JPH0467854B2 - - Google Patents
Info
- Publication number
- JPH0467854B2 JPH0467854B2 JP62048823A JP4882387A JPH0467854B2 JP H0467854 B2 JPH0467854 B2 JP H0467854B2 JP 62048823 A JP62048823 A JP 62048823A JP 4882387 A JP4882387 A JP 4882387A JP H0467854 B2 JPH0467854 B2 JP H0467854B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- data
- cardiac output
- temperature
- blood
- thermistor
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 claims description 92
- 239000007788 liquid Substances 0.000 claims description 72
- 239000008280 blood Substances 0.000 claims description 56
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 claims description 56
- 239000000523 sample Substances 0.000 claims description 30
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 22
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 claims description 12
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 claims description 12
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 57
- 238000000034 method Methods 0.000 description 38
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 description 33
- 210000001147 pulmonary artery Anatomy 0.000 description 19
- 230000008859 change Effects 0.000 description 18
- 239000007924 injection Substances 0.000 description 18
- 238000002347 injection Methods 0.000 description 18
- 238000003113 dilution method Methods 0.000 description 17
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 11
- 230000006870 function Effects 0.000 description 9
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 8
- 239000012530 fluid Substances 0.000 description 7
- 230000010354 integration Effects 0.000 description 7
- 230000004872 arterial blood pressure Effects 0.000 description 6
- 238000010438 heat treatment Methods 0.000 description 6
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 5
- 239000003792 electrolyte Substances 0.000 description 5
- 238000003825 pressing Methods 0.000 description 5
- 210000005245 right atrium Anatomy 0.000 description 5
- 230000005484 gravity Effects 0.000 description 4
- CDFKCKUONRRKJD-UHFFFAOYSA-N 1-(3-chlorophenoxy)-3-[2-[[3-(3-chlorophenoxy)-2-hydroxypropyl]amino]ethylamino]propan-2-ol;methanesulfonic acid Chemical compound CS(O)(=O)=O.CS(O)(=O)=O.C=1C=CC(Cl)=CC=1OCC(O)CNCCNCC(O)COC1=CC=CC(Cl)=C1 CDFKCKUONRRKJD-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 238000001816 cooling Methods 0.000 description 3
- 238000009792 diffusion process Methods 0.000 description 3
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 3
- 210000003191 femoral vein Anatomy 0.000 description 3
- WABPQHHGFIMREM-UHFFFAOYSA-N lead(0) Chemical compound [Pb] WABPQHHGFIMREM-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 238000011017 operating method Methods 0.000 description 3
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 3
- 238000002360 preparation method Methods 0.000 description 3
- 210000005241 right ventricle Anatomy 0.000 description 3
- 239000000243 solution Substances 0.000 description 3
- 210000003462 vein Anatomy 0.000 description 3
- CURLTUGMZLYLDI-UHFFFAOYSA-N Carbon dioxide Chemical compound O=C=O CURLTUGMZLYLDI-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 2
- 238000013500 data storage Methods 0.000 description 2
- 238000010790 dilution Methods 0.000 description 2
- 239000012895 dilution Substances 0.000 description 2
- 230000004217 heart function Effects 0.000 description 2
- 230000008676 import Effects 0.000 description 2
- 210000004731 jugular vein Anatomy 0.000 description 2
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 2
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 2
- 230000008569 process Effects 0.000 description 2
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 2
- 210000001631 vena cava inferior Anatomy 0.000 description 2
- 238000012935 Averaging Methods 0.000 description 1
- 230000002159 abnormal effect Effects 0.000 description 1
- 210000000709 aorta Anatomy 0.000 description 1
- 210000001367 artery Anatomy 0.000 description 1
- 230000001746 atrial effect Effects 0.000 description 1
- 230000036772 blood pressure Effects 0.000 description 1
- 238000009530 blood pressure measurement Methods 0.000 description 1
- 229910002092 carbon dioxide Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000001569 carbon dioxide Substances 0.000 description 1
- 238000007599 discharging Methods 0.000 description 1
- 239000003814 drug Substances 0.000 description 1
- 229940079593 drug Drugs 0.000 description 1
- 210000000624 ear auricle Anatomy 0.000 description 1
- 235000015243 ice cream Nutrition 0.000 description 1
- 208000015181 infectious disease Diseases 0.000 description 1
- 239000003978 infusion fluid Substances 0.000 description 1
- 210000003141 lower extremity Anatomy 0.000 description 1
- 238000007726 management method Methods 0.000 description 1
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 1
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 1
- 230000002093 peripheral effect Effects 0.000 description 1
- 239000002504 physiological saline solution Substances 0.000 description 1
- 230000037452 priming Effects 0.000 description 1
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 1
- 230000007704 transition Effects 0.000 description 1
- 210000001364 upper extremity Anatomy 0.000 description 1
- 210000002620 vena cava superior Anatomy 0.000 description 1
- 230000002861 ventricular Effects 0.000 description 1
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。
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。
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=Si・Ci・(Tb−Ti)・Vi/Sb・Cb・∫∞/p△Tbd
t……(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 ∫∞ p△Tbdt:熱希釈曲線の面積である。
t……(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 ∫∞ p△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]
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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
憶紙が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
憶紙が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と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。
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。
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、 ():計測されていく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、 ():計測されていく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。
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。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
