JP3131696B2 - 心臓の出力を連続的にモニタする装置と方法 - Google Patents

心臓の出力を連続的にモニタする装置と方法

Info

Publication number
JP3131696B2
JP3131696B2 JP05511766A JP51176693A JP3131696B2 JP 3131696 B2 JP3131696 B2 JP 3131696B2 JP 05511766 A JP05511766 A JP 05511766A JP 51176693 A JP51176693 A JP 51176693A JP 3131696 B2 JP3131696 B2 JP 3131696B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
temperature
blood
catheter
signal
heart
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 - Fee Related
Application number
JP05511766A
Other languages
English (en)
Other versions
JPH07506265A (ja
Inventor
ジェイ ヒューズ，ティモシー
Original Assignee
アボット ラボラトリーズ
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by アボット ラボラトリーズ filed Critical アボット ラボラトリーズ
Publication of JPH07506265A publication Critical patent/JPH07506265A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP3131696B2 publication Critical patent/JP3131696B2/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/026—Measuring blood flow
    • A61B5/0275—Measuring blood flow using tracers, e.g. dye dilution
    • A61B5/028—Measuring blood flow using tracers, e.g. dye dilution by thermo-dilution

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
  • Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
  • Electrotherapy Devices (AREA)
  • External Artificial Organs (AREA)

Description

【発明の詳細な説明】 発明の分野 本発明は一般に心臓の容量出力をモニタする装置に関
し、更に詳しくは心臓の血液温度を変化させる無注入技
術を使用することによってこの決定を行う装置に関す
る。
発明の背景 心臓の出力、すなわち心臓中をポンプ供送される血液
の容量速度は多くの場合、冷却食塩またはグルコース溶
液の小滴をカテーテルを通して右の外耳または右の心室
に注入することによって臨床的に決定される。肺動脈中
に配置したサーミスタを使用して、冷却注入／血液混合
物心臓から供送される際の温度／時間洗浄曲線を決定す
る。この曲線の下の区域は心臓出力の指示を与える。こ
の熱希釈法は測定の行なわれている期間の心臓出力の指
示を与えうるけれども、心臓出力を連続的にモニタする
ために使用することはできない。その上、この方法を行
なう周期は、冷却流体を注入するたびに起こる患者の血
液の希釈を含めて、患者に及ぼす悪影響によって限定さ
れる。また、この方法は血液接触から医療スタッフに感
染の危険をもたらし、また恐らく汚染した注射流体また
は注射器への露出から患者に感染の危険をもたらす。
あるいはまた、心臓中の血液は温度調整を使用する熱
移動法によって無注入中で冷却または加熱することがで
きる。この方法では流体がカテーテル内の１つの内腔中
を心臓に向けて及び別の内腔に戻って閉鎖ループ中でポ
ンプ給送される。このような非注入移動法を使用して血
液の温度を変化させる主要な利点は、血液が希釈され
ず、血液と心臓交換器との間の温度差が、代表的なター
ミナル希釈法中の注入流体と血液との間の温度差に比べ
てずっと小さいことである。
米国特許第4,819,655号（ウェブラー）は心臓出力を
決定する無注入の方法と装置を開示している。ウェブラ
ーの好ましい態様において、食塩溶液は冷凍系または氷
浴によって冷却され、患者の心臓血管系を通って心臓に
挿入されたカテーテル中に導入される。カテーテルは右
の外耳と右の心室を通ってのび、その末梢端は肺動脈中
の心臓の丁度外側に配置される。ポンプはカテーテル中
の２つの内腔によって決定されるループ流体路中に冷却
食塩溶液を押圧する。それによってカテーテルの壁を通
る心臓内の試料と血液との間に熱移動が起こる。カテー
テルの末梢端部に配置したサーミスタは、冷却液がカテ
ーテルを通って循環してベース温度を決定する前に、お
よび冷却塩溶液による熱移動による血液の温度変化が安
定した後に、心臓を去る血液の量をモニタする。温度セ
ンサもカテーテルの入る点（患者の体部の外側）または
その近くの冷却食塩溶液の温度および心臓から返る流体
の温度の両方をモニタするために提供される。更に、カ
テーテルを通る冷却溶液の流量も決定されるか又は一定
値に保つよう制御される。次いで心臓出力（CO）が次の
式から決定される。
ただし、V1はカテーテルを循環する冷却流体の量に等
しく、ΔT1はカテーテルに入る冷却流体の温度と心臓か
ら戻る流体の温度との去に等しく、ΔTBは流体が循環す
る前の心臓を去る血液の温度と冷却流体が循環した後に
心臓を去る血液の温度（温度が安定した後の）との間の
差に等しく、そしてＣは血液および流体の性質に依存す
る常数である。この特許はまた、流体が代わりに加熱さ
れてそれが冷却よりもむしろ心臓中を流れる血液に熱を
移動させて熱を呼吸することを教示している。
米国特許代4,819,655号は更に、心臓モニタ装置は患
者の呼吸作用に関連する肺動脈中の温度変化を含み、そ
れ故、呼吸速度において周期的である。従って、ウェブ
ラーはTB′（心臓にある冷却血液の温度）を表す信号は
フーリエ変換を通して処理して、呼吸サイクルの期間と
振幅を生ずべきであることを示唆し、その期間の期間と
多重性は心臓出力を決定するためのデータの処理の間隔
として次いで使用される。
ウェブラーによって認識された別の問題は、冷却流体
の循環が始まる時間と、心臓の右側心室の及び心臓の他
の部分においてカテーテルを包囲する血液容量によって
生ずる、肺動脈が平衡に達する血液の温度の時間との間
の遅延である。この特許は、温度測定が冷却流体の循環
の前および後に血液についてなされる時間の間の一般に
対応する遅延を導入すること、たとえば呼吸変化によっ
て誘起されるよるも上の水準を越えるΔTB値を待つこと
によって対応遅延を導入することを示唆している。然し
ながら、比較的大きい容量の心臓および／または非常に
低い心臓出力にとって、TB′データは以下なる合理的時
間内にも平衡に達しない。大容量の心臓を流れる血液量
は余りにも多い混合容量を表して、データを処理して心
臓出力を決定するウェブラーの技術に適合しない。その
結果として、平衡の測定期間は平衡に達するには過度に
長くなければならず、それによって血液のベースライン
温度のシフトまたは心臓出力の変化のいずれかにより結
果に潜在的な誤差を導入する。この理由のために、彼の
装置によって開発されたデータを使用する心臓出力の決
定のためにウェブラーによって教示された技術は、心臓
の大容量血液および／または低心臓出力の場合に実用的
ではない。
ウェブラーによって開示された技術はまた、冷却流体
によって吸収された（または加熱流体によって失われ
た）エネルギーのすべては心臓中で流体と血液との間で
移動された熱を表すと仮定している。この仮定は流体と
カテーテル物質との間で起こる熱移動を無視している。
やや小さい誤差源が、心臓を去る血液の温度をモニタす
るサーミスタ・ヘッドの小さい熱物質の温度を変化させ
るに必要なエネルギーにより起こる。長い測定時間にと
って、これらの誤差は一般に無視することができる。ま
た、サーミスタ・ビードが非常に小さい質量および速い
応答時間をもつようにえらばれるならば、その誤差の寄
与は顕著なものではないといえる。然しながら、測定期
間が短くなると、これらの誤差源は累進により重要なも
のとなる。
循環流体で熱移動することによって心臓の血液を冷却
（または加熱）して心臓出力を決定する代わりに、血液
を、心臓に挿入したカテーテルに配置した電気抵抗ヒー
ターで加熱することができる。無注入心臓出力測定の装
置に必要なのは、カテーテル中に流体を循環するに必要
なものよりも複雑さがかなり少ない。カテーテル中の導
線を通してレジスタに電流を抑え、十分な電力消散を発
展させるように調節して血液中に所望の温度上昇信号を
発生させる。然しながら、加熱によって血液を破壊する
ことのある高電力を避けるよう注意を払わなければなら
ない。その代わりに適切な信号／ノイズ比は好ましく
は、電流をヒーターに、循環系で発生する最小ノイズの
それに相当する周波数で加えることによってえられる。
周波数は0.02〜0.15ヘルツの範囲である。米国特許第4,
236,527号（ニューバウアーら）はこのような装置を述
べてより、そして更に十分なことには、患者の、比較的
大きな心臓をもつ患者でさえ、その患者の心臓および心
臓血管中で混合容量の蒸気の効果を補償する草地によっ
て発生された信号を処理する技術を述べている（J.H,Ph
ilip,M.C.Long,M.D.Quinm,およびR.S.Newbowerの“Cont
inuous Thermal Measurement of Cardiac Output"
IEEE Transactions on Biomedical Engineering,Vo
l.BMI 31,No.5,1984年５月号も参照。） ニューバウアーらは血液に加える熱エネルギーを２つ
の周波数たとえば基本周波数とそのハーモニーで、又は
方形波信号で調節することを開示している。好ましく
は、基本周波数は心臓系の最小ノイズのそれに等しい。
心臓を出る血液の温度はモニタされ、出力信号を発生
し、これが基本信号で濾過されて通常の心臓出力情報を
生ずる。他のモジュレーション周波数は同様にモニタさ
れ、ハーモニー周波数で濾過され、そして血液へのエネ
ルギーの注入と肺動脈中の血液の温度との間の移動関数
に影響する第２の可変因子を決定するために使用され
る。２元周波数の測定から発生する振幅データは決定さ
れるべき絶対の心臓出力の決定を可能にし、それによっ
て流体容量または混合容量の可変性を計算する。
ニューバウアーらはカテーテルおよびサーミスタ床
（心臓を去る血液の温度をモニタするためのサーミスタ
床）の熱量による誤差を補正することに向けられたもの
ではない。その上、ニューバウアーらの教示する技術
は、絶対心臓出力を決定するために、２元周波数データ
を最良の適合アルゴリズムを使用して予め定めた曲線に
一致させることを必要とする。従って、結果は所望のよ
うには正確ではない。このことはノイズの存在において
とくにそうである。
非注入法を使用して心臓出力を決定する方法は、出力
データを曲線に適合させることを必要としない技術を使
用して処理した測定出力データにもとづくことが好まし
い。心臓出力はまたその相対寸法にかかわらず心臓の混
合容量を補償する方法によって決定されるべきであり、
また出力信号を生ずるのに使用したカテーテルとサーミ
スタ・ビードの熱量を補償するものでなければならな
い。上記の面および本発明の付随の利点の多くは、添付
図面を参照して以下の詳細な既述を参照することによっ
てよりよく容易に理解されるであろう。
発明の要約 本発明によれば、心臓の心臓出力を連続的にモニタす
るため装置が提供される。この装置は基端部と末梢端部
との間を一般にのびる多数の内腔をもつカテーテルを含
む。カテーテルの末梢端部は心臓血管系中を心臓に挿入
することが可能である。周期的に変わる温度変性入力信
号を末梢端部から離れたカテーテルの部分に供給するた
めの手段も含まれる。血液温度センサはカテーテルの末
梢部分に隣接して配置され、心臓から流れる血液の温度
を表す血液温度信号を表す。この手段は温度変性信号に
よって移動された電力を決定するように操作され、移動
した電力を表す対応する周期変動電力を生ずる。相比較
器は周期的変化電力信号と周期的変化温度信号との間の
位相の差を決定する。次いで制御手段が心臓の心臓出力
を電力信号、血液温度信号、およびこれらの信号の間の
位相の差の関数として決定する。
好ましくは、周期的に変わる温度変性信号を供給する
手段は、抹消端部から離れたカテーテルの部分に配置し
たレジスタに複数の導線によって接続された一つの電流
源を含む。入力信号はレジスタおよびレジスタのまわり
の血液に加えられた周期的変化電流を含む。移動された
電力を決定するための手段はそれを流れる電流によって
レジスタ中に消散される電力を決定するための手段を含
む。
あるいはまた、周期的変化の温度変性信号はカテーテ
ル内腔によって決定される密閉ループ流体流路を通って
温度調整流体を搬送するポンプを含む。ポンプは予め定
めた周波数で周期的にオンおよびオフを循環する。この
態様のために、移動された電力を決定するための手段
は、カテーテルにポンプ送入される温度調整流体の温度
をモニタする第１の温度センサ、心臓から戻る際の温度
調整流体の温度をモニタする第２の温度センサ、および
該温度調整流体の流量を決定するための手段を備える。
この制御手段は移動された電力を、第１および第２の温
度センサによってモニタされる温度調整流体の温度の差
の関数として及びカテーテル中呑温度調整流体の流量の
関数として、決定する。
冷却する代わりに、温度調整流体は心臓に入る血液の
通常の温度より実質的に上の温度に加熱することができ
る。
心臓出力は次の方程式によって決定される。
CO＝|P（ω）｜＊COSΔΦ/|T（ω）｜＊Cb） （２） ただし、 CO ＝心臓出力； Ｐ（ω）＝角度周波数ωで変化する、入力信号によっ
て搬送される電力； ΔΦ ＝電力信号と血液温度信号との間の位相差； Ｔ（ω）＝周波数ωで変化する、血液温度信号によっ
て示される血液温度；および Cb ＝血液の比熱時間密度常数。
この装置は更に、電力信号と血液温度信号を濾過し
て、入力信号が周期的に変化する周波数とは異なる周波
数を除くフィルター部材を含む。または制御手段は心臓
出力を決定する点で、カテーテルと血液温度センサによ
って血液温度信号の減衰を補償する。
図面の簡単な記述 図１は本発明の第１の態様のブロック・ダイヤグラム
であり、右の外耳、心室、および肺動脈を更に明瞭に示
すために破断した内腔心臓内のカテーテルと電気抵抗ヒ
ーターを示すものである。
図２はヒトの心臓の破断図であり、温度調整流体が循
環して心臓内の血液の温度を変えるカテーテルの配置を
示すものである。
図３は閉鎖ループ中のカテーテルを通って循環する流
体による熱交換によって信号の血液を変化させる非注入
系と組合せて使用する心臓出力測定装置のブロックダイ
ヤグラムである。
図４は本発明により心臓出力を決定するのに使用する
論理工程を示すフローチャートである。
好ましい態様の詳細な記述 本発明による心臓出力モニタ装置の第１の態様は図１
に符号10で示してある。ヒトの心臓12はこの図では図示
に示してあり、心臓の一部はカテーテル14の配置を示す
ために破断して示し、患者の心臓血管系を通して心臓に
カテーテル14が挿入されている。カテーテル14は基部端
部16と末梢端部18をもつ。複数の導線20がカテーテル14
（別個には示していない内腔内）に横方向にのびてお
り、電流を電気抵抗ヒーター22にはこぶ導線20aおよび2
0bを含んでいる。本発明の好ましい形体において、ヒー
ター22は絶縁された銅、ステンレス鋼、ニッケルまたは
ニクロム線を含み、コイルの長さは約12cmであり、末梢
端部18から約10〜15cmのカテーテル14のまわりに巻きつ
けられている。ヒーター22は15〜30オームの公称抵抗を
もつ。導線20cは温度センサ24に接続されており、セン
サは末梢端部18から離れていて、ほぼ同じカテーテルの
外面に取付けられており、それによって心臓から血液が
ポンプ給送される際に末梢端部を流れる血液の温度を容
易に検知することができる。
図１に明瞭に示すように、カテーテル14は右の外耳2
6、右の心室28を通って、心臓出力がモニタされる患者
の肺動脈30にのびる。末梢端部18に隣接してバルーン32
が配置されている。これはふくらんで右心室28から肺動
脈30に末梢端部18を上方に浮遊させる。ヒーター22は右
心耳内に配置することができ、あるいは図するように右
心耳26から右心室28にのばすことができる。
規正された電流供給源34は10〜25ボルトのピーク振幅
の電圧でヒーターに正弦波形の熱を発生するのに使用さ
れる熱を供給する。あるいはまた、方形波電流を使用す
ることもできる。電流がヒーター22を構成するワイヤー
コイルを流れると、それはヒーター中でI2Rの損失に相
当する熱を発生する（Ｉは電流であり、Ｒはヒーターの
抵抗である。発生した熱は右心耳26および右心室28内の
血液に移動する。電流センサ36は導線20aを通ってヒー
ターに流れる電流の強度を表す信号を発生する。この信
号は導線38を通ってアナログ−デジタル（Ａ−Ｄ）コン
バーターに入力される。Ａ−Ｄコンバーター40への第２
入力はヒーター22を横切って発生する電圧を表す電圧信
号である。この電圧信号は導線42によってはこばれる。
Ａ−Ｄコンバーターへの第３の入力は温度センサ24によ
って生じ導線25に接続される、心臓12を去る血液の温度
を表す信号を含む。導線25は導線20cの末梢端部を含
む。Ａ−Ｄコンバーター40からのデジタル信号は導線44
を通ってポータブル・コンピューター46の入力入口（別
個に示してはいない）にはこばれる。
ポータブル・コンピューター46に付随してビデオ・デ
イプレー48があり、これに心臓の出力を決定するデータ
が他のデータおよび情報と共に表示される。キイ・ボー
ド50がポータブル・コンピューター46に接続されて入力
および心臓出力測定のコントロールをユーザーに与え
る。また、ポータブル・コンピューター46はデータ、試
験結果、およびプログラムたとえば心臓出力の測定をコ
ントロールするソフトウェア、の磁気貯蔵に使用される
ハード駆動もしくはフロッピー駆動を含む。ポータブル
・コンピューター46は規制電流供給とポータブル・コン
ピューターとの間をのびる導線54を通して送信される制
御信号によって電流供給34を規制する。
ヒーター22を付勢して心臓12に流れる血液を加熱する
電流は30〜60秒の期間の正弦波の形体で、あるいは15〜
30秒の付勢期間をもつ方形波として供給される（後方の
場合、電流を供給しない同様の持続期間がつづく）。従
って、ヒーター22の発生する電力は周期的入力信号を表
す。これに対して温度センサ24が発生する信号は心臓を
去る血液の温度を表す出力信号を含む。ヒーター22内で
消散する電力を決定するために、ヒーターを流れる電流
を表すデジタル信号とこれを横切る電圧低下はポータブ
ル・コンピューターによって一緒に積算される。ヒータ
ー内で消去して心臓12を流れる血液を加熱する電力は、
すなわち振幅を最大にするピークは、それ故に容易に決
定され、次の討議の目的のために「入力信号」と定義さ
れる。従って、入力信号を表す印加電力、および出力信
号を表す肺動脈を通って心臓を出る血液の温度、を以下
に述べる心臓12の心臓出力を決定するための第１の好ま
しい態様において使用する。
心臓12の心臓出力を決定するために使用しうる入力信
号と出力信号を発生させる別の態様は図２に示してあ
る。この態様において、カテーテル14′を使用して冷却
または加熱用の流体をカテーテル上に形成した熱交換器
60にはこぶ。これは熱交換器が右外耳26内にあるように
末梢端部からバックして配置される。カテーテル14′内
の２つの内腔（別個には示していない）は供給流体通路
62と戻り流体通路64を形成し、前者には熱交換器60には
こばれる患者の体温より十分に下の温度に冷却した流体
が通り、後者には患者の体外の流体源に戻る流体が通
る。形態および使用の他のほとんどの面において、カテ
ーテル14′は図１に示すカテーテル14と同様である。カ
テーテル14と同様に、カテーテル14′は温度センサ24を
カテーテルの末梢端部18に隣接して含み、肺動脈30内に
配置される。
カテーテル14′を通って心臓に入る血液の温度よりも
低い温度に流体を冷却する代わりに、流体は血液の温度
よりも高い温度に加熱することができる。それによって
ヒーター22が行なうように血液に熱が移動する。入力信
号が血液を冷却するか又はこれを加熱する、いずれかの
場合において、心臓出力測定装置は周期的に心臓中の血
液の温度を変化させ、それによって温度センサ24によっ
て生ずる出力信号はこれに応答して周期的に変化する。
更に、心臓から流れる血液の温度変化、すなわち出力信
号は、右外耳および右心室内の血液の温度を変化させる
に必要な時間のために入力信号に対して相シフトされ
る。
図３において、心臓出力測定装置80の残余、すなわち
カテーテル14′を通る（心臓12に入る血液の温度に対し
て）温度調整された流体の循環のために使用されるもの
が図式に示してある。心臓出力測定装置80は食塩溶液84
の容器82（ハンガー・バック）を含む。食塩溶液84は重
力の影響下にライン86を通ってポンプ88に流れる。１回
に15〜30秒間付勢されると、ポンプ88は食塩溶液84を、
カテーテル14′内の供給流体通路62に接続された供給ラ
イン90に押し出す。流体がカテーテル14′を通って流
れ、熱交換器において心臓12内の血液と熱交換した後
に、流体は戻り流体通路64にそって戻りライン92に戻っ
て流れる。戻りライン92は外部熱交換器96を通過する。
この熱交換器は戻り食塩溶液の温度を室温たとえば24℃
に低下させる。その後に、戻り食塩溶液はポンプによる
循環のために容器82に戻って流れる。
ポンプ88の操作はポンプ制御98によって制御される。
ポンプ制御98は、ポンプ88の操作速度を決定する信号を
はこぶ導線100によってポンプに接続されている。ま
た、導線100は、ポンプ88は付勢して警告条件を表す信
号を、たとえばライン86または90のラインまたはリスト
リクション中の空気の信号を表すENABLE信号をはこぶ。
ポンプ制御98はまたポンプ88からポンプが操業中である
ことを表す信号を受取って、流体が予期どおりにカテー
テルに搬送されていることを確認する。
心臓を流れる血液を冷却するために室温の流体を使用
する代わりに、食塩溶液84をもっと低い温度に（供給ラ
イン90との熱移動関係において、ポンプ88の下流に配置
した急冷コイルを使用して）冷却しうるということが理
解されるであろう。たとえば、食塩溶液84は０℃の氷水
との熱移動によって室温より低い温度に冷却することが
でき、あるいは冷凍流体が膨張を受けるときのように食
塩溶液84を冷却する冷凍流体を使用する、もっと骨の折
れる蒸発冷凍急冷コイルを使用することもできる。同様
