JPH0467855B2

JPH0467855B2 -

Info

Publication number: JPH0467855B2
Application number: JP62048824A
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: JPS63216537A

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、太腿静脈、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 ∫^∞ _pT_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、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
を用いた心拍出量測定方法は、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拍出量の
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、通常この指示液体は所定の温
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
も選択可能で、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。

［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、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、前記指示液体データ検知が検知した指示
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操作者による操作を介して選
択する選択手段と、前記選択手段が選択した一方
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事を特徴とす
る。

操作者は、正確な心拍出量が必要なときは指示
液体データ検知手段が検知した指示液体データ
を、絶対的な精度を要求されないときは入力手段
により入力した疑似データを用いて心拍出量を演
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は周知のブロツタである。このブ
ロツタ５０により測定結果等を出力する。５２，
５３、熱希釈法により初期心拍出量値COを測定
するときの、ブロツタ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はブロツタ５０の紙送り速度（20
mm／時と10mm／分）を指定する。

５４はCO₁等の12時間分の経過をブロツタ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CO₁等のデータを過去30
分間分だけブロツタ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
メモリスイツチであり、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エンデイケータ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ブローブ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v₁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等を略実時間的にブロ
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ブ
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
測定する時に、ブ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
り初期心拍出量値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。

：本装置は記録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CO₁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２
Ａ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、圧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２
５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、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２５、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２
０、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１
７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１９は、圧力検出口１
８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１〜２
cm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0.50^l×
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１
Ａ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１
２を測定装置本体１００に接続する。ステツプ
S2で、温度ブロープ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）内の注入指示液近傍体に積ける。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と表示となる。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、ブロツタ
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１
１を聞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）
に記載されつつ、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の変化がブロツタ５０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、ブロツ
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
タが得られたのならば、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６４を押すと、
CONTINUOUSインデイケータ６４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）がブロツタ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20
mm／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値計測のために熱希釈法
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と注入液温度ブローブ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、そしてブロー
プ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、ブロツタ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CPU１０５、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１
５０のコネクタ１５は本体１００のコネクタ７
３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１
１２及び血液の温度を計る温度検知回路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１１５により電圧E_tとして検
出される。注入温度プローブ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E_iとし
て検出される。こうして、ローカルCPU１０
５は、３つのサーミスタ１２ａ，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を駆動して、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RAM１
０７内に取込む。これらの電圧値はROM１０
６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、ボリング／セレクテイング
方式）は、ローカルCPU１０５とメインCPU
１３３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６９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，
１６１，１６２と前記３つの領域（１３２ａ，
１３２ｂ，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、
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、RAMI１３２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、ブ
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
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１
６０を用いる。

第１３Ａ，Ｂ図は初期心出量値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が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Σ△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
Σ△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RAM
１３２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
差が所定に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中に流出さ
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を引くときは、第１
２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Ｆ、各目の液体注
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、
各種サイズと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、Σ△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５
９，６０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
うにブロツタ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_c ²・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_c ²・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_c ²・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１３０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_c ²・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85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値をブロツタ５０に出力す
る連続記録機能（スイツチ５６による）、過去30
分間の測定値をブロツタ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）をブロツタ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、ブロツタ
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、ブロツタ出力には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、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で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では、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れ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
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、例えば設置信号を与えるようにしてお
く。設定回路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、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手段としてのカテ
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７
５と、前記指示液体データ検知手段が検知した指
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操作者による操作を介して
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64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、手動で入力したものを使うか自動で測定した
ものを使うかを判断する。即ち、CPU１３３に
プローグ１２が接続されているか否かを伝えるコ
ネクタ７４は操作者によるデータ入先を手段とし
ての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。

【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手段と、前記指示液体データ検知手段が検知した指示液
体データと前記入力手段から入力した疑似データ
のいずれか一方を操作者による操作を介して選択
する選択手段と、前記選択手段が選択し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。３前記選択手段は、前記指示液体データ検知手
段と入力手段のいずれか一方のみを指定して動作
させるスイツチ手段を具備す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。