JPS62207435A - 心拍出量測定用カテ−テル - Google Patents

心拍出量測定用カテ−テル

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JPS62207435A
JPS62207435A JP61048681A JP4868186A JPS62207435A JP S62207435 A JPS62207435 A JP S62207435A JP 61048681 A JP61048681 A JP 61048681A JP 4868186 A JP4868186 A JP 4868186A JP S62207435 A JPS62207435 A JP S62207435A
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catheter
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Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 ■９発明の背景 （１）技術分野 本発明は心機能検査を行う場合に用いられる心拍出量測
定装置に接続される心拍出量測定用カテーテルに関する
ものである。
（２）先行技術およびその問題点 従来、心機能検査のため右心カテーテル法によって心拍
出量を測定するには指示薬希釈法が用いられているが、
指示薬希釈法の一方法である熱希釈法について以下に説
明する。
右心カテーテル法では、頚静脈、大腿静脈、肘帯静脈等
よりカテーテル４が導管され、上大静脈あるいは工大静
脈、右心房、右心室を経てその先端が肺動脈に位置する
よう留置される（第５図）。カテーテル４には右心房に
位置するように吐出口３と肺動脈に位置するようにサー
ミスタ１が配置されている。いま吐出口３より血液温度
より高温もしくは低温の液体が注入されると、液体の温
度が右心房、右心室において拡散され、希釈される。こ
の希釈された温度を肺動脈に位置したサーミスタ１によ
って検知し、その希釈曲線（時間に対する温度変化の図
）（第６図）の面積等からスチュワート・ハミルトン法
による（１）式によって心拍出量を算出する。
ここで、 Ｃ，Ｏ，：心拍出量、Ｓｉ：注入液体の比重Ｃ１：注入
液体の比熱、ｖｌ：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 △Ｔｂｄｔ：熱希釈曲線の面積である。
しかし、上記した熱希釈法もしくは指示薬希釈法を用い
た心拍出量測定装置は、測定が間欠的であり、連続的な
心拍出量の計測には使用できない。また頭囲にわたって
測定しようとすると、注入する液体の総量が増え、被験
者の負担が増大するとともに、操作による感染の危険性
も増大し、好ましくない。
ＩＩ　、発明の目的 本発明は以上述べたような従来の問題点に鑑みてなされ
たものであり、その目的は心拍出量の連続的な計測が、
可能で、かつ被験者の負担軽減及び感染の危険性の減少
が図られる心拍出量測定装置に好適な心拍出量測定用カ
テーテルを提案することにある。
より具体的には熱希釈心拍出量測定用及び血流速測定用
に適用可能な検出素子を備え、心拍出量算出のためのパ
ラメータを前者から求めることが可能な心拍出量測定用
カテーテルを提案することにある。
■０発明の構成 上記゛目的を達成するために本発明は以下の構成からな
る。
すなわち、熱希釈法による心拍出量測定のために液体の
吐出が行なわれる開口部と、該開口部より所定長離間し
た位置に配設された熱希釈心拍出量測定用の検出素子及
び血流速測定のための検出素子とを備える心拍出量測定
用カテーテルによって達成される。
また、熱希釈心拍出量測定用の検出素子がサーミスタで
あり、血流速測定のための検出素子が自己発熱型サーミ
スタである心拍出量測定用カテーテルによって達成され
る。
また更に、前記検出素子は前記開口部よりカテーテルの