Tbp)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。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
Tbp)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、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。
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。
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。
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。
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の表示は注入液温度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の表示は注入液温度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。
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。
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。
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。
が得られたならば、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(=Tb)、CO(=COi)、血流速v
(vi)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。
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
(vi)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。
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。
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1
15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10
2により電圧値Ei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1
15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10
2により電圧値Ei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。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
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/セレクテイング方式)
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、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
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。
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。
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。
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Tbpを検出する。ステツプS55で、△
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Tbpを検出する。ステツプS55で、△
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Tbp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Tbp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・∫∞/p△Tbd
t 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)/∫∞/p△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。
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・∫∞/p△Tbd
t 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)/∫∞/p△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、[△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。
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: Ic2・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: Ic2・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。
上記のことを式で表わすと次の(2)式になる。
Ic2・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)(Ic2・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から得られる血液温度
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Vp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と同様に定類項とし
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から得られる血液温度
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Vp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。
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・vi =(S/K)・(Ic2・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・vi =(S/K)・(Ic2・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
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
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、Tb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。
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。
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。
(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。
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に流れる電
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に流れる電
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で、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で、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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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 (1)
- 【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。
Priority Applications (9)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP62048823A JPS63216536A (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 |
---|---|---|---|
JP62048823A JPS63216536A (ja) | 1987-03-05 | 1987-03-05 | 心拍出量の測定装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS63216536A JPS63216536A (ja) | 1988-09-08 |
JPH0467854B2 true JPH0467854B2 (ja) | 1992-10-29 |
Family
ID=12813945
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP62048823A Granted JPS63216536A (ja) | 1987-03-05 | 1987-03-05 | 心拍出量の測定装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPS63216536A (ja) |
Families Citing this family (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH0775600B2 (ja) * | 1989-09-29 | 1995-08-16 | テルモ株式会社 | 心拍出量測定用カテーテル |
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 |
Citations (2)
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 |
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 JP62048823A patent/JPS63216536A/ja active Granted
Patent Citations (2)
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 |
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 |
---|---|
JPS63216536A (ja) | 1988-09-08 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
CA1327388C (en) | Noninvasive continuous mean arterial blood pressure monitor | |
US4841981A (en) | Catheters for measurement of cardiac output and blood flow velocity | |
US6558335B1 (en) | Wrist-mounted blood pressure measurement device | |
US6254544B1 (en) | Heart-function monitor apparatus | |
EP0599314B1 (en) | Apparatus for continuously measuring relative changes in cardiac output | |
JPH0562539B2 (ja) | ||
JPH0368690B2 (ja) | ||
US20020120204A1 (en) | Apparatus, computer program, central venous catheter assembly and method for hemodynamic monitoring | |
US11992292B2 (en) | Diagnostic systems and methods including temperature-sensing vascular devices | |
JPH02185232A (ja) | 生体情報計測装置 | |
US5383468A (en) | Cardiac output and right ventricular ejection fraction system | |
JPH0467856B2 (ja) | ||
JPH0467854B2 (ja) | ||
JPH0467853B2 (ja) | ||
JPH0467857B2 (ja) | ||
JPH0467855B2 (ja) | ||
JPS63216538A (ja) | 心拍出量の連続測定記録装置 | |
JP2017070817A (ja) | 医療システム及び医療システムに関する方法 | |
JP6077532B2 (ja) | 医療システム及び医療システムに関する方法 | |
JPH0761323B2 (ja) | 心拍出量測定装置 | |
JP2511153B2 (ja) | 心拍出量測定装置 | |
JPH0328926B2 (ja) | ||
JPS63216534A (ja) | 漏れ電流を自動認識する生体情報測定装置 | |
JPS63216533A (ja) | 生体情報測定装置 | |
JPH08266490A (ja) | 心室駆出率測定装置 |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |