ１から得られるデータR_t、
T_t、そしてサーミスタ２から得られる血液温度
T_b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V_p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号に述べられている。又、なお、定
電流値I_c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と同様に定類項とし
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COと初期血流速値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v_i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CO_iを
得ることが可能となる。即ち、 CO_i＝Ｓ・v_i ＝（Ｓ／Ｋ）・（I_c2・R_t）／（T_t−T_b） ……(5) である。

第１４図は、このCO_i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。

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、T_t、R_t、t_b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
１６１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CO_i
測定の準備が整つた。以下の制御は、最初のCO_i
と任意の時刻とのCO_iの計算において、共通する
ので、任意の時刻のV_iに対するCO_i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CO_i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、 CO_i＝v_i・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、v_iとCO_i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CO_i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、T_t、R_t、T_b等が送られてくる毎に、
CO_i等を連続的に演算することができる。かくし
て、血流速v_iのみの測定で、心拍出量CO_i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、CO_iの連続
測定に並行しての測定血をプロツタ５０に出力す
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。

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（＝CO_i）と血液温度BT（＝
T_b）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、CO_i等の演算／記録等を行
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、演算／
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。

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
T_i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に流れる電
流を零と検出する。この零電流に対応するE_iをロ
ーカルCPU１０５が受けると、このローカル
CPUはメイン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E_iを温度T_i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T_i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T_i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T_iを測定に用いる。未接続であれば、ステツ
プS102で、スイツチ７５に設定されたデータを
T_i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v_iを測定するのみ
で、連続的に心拍出量CO_iが求められるところに
特徴がある。即ち、 CO_i∝v_i であり、v_iの変化はCO_iの相対的変化を反映する。
そこで、v_iの変化を記録すれば、それはそのまま
CO_i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v_iを測定するのみで、連続的に心拍出量CO_i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、色素希釈法、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、血液中の色素量は例
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用さ
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v_iからCO_i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構を提案する。
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。

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、装置本体に脱着可能であり
指示液体に関連したデータを検知する指示液体デ
ータ検知プローブとしてのカテーテル１２とサー
ミスタ１２ａと、血液データを検知して出力する
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１１３，１１５等と、血液データの
差分値を積分する積分手段としてのCPU１３３
と、指示液体に関連したデータの疑似値を入力す
る入力手段としてのスイツチ７５と、前記指示液
体データ検知プローブが検知した指示液体データ
と前記入力手段から入力した疑似データのいずれ
か一方を自動的に選択する選択手段としての
CPU１３３ならびにコネクタ７４と、心拍出量
を演算する心拍出量演算手段としてのCPU１３
３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。CPU１３３は、第１５図のステ
ツプS100において、操作者がTiプローブを引き
抜いたか否かを検出する事により指示薬温度デー
タを、手動で入力した疑似データを使うか自動で
測定した指示液データを使うかを判断する。即
ち、CPU１３３にプローブ１２が接続されてい
るか否かを操作者の手を介することなく判断する
第１５図の制御手順は選択手段を構成する。

［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
置によれば、正確な指示液体に関連する、例えば
温度のデータ等を測定する必要のない場合には、
実際の指示液体のデータに近いデータ値を例えば
スイツチ等から代わりに設定入力して、熱希釈法
に基づいた心拍出量を測定することができ、操作
性が向上する。しかも、どちらのデータを用いる
かは装置が自動的に判断するので、測定効率は向
上する。

【図面の簡単な説明】

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、実施例の測定
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１
３Ａ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

【特許請求の範囲】１測定装置の本体に脱着可能な、血管中に注入
する前の指示液体に関連したデータを検知する指
示液体データ検知プローブと、血管中に注入された指示液体により希釈された
血液データを検知して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、任意のデータを設定して前記指示液体に関連し
たデータの疑似値として入力する入力手段と、前記プローブがこの測定装置の本体に接続され
ているか否かを判断し、接続されていない場合に
は前記入力手段からの疑似データとして入力され
たデータを選択し、接続されている場合には前記
指示液体データ検知手段が出力した指示液体デー
タを選択する選択手段と、上記選択された一方のデータと前記積分値とに
基づいて心拍出量を演算する心拍出量演算手段と
を備えた心拍出量の測定装置。２前記指示液体データは、前記指示液体の温度
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。