先端側にあることが望ましい。
また更に、前記検出素子は前記開口部よりカテーテルの
基端側にあることが望ましい。
更に、前記開口部が圧力の検出に用いられる圧力口であ
る第２の開口部を有する心拍出量用カテーテルによって
達成される。
ＩＶ　、発明の詳細な説明 本発明のカテーテルは代表的な例として第１図の如く構
成される。
即ち、４ルーメンを有するカテーテル４であり、先端に
圧力口１８、先端から数ｍｍ後方にカテーテルチューブ
全体に被覆する様に取付けられた柔軟弾性体からなるバ
ルーン１７、それを拡開、収縮させる為にバルーン内チ
ューブ側面に設けられたバルーン側孔２５、先端から１
０〜２０ｍｍの位置に設けられたサーミスタ１、そこか
ら１０〜１５ｍｍ基部に配置されたサーミスタ２、さら
にサーミスタ１．２より離間（８，５〜３８ｃｍ）した
位置であり、先端より１２〜４０ｃｍの位置に設けられ
た吐出口３を有する。
尚、上記のものは動脈として使用するものであるため、
吐出口３より血液の流れ方向の下流側であるカテーテル
の先端側にサーミスタ１，２が設けられているが、静脈
にて使用するものでは、吐出口３より血液の流れ方向の
下流側であるカテーテルの基端側にサーミスタ１．２が
配置されることになる。
圧力口１８、バルーン側孔２５、サーミスタ１．２、吐
出口３はそれぞれ独立した４ルーメン、肺動脈圧ルーメ
ン１９、バルーンルーメン２０、サーミスタルーメン２
１、注入ルーメン２３と連通じ、さらにカテーテル後端
部において、肺動脈圧測定チューブ８、バルーンチュー
ブ６、サーミスタチューブ１２、指示液注入チューブ１
０と接続されている。それぞれのチューブ８．６．１０
はその後端にコネクタ７．９．１１を備えている。サー
ミスタルーメン２１はその後端部において、コネクタ１
５．１６をそれぞれ有した第１サーミスタチユーブ１３
、第２サーミスタチユーブ１４が他端において、ｚｆｆ
ｉ管チューブで一端部分の径を拡開したサーミスタチュ
ーブ１４にそれぞれ接続されており、それぞれのサーミ
スタに接続されたリード線２２．２４はサーミスタルー
メン２１、サーミスタチューブ１４、第１サーミスタチ
ユーブ１３または第２サーミスタチユーブ１４のルーメ
ン内を通り、コネクタ１５．１６に電気的に接続されて
いる。各々のサーミスタに接続されたリード線２２．２
４はサーミスタルーメン２１内に配置されているが、各
々を独立したルーメン内に配置し、カテーテルを５ルー
メンとしてもよい。また、逆にリード線を二重管チュー
ブのルーメンに各々分離して配置しなくてもよ、い。ま
た、コネクタ１５．１６を共通に使用してもよい。
第２図は第１サーミスタ１、第２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３図はカテーテ
ルチューブ４のｍ　−ＩＩＩ線断面図である。図の如く
バルーン内開口端２５を有しバルーンチューブ６と連通
ずるバルーンルーメン２０と、先端開口端１８を有し肺
動脈圧測定チューブ９と連通ずる肺動脈圧ルーメン１９
と、先端より１２〜４０ｃｍの位置に開口端を有し基部
側において指示液注入チューブ１０と連通ずる注入ルー
メン２３と、先端部より１〜２ｃｍの位置とそこから基
部側に１〜１．５ｃｍの位置にそれぞれ第１サーミスタ
１、第２サーミスタ２を取付ける開口部２６．２７を有
し、基部側に於いて、サーミスタチューブ１２及び第１
サーミスタチユーブ１３、第２サーミスタチユーブ１４
と連通し、サーミスタリード線２２．２４を内蔵するサ
ーミスタルーメン２１を有している。また、第１サーミ
スタ１を自己発熱型サーミスタとして、第２サーミスタ
２の下流側に位置させることがより好ましい。即ち、発
熱型サーミスタの影響を第２サーミスタが受けにくいか
らである。
次にカテーテルの製造について言及すれば、カテーテル
はまず押出成形により第３図の如く４ルーメンチユーブ
が作製される。またこの際、基部を形成する部分におい
て、バルーンチューブ６、肺勅脈圧惧１定チューブ８、
指示液注入チューブ１０、サーミスタチューブ１２をそ
れぞれ接続容易な大径部を樹脂の吐出量、引落し速度、
内腟内圧を変化させることにより、適宜連続的に作成さ
れ、はぼカテーテル長に切断される。先端部は肺動脈圧
ルーメン１９と連通ずる圧力口１８だけを残し他のルー
メンを閉塞する根先端加工される。他のルーメンにはポ
リウレタン、塩化ビニール、ＥＶＡ、ポリエチレン、ポ
リプロピレン等、予め熱可塑性樹脂や充填材などで閉塞
しておくと更に都合が良い。特にＥＶＡなとは比較的低
温で溶融することができ、加工し易いので好ましい。
先端加工は超音波、高周波などにより加熱溶融成形され
る。先端部近傍に於いて、バルーンルーメンと連通ずる
側孔２５を設け、それに被嵌する様にラテックスゴム、
ポリウレタンエラストマー、合成ゴム、もしくはシリコ
ンゴムのスリーブをセットする。まずカテーテル先端側
とスリーブを固定し、その後反転して基部側を固定する
と、バルーンを膨張させたとき、第２図の如く膨らみ、
バルーンがカテーテル先端より先行する為、カテーテル
の血管的走行時に血管壁を損偏せ。
ず好ましい、バルーン（スリーブ）の固定はポリウレタ
ン系、エポキシ系、シアノアクリレート系、ゴム系の接
着剤などで可能となるが、１０〜５０デニールのナイロ
ンモノフィラメント３０を捲付けることによりさらに確
実な固定が可能となる。また、スリーブとチューブの間
に接着材を入れ固定しても良く、また更にその上からモ
ノフィラメントを捲付けても良い。モノフィラメントの
上から更にポリウレタン３１等をコートすると仕上りが
平滑となって好ましい。さらに第４図が示すように、バ
ルーン取付部は熱加工により小径部３２を形成し、バル
ーンを取付けた後カテーテル先端部外径と略同等となる
ことが好ましい。
なお、当業者には自明のことであるが、カテーテルの用
法を説明すれば、上肢または下肢の静脈から挿入し肺動
脈に留置する０、この留置位置は圧力口１８から検出さ
れる血液の圧力及び波形で確認する。留置後は肺動脈圧
の測定及びバルーンを膨らませ肺動脈を閉塞して肺動脈
楔入圧を求める。圧力口１８は圧力及び波形のモニタの
みならず、薬剤投与口としても利用できる。この場合で
も実施例の力°チーチルの２つのサーミスタは検出素子
として有用な役割を果たすことができる。
実施例で用いる第１サーミスタ１の特性は、Ｂｉ２−ａ
ツ　＝３５００に、　　　Ｒ（３７）＝１０００　　Ω
　。
１．１８’　　Ｘｏ、４ｗＸ０．１５のものであり、第
２サーミスタ２の特性は、Ｂｓ−ａｑ　＝　３９７０　
Ｋ。
Ｒ（３７）＝４０にΩ、０．５０Ｊｌ　ｘｏ、１６−Ｘ
ｏ、１５ｆである。第１サーミスタ１は２〜・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
熱量は血液部を高くし、また低い発熱量では検出感度が
小さくなり、何れも好ましくない。
第２図の如くセットするが、固定及び絶縁材としてはポ
リウレタン、シアノアクリレート系接着材エポキシ、Ｕ
Ｖ硬化型接着材が好適である。また、予め側孔部の前後
ルーメン内へＰｖＣモノフィラメント、接着材等でルー
メンを封止しておくと、固定時に接着材がルーメン内へ
流出することを防止し好ましい。
第１サーミスタをカテーテル先端から２０ｍｍ、第２サ
ーミスタを第１サーミスタから１０ｍｍ基部側の位置に
上記手法で固定し、同一ルーメン内にリード線を通過さ
せ前述の如くサーミスタチューブを経てコネクタ１５．
１６に接続する。その他は常法により、マニホールドコ
ネクタ５を介ルて、肺動脈圧ルーメン１９に肺動脈圧測
定チューブ８及びコネクタ９が、バルーンルーメン２０
にバルーンチューブ６及びバルーンコネクタ７が、指示
液注入ルーメン２３に指示液注入チューブ１０及び注入
コネクタ１１が接続される。
注入ルーメンの開口端は５Ｆｒで先端から１５ａｍ、７
Ｆｒで先端から３０ｃｍ（通常４〜８Ｆｒで１２ｃｍ〜
４０ｃｍ）とし、開口端より先端側の注入ルーメンはサ
ーミスタ固定と同様のボッティング材等で封止する。カ
テーテルは先端より　　１０．　　２０．　　３０．　
　４０．　　５０．　　６０．　　７０゜８０．９０，
１００ｃｍの部分にリング状に長さを示すマーキングを
付す。
かくして本発明のカテーテルが作成されるが、本カテー
テルは通常のサーモダイリューションカテーテルと同様
に使用される。第２サーミスタコネクタはサーモダイリ
ューション法による心拍出量測定装置と接続され、第１
サーミスタコネクタは以下に述べる心拍出量連続測定シ
ステムと接続される。測定原理は特願昭５９−２４４５
８６号（出願口５９年１１月２１日）に開示されている
が、更にここで説明する。
第７図は本発明の一実施例の心拍出量測定用のカテーテ
ルが・接続される心拍出量測定装置のブロック図である
。図において、１００は心拍出量測定装置の本体、１０
０は実施例のカテーテル４をカテーテル型センサ１５０
として用いるものである。
カテーテル型センサ１５０には肺動脈血液温度を検知す
る感温素子としてサーミスタ２、ならびに定電流回路１
１１により定電流によって加熱されるとともに自己の温
度を検知するサーミスタ１が内蔵されている。サーミス
タ１は例えば定電流回路１１１によって定電流で加熱さ
れるとともに、自己の温度を検知する自己発熱型サーミ
スタで構成されることが望ましい。検出素子として構成
されたサーミスタ１は自己発熱型サーミスタに限られる
ことはなく、発熱量が一定のヒータ等で加熱される一般
的なサーミスタ等の感温素子でもよい。しかし、自己発
熱型サーミスタの方が構造的にも組込み易く一機能的に
も安定した発熱量と検出が可能となり有利である。
このカテーテル型センサ１５０は前述した従来と同様の
手法で、右心カテーテル法によって肺勤脈まで導入され
る。サーミスタ２はリード線２４、コネクタ１６および
本体もコネクタ１２１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出回
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出回路１１３に
よ°つて信号処理に適した温度信号とて検出される。
血液温度検出回路１１３は熱希釈心拍出量演算回路１１
４に接続され、この熱希釈心拍出量演算回路１１４に検
出温度信号を伝送する。熱希釈心拍出量演算回路１１４
は上記温度信号を受は取り、前述した第６図に示す希釈
曲線の面積等から、公知のスチュワート・ハミルトン法
に基づいて熱希釈法による心拍出量を前記（１）式によ
って演算する。
また、カテーテル型センサ１５０に内蔵されるサーミス
タ１はリード線２２、コネクタ１５および装置側コネク
タ１２１を介して、加熱サーミスタ温度検出手段１１５
及び定電流回路１１１に接続されている。そして必要時
には定電流回路１１１よりサーミスタ１に所定の電流が
供給され、加熱される。また、サーミスタ１により検知
された加熱温度信号は、加熱サーミスタ温度検出回路１
１５に送られ、加熱サーミスタ抵抗値もしくは電位差な
らびに温度信号として検出され、血流速を演算するのに
用いられる。加熱サーミスタ温度検出回路１１５および
血液温度検出回路１１３は血流速演算回路１１６に接続
され、血流速演算回路１１６によって血流速が演算され
る。
血流速演算回路１１６による血流速の演算方法に叩して
、その原理と方法を以下に具体的に示す。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Ｉ
ｃ２　・Ｒｔになる。
いま、血流速ν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νに依
存して冷却され、その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・ν・（Ｔｔ−Ｔｂ）］であり、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。
上記のことを式で表わすと（２）式になる。
Ｉｃ２　・Ｒｔ＝Ｋ・ｕ・　（Ｔｔ−Ｔｂ）・・・（２
） （２）式から、血流速を求める（３）式が導かれる。
ν　＝ （１／Ｋ）　　（Ｉｃ２−Ｒｔ）／　（Ｔｔ−Ｔｂ）・
・・（３） 尚、加熱サーミスタ１は定電流回路１１１によって駆動
され、ているため、抵抗値を検出する代わりに加熱サー
ミスタのリード線両端の電位差を検出しても良い。この
場合には電位差Ｖｏ＝Ｒｔ・Ｉｃであり、（３）式は次
のように表わすことができる。
ν　＝ （１／Ｋ）（Ｉ　ｃ　−Ｖｏ）／　（Ｔｔ−Ｔｂ）・・
・（３） （３）式において明らかなように、加熱されたサーミス
タ１の抵抗値Ｒｔ、もしくは電位差Ｖｏ、および加熱さ
れたサーミスタ１の温度Ｔｔ、定電流値１ｃ、サーミス
タ２で求まる血液温度Ｔｂ、比例定数Ｋによって血流速
νが求められる。加熱された感温素子１のサーミスタ１
の抵抗値Ｒｔもしくは電位差Ｖｏ、および加熱されたサ
ーミスタ１の温度Ｔｔは、加熱サーミスタ温度検出回路
１１５より血流速演算回路１１６に与えられる。また、
血液温度Ｔｂは血液温度検出回路１１３より血流速演算
回路１１６に与えられる。
血流速演算回路１１６はこれらの情報に従い、上述の（
３）式によって血流速を演算する。
なお、定電流値Ｉｃは定電梳回路１１１の電流を検出し
ても対応できるが、比例定数にと同様に定数項として血
流速演算回路１１６に与えておくことも可能である。
血流速演算回路１１６および熱希釈心拍出量測定回路１
１４は、保持回路１１７に接続されている。保持回路・
１１７は後述の血管断面積を演算する演算回路と、演算
回路により演算された血管断面積値を保持するサンプル
ホールド回路から成り、熱希釈心拍出量測定回路１１４
よりの熱希釈法で求められた心拍出量値と血流速演算回
路１１６よりの血流速とを比較する。
いま、肺動脈の血管断面積をＳとした場合、心拍出量値
Ｃ１０，と血流速値νとの間には（４）式で示されるよ
うな関係がある。
Ｃ，Ｏ，＝Ｓ・ν　　　　・・・（４）保持回路１１７
は、心拍出量値Ｃ，Ｏ，と血流速値νとを比較し、（４
）式に従い血管断面積Ｓを求め、この値Ｓを較正値とし
てホールドする。
このとき、（３）式と（４）式とから下に示す（５）式
を導き、（５）３式中の“Ｓ／Ｋ”を較正値としてホー
ルドすることも可能である。
Ｃ，Ｏ，＝ （Ｓ／Ｋ）　・　（Ｉ　ｃ２・Ｒｔ）／（Ｔｔ−Ｔｂ）
＝　（Ｓ／Ｋ）　・（Ｉ　ｃ　−Ｖｏ）（Ｔｔ−Ｔｂ）
・・・（５） 保持回路１１７および血流速演算回路１１６は心拍出量
演算回路１１８に接続される。心拍出量演算回路１１８
は血流速演算回路１１６において連続的に計測される血
流速に対して、保持回路１１７によってホールドされた
較正値を乗することにより、連続的な心拍出量値を得る
ことが可能となる。
また、心拍出量演算回路１１８は表示器１１９および記
録計出力端子２０に接続され、求めた心拍出量の連続的
な表示および記録が実現される。
なお、血管断面積Ｓは通常時間とともに変化する。従っ
て、−置皿管断面積Ｓを較正値としてホールドしても、
血管断面積Ｓの変化によって、正確な心拍出量が得られ
なくなることが起こる。
そこで、このような不利益が生じないように、適宜に°
熱希釈法により熱希釈心拍出量演算回路１１４で心拍出
量を計測し、保持回路１１７で（４）式により新たに血
管断面積Ｓを求め、較正値としてホールドする如く制御
する。
以上の処理を実行する各構成のうち熱希釈心拍出量演算
回路１１４、加熱サーミスタ温度検出回路１１５、血流
速演算回路１１６、保持回路１１７、及び心拍出量演算
回路１１８は全てワンチップのＬＩＳより成るマイクロ
コンピュータにより構成することが好都合である。この
場合、各制御手順は全て内蔵メモリに格納されている。
また血液温度検出回路１１３、加熱サーミスタ温度検出
回路１１５は共にアナログ−デジタルコンバータで実現
、でき、これもワンチップのマイクロコンピュータに内
蔵されているものである。
上述した機能を実行するワンチップマイクロコンピュー
タのブロック図を第８図に示す。
ＣＰＵ１３１はＲＯＭ１３２に格納されたプログラムに
従い各種処理を実行し、処理結果等をＲＡＭ１３３中に
保持する。
また１３４は入出力ボートであり、定電流回路１１のＯ
Ｎ１０　Ｆ　Ｆ制御のための出力ボート１４４、表示器
１１８への表示制御のための出力ボート１４５、出力端
子１９への出力ボート１４６を含む。
また３５．３８はアナログ−デジタルコンバータであり
、アナログ−デジタルコンバータ３５が血液温度検出回
路１１３に該当し、アナログ−デジタルコンバータ１３
６が加熱サーミスタ温度検出回路１４に該当し、アナロ
グ入力端子１４１゜１４３より人力されたアナログ信号
がデジタル信号に変換されてＣＰＵ１３１により処理さ
れる。
第７図にブロック的に示した構成１１４〜１１８は、上
述のマイクロコンピュータが実行する機能をブロック的
に示したものである。次にＣＰＵ１３１がＲＯＭ１３２
に格納した処理プログラムにより実行する制御手順を第
９図のフローチャートを参照しながら詳細に説明する。
次に第９図及び第１０図のフローチャートを用いて、本
実施例の心拍出量測定装置の心拍出量の具体的計測動作
を説明する。
まず第９図の制御がスタートすると、初期値設定かどう
かが判別され、Ｙｅｓを判別したとき設　　゛定ルーチ
ンを実行する。設定ルーチンでは初期値が設定されたこ
とを示すフラグをセットする。次に制御がスタートした
ときはこのフラグを見て設定値の更新の必要性を判別す
るステップに進む。
更新要求フラグはタイマにより臨床医学的に更新要求時
間が経過したときにセットされる。このフラグがセット
されていれば、Ｙｅｓを判別し、設定ルーチン（更新ル
ーチン）を実行する。そうでないときはＮｏを判別し、
測定ルーチンを実行する。なお、更新要求フラグを外付
のスイッチによりセットできるようにしてもよいことは
勿論である。
以上述べたような制御をステップｓ１で実行する第１０
図の制御フローを参照しながら更に動作を説明する。
まず、ステップＳ１で熱希釈法による心拍出量の測定指
示があるか否かを監視し、熱希釈法による心拍出量の測
定指示があるとステップｓ２に進み、サーミスタ１の加
熱を中断し、続くステップＳ３で第１サーミスタ１に加
熱の影響がなくなるまでの所定時間が経過するのを待つ
。そして所定時間が経過し、加熱の影響がなくなるとス
テップＳ４に進み、カテーテル４中の第１図に示された
注入口３より一定量の薬剤を投入する。血液温度検出回
路１１３はステップＳ５でサーミスタ２を用いて希釈さ
れた血液の温度Ｔｂを測定し、熱希釈心拍出量演算回路
１１４に出力する。血液温度検出回路１１３からの血液
温度信号Ｔｂを受けた熱希釈心拍出量演算回路１１４は
、続くステップＳ６で（１）式により心拍出量Ｃ００、
を算出し、ステップＳ７で算出した心拍出量値を保持回
路１１７に出力する。そして、これにより熱希釈法によ
る心拍比ｆｆ１ｃ、Ｏ，の測定が終了したためステップ
Ｓ１に戻る。
一方、ステップＳ１で熱希釈法による心拍出量の測定指
示がなければステップＳ８に進み、定電流回路１１１を
駆動し、サーミスタ１に所定の電流ｒｃを与え加熱する
。次にステップＳ９で加熱サーミスタ温度検知回路１１
５は加熱しているサーミスタ１自身の温度Ｔｔと抵抗値
Ｒｔ、もしくは電位差Ｖ’ｏを検出し、ステップＳＩＯ
で血流速演算回路１１６に出力する。血流速演算回路１
１６は続くステップＳ１２で、温度検知回路１１５から
の温度Ｔｔ、及び抵抗値Ｒｔ、もしくは電位差ｖＯを、
また、血液温度検出回路１１３からの血液温度Ｔｂをそ
れぞれ受は取り、（３）式によって血流速νを算出する
。そして算出した血流速Ｖの値をステップＳ１２で保持
回路１１７に出力し、ステップＳ１３で心拍出量演算回
路１１８に出力する。
次にステップＳ１４で保持回路１１７は、熱希釈心拍出
量演算回路１１４よりの心拍出量Ｃ１０，と、上記血流
速νから（４）式を用いて血管断面積Ｓを求め、較正値
としてホールドすると共にステップＳ１５で該値を心拍
出量演算回路１１８に出力する。心拍出量演算回路１１
８はステップＳ１６で、血流速νと、保持回路１１７よ
りの較正値より、サーミスタ１による心拍出量Ｃ，Ｏ，
を求め、その値を表示器１１９により表示し、必要に応
じて出力端子１２０に出力する。
これで連続的な心拍出量の計測の一行程が終了し、ステ
ップＳ１に戻り、再び熱希釈法による心拍出量測定指示
があるまでは、ステップＳ８からステップＳ１７までの
処理により、心拍出量の連続的な計測を行う。第１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。
■１発明の具体的効果 この発明に関わる心拍出量測定用カテーテルは指示薬希
釈法もしくは、その一方法である熱希釈法による心拍出
量計測の如く間欠的な測定方法ではなく、連続的な検出
素子の加熱による熱式流量測定法を併用しているので、
連続的な心拍出量の計測信号を提供できる。
また熱希釈法では、測定が頭囲に及ぶと液体の注入によ
る被験者の負担が増大するが、本発明による心拍出量測
定用カテーテルでは最小１回の液体注入で心拍出量を求
めるためのパラメータが求まるので、以降連続計測を径
行でき、被験者の負担が軽減されるとともに煩雑な操作
が簡便化され、感染の危険性も減少する。
【図面の簡単な説明】
第１図は本１発明の心拍出量測定用カテーテルの全体斜
視図、 第２図は第１図の要部を示す拡大断面図、第３図は第１
図のＩｎ　−ＩＩＩ線断面図、第４図は第２図に示すバ
ルーン部の拡大斜視図、 第５図は右心カテーテル法によるカテーテルの留置例を
示す説明図、 第６図は液体注入による血液温度の変化を表わした熱希
釈曲線図、 第７図はカテーテルが接続される心拍出量測定装置の一
例を示すブロック図、 第８図は心拍出量測定装置を構成するワンチップマイク
ロコンピュータの構成図、 第９図、第１０図（Ａ）及び（Ｂ）は心拍出量測定装置
の制御フローチャートである。 図中、１，２・・・サーミスタ、３・・・吐出口、４・
・・カテーテル、１７・・・バルーン、１８・・・圧力
口である。 特許出願人　　　テルモ株式会社 第３図 第４図 第９図 第１０図（Ａ）

Claims (5)

    【特許請求の範囲】
  1. （１）熱希釈法による心拍出量測定のために液体の吐出
    が行なわれる開口部と、該開口部より所定長離間した位
    置に配設された熱希釈心拍出量測定用の検出素子及び血
    流速測定のための検出素子とを備えることを特徴とする
    心拍出量測定用カテーテル。
  2. （２）熱希釈心拍出量測定用の検出素子がサーミスタで
    あり、血流速測定のための検出素子が自己発熱型サーミ
    スタであることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載
    の心拍出量測定用カテーテル。
  3. （３）前記検出素子は前記開口部よりカテーテルの先端
    側にあることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の
    心拍出量測定用カテーテル。
  4. （４）前記検出素子は前記開口部よりカテーテルの基端
    側にあることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の
    心拍出量測定用カテーテル。
  5. （５）前記開口部が圧力の検出に用いられる圧力口であ
    る第２の開口部を有することを特徴とする特許請求の範
    囲第１項乃至第４項のいずれかに記載の心拍出量測定用
    カテーテル。
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