に、カテーテル14′中を循環する食塩溶液84と加熱流体
との間に熱移動を与えて他の資源から熱を提供して、カ
テーテル14′に入る食塩溶液を心臓12に入る血液の温度
より上の温度に高めることもできる。
ポンプ制御98はポータブル・コンピューター46によっ
て制御され、それによってポンプ88が周期的にカテーテ
ル14′に温度調整食塩溶液84を循環させることが可能に
なる。ポンプ制御をポータブル・コンピューターに接続
するライン103上のポンプ制御98に印加する信号を使用
してポンプ88の操作を行なうことも可能である。カテー
テル14′を通る温度調整食塩溶液84の流れを15〜30秒作
動させてから同じ間隔でオフにすると、このサイクル操
作は心臓出力の測定中続けられる。
複数のライン102は種々の温度を表す信号をＡ−Ｄコ
ンバーター40にはこぶ。これらは対応するデジタル信号
をポータブル・コンピューターに供給する。具体的に
は、ライン102は導線20cに接続され、心臓12を去る血液
の温度を表す信号をＡ−Ｄコンバーター40にはこぶ。導
線102bは、カテーテル14′内に供給流体通路62に流れる
食塩溶液84の温度を表す信号を発生する温度センサ104
に接続される。同様に、温度センサ106は導線102cに接
続され、カテーテル14′から戻りライン92に戻る食塩溶
液84の温度を表す信号をはこぶ。複数の流体ライン94は
カテーテル14′内の他の内腔に接続され、カテーテル1
4′を心臓12に挿入する期間中、心臓に医療液を注入し
バルーン32をふくらませるために使用することができ
る。
発明の背景において述べたように、本発明は決定され
るべき心臓出力を間欠的に（通常の注入熱希釈技術の不
幸な限定）ではなくて連続的に決定することを可能に
し、そして従来の連続心臓出力モニタ法よりもノイズが
ずっと少ないことを主証している。本発明において、心
臓出力は図４のフローチャート120に示す論理工程に従
ってポータブル・コンピュータによって決定される。ブ
ロック122から始まって、心臓12を流れる血液の温度
は、入力信号を加えることによって、たとえばヒーター
22への電流によって又はカテーテル14′を通して温度調
整流体の流れを開始することによって、変性される。こ
れによって熱は、いずれかの場合において、熱交換器60
で移動され、それによって心臓内の血液の温度が変性さ
れる。心臓12内の血液への又は血液からの熱移動はブロ
ック122に示すように周波数ωで起こる。この周波数は
患者の呼吸によって生ずるノイズを最小にするようにえ
らばれる。
破線ブロック124は、入力信号によって加熱または冷
却された血液が右心室28の他の血液と混合し、肺動脈30
に入ることを示している。ブロック126は心臓12を出る
血液の温度を表す信号を生ずる温度センサ24を示す。ブ
ロック128に関して、肺動脈30内の血液温度ＴはＡ−Ｄ
コンバータ40によってデジタル化された出力信号を含
む。肺動脈内の血液の温度を表すデジタル化された信号
は、図４のブロック130で示すように入力周波数ωで濾
過される。
好ましい態様において、出力信号はポータブル・コン
ピューター46によって濾過される。詳しくいえば、別個
のフーリエ変形がデジタル出力信号について行なわれて
時間領域から周波数領域に信号を変形する。入力周波数
ωでの変形信号の部分はこのように決定され、濾過出力
信号を含む。出力信号（および下記の入力信号）を濾過
することによって、他の周波数でのノイズは実質的にな
くなる。あるいはまた、アナログ帯通過のフィルタ回路
を使用して入力信号を、それがデジタル化される前に、
フーリエ変形の代わりに処理することができる。他の種
類のデジタル濾過も使用して他の周波数のノイズ成分を
無くすこともできる。
出力信号を濾過した後に、濾過出力信号の振幅をブロ
ック132に示すように決定する。ポータブル・コンピュ
ーター46はこのピークを使用して、|T（ω）｜によって
表されるこの振幅の濾過出力信号のピーク値を得る。|T
（ω）｜の値は次いで心臓出力を計算するためにブロッ
ク134で使用される。濾過出力信号は周期的に変わる信
号であるため、それはΦout（下記のように使用され
る）の値によって表される相関係をもつ。
フローチャート120の左側は入力信号を処理するのに
使用する工程に関する。ブロック138に示すように、加
熱または冷却の電力Ｐ、これは心臓の血液に移動する又
は該血液から呼吸される熱を表す、が決定される。上記
のように、ヒーター22の加熱電力はヒーターを通って流
れる電流とヒーターを横切る電圧低下との積から決定さ
れる。これは当業者にとって周知のことである。
カテーテル14′が使用され、熱が循環食塩溶液と心臓
12を流れる血液との間で異動されるならば、入力信号は
次の（ａ）および（ｂ）の関数として決定される：
（ａ）カテーテル14′に供給される食塩溶液とカテーテ
ルから戻る食塩溶液との間の、温度センサ104および106
で測定した温度差、および（ｂ）ポンプ88によって提供
される食塩溶液の流量。図３に示す本発明の好ましい形
態において、ポンプ88は付勢されたとき毎時約1.5リッ
トルの流量を与えるように設定される。入力信号（入力
電力Ｐを表す）は、当業者にとって明らかなように、温
度センサ104および106での食塩溶液の温度、カテーテル
を通る食塩溶液の流量（予め決定した、又は測定した流
量）、および食塩溶液の比熱、を表すデジタル化信号か
らポータブル・コンピューター46によって決定される。
ポータブル・コンピューター46は次いでブロック104
に戻すように入力周波数ωで入力信号を濾過する。入力
信号を濾過するために、ポータブル・コンピューターが
それを別個のフーリエ変形で処理し、それを時間領域か
ら周波数領域に転化する。周波数ωの変形信号の部分は
濾過入力信号を含む。この濾過入力し信号は相と振幅の
両方をもつ。ブロック142において、入力信号の振幅が
決定され、|P（ω）｜としてブロック134に入力され
る。この濾過入力信号Φinの相はブロック136において
出力信号の相と比較されて、ΦinとΦoutとの間の差に
等しい位相差ΔΦを生ずる。ポータブル・コンピュータ
ー46は、ブロック134に示すように位相差を決定し、心
臓出力“CO"を次のように計算する。
CO＝|P（ω）｜＊COSΔΦ/|T（ω）｜＊Cb） （３） 上記の式において、値Cbは血液の比熱と密度との積で
ある。
心臓12の右心室内の血液の容量、すなわち混合容量、
は次式から推定される。
上記式中のＴは入力信号の期間である。心臓出力の決
定に及ぼすノイズの影響を減少させるために、混合容量
の推定を上記の式４から行ない。次の関係で使用するこ
とができる。
混合容量の推定は好ましくは長期間にわたって平均化
され（容量は心臓出力の決定される期間にわたって比較
的に一定であると仮定して）、平均混合容量を式５で
使用して心臓出力を決定する。式５からえられる心臓出
力の決定はそれ故、心臓速度の変化を含めて、相ノイズ
に対して敏感ではない。
血液を冷却することによって、または血液に熱を加え
ることによって、熱信号が心臓12内の血液に注入される
と、入力熱信号が肺動脈中の温度センサ24に達する前
に、輸送遅延時間を受ける。輸送遅延時間は、流量およ
び容量サイズに依存する相シフトを付加する。輸送遅延
時間による相の誤差は次式６のように決定される。
ここにＬは心臓信号が心臓内の血液に注入される点か
ら温度センサが配置されている点までの路の長さ（cm単
位）に等しく、Ｒは容器半径（単位cm）であり、COは
／秒単位の心臓出力である。たとえば、長さ10cmの路、
１／分の流量、1.6cmの半径、および60秒に等しい心
臓信号の注入期間について、代表的な相シフトは約28.8
゜である。
輸送遅延によって導入される相シフトは比較的低い流
量で顕著になり、混合容量の正確な補正を困難にする。
この問題に関する１つの方法は２つの（またはそれ以上
の）異なった周波数の入力信号を用いて、輸送遅延相シ
フトの別個の推定を行ない、混合容量相シフトを異なっ
た周波数の相シフトから決定することである。
心臓出力を決定する際に補正を加えうる２つの追加の
誤差源がある。これらの誤差源はカテーテルの時間常数
およびそれらのそれぞれの熱量によって生ずるサーミス
タに関する。カテーテルの熱量は入力信号を減衰させ相
シフトさせる。これに対して温度センサ24の熱量は温度
センサ24を通って流れる血液の温度変化に対応する受信
温度信号を減衰させ相シフトさせる。好ましい態様にお
いて使用する補正は単純な１次系をとる。たとえば、ヒ
ーター21は時間常数Thtrをもつものと仮定し（実際には
時間常数はカテーテルおよびヒーターについてであ
る）、温度センサ24は時間常数Tsensをもつものと仮定
する。両者は実験的に決定される。従って心臓出力は次
式から決定される。
ここに、 Φhtr ＝−ARCTAN（ω＊Thrt）； Φsens ＝−ARCTAN（ω＊Tsens）； HTRatten ＝COS（Φhtr）； SENSORatten＝COS（Φsens）。
式７は熱信号入力と温度センサの出力信号の変化によ
り異なった温度をもつ血液の温度センサ24への到達の間
に時間遅延が起こることを確認している。同様に、カテ
ーテル／ヒーターの熱量は入力信号の適用とヒーター22
（または熱交換器60）のまわりの血液へのエネルギーの
移動との間に時間遅延を導入する。ヒーター22と温度セ
ンサ24の両者の代表的な時間常数はそれぞれ約２秒であ
る。これら２つの要素の時間常数が流量によっては変化
しないという仮定にもとづけば、振幅の誤差、従ってこ
の誤差源から導入される心臓出力の誤差は、入力信号の
周波数にのみ依存して一定であるべきである。従って、
これらの時間常数によって導入される相シフトも一定で
あるべきである。相誤差の感度は低流量および大混合容
量で増大するので、カテーテル／ヒーター（または熱交
換器）および温度センサの時間常数による相シフトを大
きな全体の相角度で補正することが重要である。
本発明の好ましい態様を説明し記述したけれども、本
発明の精神と範囲から逸脱することなしに種々の変化が
そこになしうることが理解されるであろう。従って、本
発明の範囲は如何なる意味でも好ましい態様の記述によ
って限定されることはなく、以下の請求の範囲を全体と
して参照することによって決定される、ということが意
図される。

Claims (11)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】下記の（ａ）〜（ｆ）の諸要素すなわち （ａ）カテーテルの基端部と末梢端部との間をほぼの
    び、カテーテルの末梢端部が心臓血管系を通して心臓に
    挿入しうる多数の内腔をもつカテーテル； （ｂ）周期的に変わる温度変性入力信号を、末梢端部か
    ら間隔をおいて離れているカテーテルの一部に供給する
    手段； （ｃ）カテーテルの末梢端部に配置され、心臓から流れ
    る血液の温度を表す血液温度信号を発生するように提供
    された血液温度センサ； （ｄ）温度変性入力信号によってはこばれる電力を決定
    するための手段であって、入力信号に相当する該搬送電
    力を表す対応する周期的に変化する電力を発生する、電
    力を決定する手段； （ｅ）周期的に変化する電力信号と周期的に変化する温
    度信号との間の位相差を決定する位相比較器；および （ｆ）心臓の心臓出力を電力信号、血液温度信号、およ
    びこれらの信号の間の位相差の関数として決定するため
    のコントロール手段； を含んで成ることを特徴とする心臓の心臓出力を連続的
    にモニタする装置。
  2. 【請求項２】供給手段が末梢端部から間隔をおいて離れ
    たカテーテルの部分に配置したレジスタに複数の導線に
    よって接続された一つの電流源を含み、該入力信号がレ
    ジスタおよびレジスタのまわりの血液を加熱するために
    加えられる周期的に変化する電流からなる請求項１の装
    置。
  3. 【請求項３】搬送された電力を決定する手段が、レジス
    タを通って流れる電流によってレジスタ中で消散される
    電力を決定する手段を含む請求項２の装置。
  4. 【請求項４】供給手段が、カテーテルの内腔によって形
    成される閉鎖ループの流体流路を介して温度調整流体を
    搬送するポンプを含み、このポンプが予め定めた周波数
    で周期的にオンおよびオフをくりかえす請求項１の装
    置。
  5. 【請求項５】搬送電力を決定する手段がカテーテルにポ
    ンプ給送される温度調整流体の温度をモニタする第１の
    温度センサ、心臓から戻る温度調整流体の温度モニタす
    る第２の温度センサ、および該流体の流量を決定する手
    段を含み、そしてコントロール手段が第１および第２の
    温度センサによってモニタされる温度調整流体の温度
    差、およびカテーテル中の温度調整流体の流量の差の関
    数として搬送電力を決定する請求項４の装置。
  6. 【請求項６】供給手段が更に温度調整流体を心臓に入る
    血液の温度より実質的に低い温度に冷却する流体急冷器
    を含む請求項４の装置。
  7. 【請求項７】流体を、心臓に入る血液の通常の温度より
    実質的に上の温度に加熱する請求項４の装置。
  8. 【請求項８】心臓出力が次の式によって決定される請求
    項１の装置。 CO＝|P（ω）｜＊COSΔΦ/|T（ω）｜＊Cb） ここに、 CO ＝心臓出力； Ｐ（ω）＝角度周波数ωで変化する、入力信号によって
    搬送される電力； ΔΦ ＝電力信号と血液温度信号との間の位相差； Ｔ（ω）＝角度周波数ωで変化する、血液温度信号によ
    って示される血液温度；および Cb ＝血液の比熱時間密度常数。
  9. 【請求項９】入力信号が周期的に変化する周波数とは異
    なる周波数を濾過して出すための電力信号および血液温
    度信号を濾過する帯通過フィルタ部材を更に含む請求項
    １の装置。
  10. 【請求項１０】カテーテルの熱量に少なくとも部分的に
    基因する血液温度信号中の位相シフト誤差を補償する手
    段を更に含む請求項１の装置。
  11. 【請求項１１】コントロール手段が心臓出力の決定の点
    で、カテーテルと血液温度センサによる血液温度信号の
    減衰を補償する請求項１の装置。
JP05511766A 1991-12-27 1992-12-16 心臓の出力を連続的にモニタする装置と方法 Expired - Fee Related JP3131696B2 (ja)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US815,068 1977-07-12
US07/815,068 US5217019A (en) 1991-12-27 1991-12-27 Apparatus and method for continuously monitoring cardiac output
PCT/US1992/010965 WO1993012714A1 (en) 1991-12-27 1992-12-16 Apparatus and method for continuously monitoring cardiac output

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPH07506265A JPH07506265A (ja) 1995-07-13
JP3131696B2 true JP3131696B2 (ja) 2001-02-05

Family

ID=25216763

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP05511766A Expired - Fee Related JP3131696B2 (ja) 1991-12-27 1992-12-16 心臓の出力を連続的にモニタする装置と方法

Country Status (12)

Country Link
US (2) US5217019A (ja)
EP (2) EP0618780B1 (ja)
JP (1) JP3131696B2 (ja)
AT (1) ATE190818T1 (ja)
AU (1) AU670773B2 (ja)
CA (1) CA2126248C (ja)
DE (1) DE69230832T2 (ja)
DK (1) DK0618780T3 (ja)
ES (1) ES2145040T3 (ja)
GR (1) GR3033361T3 (ja)
PT (1) PT618780E (ja)
WO (1) WO1993012714A1 (ja)

Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR101727826B1 (ko) * 2015-09-24 2017-04-17 명재훈 자전거 페달용 사이드스토퍼
US10722631B2 (en) 2018-02-01 2020-07-28 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pumps and methods of use and manufacture
US11185677B2 (en) 2017-06-07 2021-11-30 Shifamed Holdings, Llc Intravascular fluid movement devices, systems, and methods of use
US11511103B2 (en) 2017-11-13 2022-11-29 Shifamed Holdings, Llc Intravascular fluid movement devices, systems, and methods of use
US11654275B2 (en) 2019-07-22 2023-05-23 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pumps with struts and methods of use and manufacture
US11724089B2 (en) 2019-09-25 2023-08-15 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pump systems and methods of use and control thereof
US11964145B2 (en) 2019-07-12 2024-04-23 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pumps and methods of manufacture and use

Families Citing this family (63)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5553622A (en) * 1991-01-29 1996-09-10 Mckown; Russell C. System and method for controlling the temperature of a catheter-mounted heater
US5720293A (en) * 1991-01-29 1998-02-24 Baxter International Inc. Diagnostic catheter with memory
US6387052B1 (en) 1991-01-29 2002-05-14 Edwards Lifesciences Corporation Thermodilution catheter having a safe, flexible heating element
US5682899A (en) * 1991-05-16 1997-11-04 Ami-Med Corporation Apparatus and method for continuous cardiac output monitoring
WO1993015652A1 (en) * 1992-02-07 1993-08-19 Interflo Medical, Inc. A thermodilution catheter having a safe, flexible heating element
US5390679A (en) * 1993-06-03 1995-02-21 Eli Lilly And Company Continuous cardiac output derived from the arterial pressure waveform using pattern recognition
US5357967A (en) * 1993-06-04 1994-10-25 Baxter International Inc. Method and apparatus for measuring flow using frequency-dispersive techniques
US5797398A (en) * 1993-08-13 1998-08-25 Thermal Technologies, Inc. Method and apparatus for measuring continuous blood flow at low power
US5509424A (en) * 1994-01-28 1996-04-23 Aws Salim Nashef Continuous cardiac output monitoring system
US5634461A (en) * 1995-06-07 1997-06-03 Alliance Pharmaceutical Corp. System for measuring blood oxygen levels
US6390977B1 (en) 1995-06-07 2002-05-21 Alliance Pharmaceutical Corp. System and methods for measuring oxygenation parameters
US5620002A (en) * 1995-12-22 1997-04-15 Abbott Critical Care Systems Method for correcting thermal drift in cardiac output determination
US6743172B1 (en) 1998-01-14 2004-06-01 Alliance Pharmaceutical Corp. System and method for displaying medical process diagrams
US6860266B2 (en) 2000-11-03 2005-03-01 Dartmouth-Hitchcock Clinic Physiological object displays
US6673098B1 (en) * 1998-08-24 2004-01-06 Radiant Medical, Inc. Disposable cassette for intravascular heat exchange catheter
US6986744B1 (en) * 1999-02-02 2006-01-17 Transonic Systems, Inc. Method and apparatus for determining blood flow during a vascular corrective procedure
US6585692B1 (en) * 1999-02-19 2003-07-01 Alsius Corporation Method and system for patient temperature management and central venous access
US20070265563A1 (en) * 2006-05-11 2007-11-15 Heuser Richard R Device for treating chronic total occlusion
US20090093791A1 (en) * 1999-09-17 2009-04-09 Heuser Richard R Devices and methods for treating chronic total occlusion
US6409663B1 (en) 1999-11-12 2002-06-25 Steven F. Mercereau Apparatus and method for monitoring the vital status of biological materials
US6536949B1 (en) * 2000-03-07 2003-03-25 Richard R. Heuser Catheter for thermal evaluation of arteriosclerotic plaque
DE60103360T2 (de) 2001-03-01 2005-06-02 Pulsion Medical Systems Ag Gerät, Computerprogramm und Zentralvenenkatheter zur hämodynamischen Überwachung
EP1260175B8 (en) * 2001-05-23 2011-02-16 St. Jude Medical Systems AB Interactive measurement system
US7087026B2 (en) * 2002-03-21 2006-08-08 Radiant Medical, Inc. Devices and methods for measuring blood flow rate or cardiac output and for heating or cooling the body
US7300459B2 (en) * 2002-10-17 2007-11-27 Heuser Richard R Stent with covering and differential dilation
US7166088B2 (en) * 2003-01-27 2007-01-23 Heuser Richard R Catheter introducer system
US7402141B2 (en) 2003-08-27 2008-07-22 Heuser Richard R Catheter guidewire system using concentric wires
US8152747B2 (en) * 2004-03-26 2012-04-10 Aslam Khan Spinal and upper cervical impulse treatment and device
US8545418B2 (en) * 2004-08-25 2013-10-01 Richard R. Heuser Systems and methods for ablation of occlusions within blood vessels
US20080154153A1 (en) * 2004-08-25 2008-06-26 Heuser Richard R Multiple-wire systems and methods for ablation of occlusions within blood vessels
US7632235B1 (en) 2004-11-22 2009-12-15 Pacesetter, Inc. System and method for measuring cardiac output via thermal dilution using an implantable medical device with an external ultrasound power delivery system
US8845561B2 (en) * 2005-03-08 2014-09-30 Aslam Khan Non-invasive method of spinal intervention and use of devices effective for spinal intervention
EP2471452B1 (en) 2005-10-14 2014-12-10 Pacesetter, Inc. Cardiac pacing system and method of conveying information therein
US9168383B2 (en) 2005-10-14 2015-10-27 Pacesetter, Inc. Leadless cardiac pacemaker with conducted communication
US20070167865A1 (en) * 2005-11-29 2007-07-19 Lopez George A Cardiac output measurement devices and methods
US7374567B2 (en) * 2006-01-25 2008-05-20 Heuser Richard R Catheter system for connecting adjacent blood vessels
US20070203572A1 (en) * 2006-01-25 2007-08-30 Heuser Richard R Catheter system with stent apparatus for connecting adjacent blood vessels
US8062321B2 (en) * 2006-01-25 2011-11-22 Pq Bypass, Inc. Catheter system for connecting adjacent blood vessels
US20070185567A1 (en) * 2006-01-25 2007-08-09 Heuser Richard R Catheter system with stent device for connecting adjacent blood vessels
US20070203515A1 (en) * 2006-01-25 2007-08-30 Heuser Richard R Catheter system for connecting adjacent blood vessels
US7563231B2 (en) * 2006-02-15 2009-07-21 Medtronic, Inc. Rapid thermal detection of cardiac output change
US20080177249A1 (en) * 2007-01-22 2008-07-24 Heuser Richard R Catheter introducer system
US20080234813A1 (en) * 2007-03-20 2008-09-25 Heuser Richard R Percutaneous Interventional Cardiology System for Treating Valvular Disease
US8475509B2 (en) * 2007-08-09 2013-07-02 Zoll Circulation, Inc. Devices and methods for using endovascular cooling to treat septic shock and other disorders
ES2385603T3 (es) * 2007-11-23 2012-07-27 Pulsion Medical Systems Ag Conjunto de sensor venoso central para medir datos fisiológicos para la determinación del gasto cardiaco y procedimiento para determinar el gasto cardiaco
US20090192485A1 (en) * 2008-01-28 2009-07-30 Heuser Richard R Snare device
EP2247231A4 (en) * 2008-01-31 2011-08-10 Applied Physiology Pty Ltd SYSTEMS, METHODS AND DEVICES FOR MAINTENANCE, GUIDANCE AND / OR CONTROL
DE102008026708B4 (de) * 2008-06-04 2014-01-23 Iprm Intellectual Property Rights Management Ag Vorrichtung zur Bestimmung des Blutvolumens und/oder Blutvolumenstroms und Verfahren zum Betreiben derselben
US8527068B2 (en) 2009-02-02 2013-09-03 Nanostim, Inc. Leadless cardiac pacemaker with secondary fixation capability
US9060692B2 (en) 2010-10-12 2015-06-23 Pacesetter, Inc. Temperature sensor for a leadless cardiac pacemaker
WO2012051237A1 (en) 2010-10-12 2012-04-19 Nanostim, Inc. Temperature sensor for a leadless cardiac pacemaker
US9020611B2 (en) 2010-10-13 2015-04-28 Pacesetter, Inc. Leadless cardiac pacemaker with anti-unscrewing feature
WO2012082755A1 (en) 2010-12-13 2012-06-21 Nanostim, Inc. Pacemaker retrieval systems and methods
JP2014501136A (ja) 2010-12-13 2014-01-20 ナノスティム・インコーポレイテッド デリバリーカテーテルシステム及び方法
JP2014501584A (ja) 2010-12-20 2014-01-23 ナノスティム・インコーポレイテッド 放射状固定機構を有するリードレスペースメーカー
EP2713861A1 (en) * 2011-06-01 2014-04-09 Koninklijke Philips N.V. System for distributed blood flow measurement
US10238837B2 (en) * 2011-10-14 2019-03-26 Intuitive Surgical Operations, Inc. Catheters with control modes for interchangeable probes
US20130303944A1 (en) 2012-05-14 2013-11-14 Intuitive Surgical Operations, Inc. Off-axis electromagnetic sensor
US9452276B2 (en) 2011-10-14 2016-09-27 Intuitive Surgical Operations, Inc. Catheter with removable vision probe
US9511236B2 (en) 2011-11-04 2016-12-06 Pacesetter, Inc. Leadless cardiac pacemaker with integral battery and redundant welds
US9802054B2 (en) 2012-08-01 2017-10-31 Pacesetter, Inc. Biostimulator circuit with flying cell
WO2015134765A2 (en) * 2014-03-07 2015-09-11 Zoll Circulation, Inc. Endovascular heat exchange systems and methods with blood flow monitoring and notification functions
JP6683034B2 (ja) * 2016-06-24 2020-04-15 オムロンヘルスケア株式会社 血圧脈波測定装置

Family Cites Families (30)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3359974A (en) * 1963-10-07 1967-12-26 Hassan H Khalil Device for the thermal determination of cardiac volumetric performance
US3519924A (en) * 1967-09-22 1970-07-07 Heath Lab Inc Measurements systems using conductively-heated pyroelectric element
SE391036B (sv) * 1973-12-03 1977-01-31 Elektronik Konstruktions Ab Anordning for metning och/eller overvakning av ett strommande mediums stromningshastighet
US3985123A (en) * 1975-07-17 1976-10-12 Avco Everett Research Laboratory, Inc. Method and means for monitoring cardiac output
US4059982A (en) * 1975-08-29 1977-11-29 Massachusetts Institute Of Technology Apparatus for the measurement of thermal properties of biomaterials
US4236527A (en) * 1978-10-20 1980-12-02 Massachusetts General Hospital Cardiac output detection by multiple frequency thermodilution
US4361049A (en) * 1980-08-18 1982-11-30 The Hospital For Sick Children Apparatus for calculating cardiac output
US4332157A (en) * 1980-08-29 1982-06-01 Trustees Of The University Of Pennsylvania Pyroelectric anemometer
US4501145A (en) * 1981-07-13 1985-02-26 Battelle Memorial Institute Immersion thermal exchange parameter determination
US4403615A (en) * 1981-12-14 1983-09-13 Hoehner Paul J Thermal method for measuring blood perfusion
US4542748A (en) * 1983-03-07 1985-09-24 American Hospital Supply Corp. Apparatus and method for measuring cardiac output
US4481981A (en) * 1983-03-21 1984-11-13 General Motors Corporation Soft edge seat belt webbing
US4507974A (en) * 1983-04-21 1985-04-02 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Jr. University Method and apparatus for measuring flow
US4745928A (en) * 1984-01-13 1988-05-24 American Hospital Supply Corporation Right heart ejection fraction and cardiac output catheter
US4637253A (en) * 1984-05-22 1987-01-20 Kabushiki Kaisha Toshiba Semiconductor flow detector for detecting the flow rate and flowing direction of fluid
JPS61125329A (ja) * 1984-11-21 1986-06-13 テルモ株式会社 心拍出量測定装置
US4730623A (en) * 1985-06-14 1988-03-15 Lee Arnold St J Cardiac output estimation method and apparatus
JPS62207435A (ja) * 1986-03-07 1987-09-11 テルモ株式会社 心拍出量測定用カテ−テル
DE3639666A1 (de) * 1986-11-20 1988-06-01 Draegerwerk Ag Verfahren zur bestimmung einer messgroesse eines stroemenden mediums und messschaltung hierzu
EP0374248B1 (en) * 1987-03-05 1995-05-17 Terumo Kabushiki Kaisha Apparatus for measuring cardiac output
US4819655A (en) * 1987-08-04 1989-04-11 Webler William E Injectateless thermal cardiac output determination method and apparatus
US4901734A (en) * 1987-08-17 1990-02-20 Nova Medical Specialties Dual-thermistor thermodilution catheter
AU606811B2 (en) * 1988-08-30 1991-02-14 Spectramed, Inc. Apparatus and method for determining cardiac output by thermodilution without injection
JPH02128753A (ja) * 1988-11-09 1990-05-17 Terumo Corp 心拍出量測定装置
US4949724A (en) * 1988-12-23 1990-08-21 Mahutte Cornelis K Method and apparatus for continuous measurement of cardiac output
JPH02185232A (ja) * 1989-01-13 1990-07-19 Terumo Corp 生体情報計測装置
US4993420A (en) * 1990-03-30 1991-02-19 Rutgers University Method and apparatus for noninvasive monitoring dynamic cardiac performance
GB9011259D0 (en) * 1990-05-19 1990-07-11 Nashef Samer A Catheters
US5101828A (en) * 1991-04-11 1992-04-07 Rutgers, The State University Of Nj Methods and apparatus for nonivasive monitoring of dynamic cardiac performance
US5277191A (en) * 1991-06-19 1994-01-11 Abbott Laboratories Heated catheter for monitoring cardiac output

Cited By (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR101727826B1 (ko) * 2015-09-24 2017-04-17 명재훈 자전거 페달용 사이드스토퍼
US11185677B2 (en) 2017-06-07 2021-11-30 Shifamed Holdings, Llc Intravascular fluid movement devices, systems, and methods of use
US11717670B2 (en) 2017-06-07 2023-08-08 Shifamed Holdings, LLP Intravascular fluid movement devices, systems, and methods of use
US11511103B2 (en) 2017-11-13 2022-11-29 Shifamed Holdings, Llc Intravascular fluid movement devices, systems, and methods of use
US10722631B2 (en) 2018-02-01 2020-07-28 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pumps and methods of use and manufacture
US11229784B2 (en) 2018-02-01 2022-01-25 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pumps and methods of use and manufacture
US11964145B2 (en) 2019-07-12 2024-04-23 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pumps and methods of manufacture and use
US11654275B2 (en) 2019-07-22 2023-05-23 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pumps with struts and methods of use and manufacture
US11724089B2 (en) 2019-09-25 2023-08-15 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pump systems and methods of use and control thereof

Also Published As

Publication number Publication date
WO1993012714A1 (en) 1993-07-08
CA2126248A1 (en) 1993-07-08
GR3033361T3 (en) 2000-09-29
ES2145040T3 (es) 2000-07-01
ATE190818T1 (de) 2000-04-15
DE69230832D1 (de) 2000-04-27
EP0955008A1 (en) 1999-11-10
AU670773B2 (en) 1996-08-01
DE69230832T2 (de) 2000-08-17
JPH07506265A (ja) 1995-07-13
PT618780E (pt) 2000-09-29
CA2126248C (en) 2005-09-13
AU3327393A (en) 1993-07-28
US5217019A (en) 1993-06-08
EP0618780B1 (en) 2000-03-22
EP0618780A4 (en) 1995-08-09
US5285796A (en) 1994-02-15
EP0618780A1 (en) 1994-10-12
DK0618780T3 (da) 2000-07-31

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP3131696B2 (ja) 心臓の出力を連続的にモニタする装置と方法
US6387052B1 (en) Thermodilution catheter having a safe, flexible heating element
US5261411A (en) Thermal drift correction while continuously monitoring cardiac output
US5277191A (en) Heated catheter for monitoring cardiac output
US5553622A (en) System and method for controlling the temperature of a catheter-mounted heater
WO2003079887A2 (en) Measuring blood flow rate or cardiac output
EP0868145B1 (en) Apparatus for correcting thermal drift in cardiac output determination
US5363856A (en) Correcting thermal drift in cardiac output determination
EP0625884B1 (en) System and method for controlling the temperature of a catheter-mounted heater
EP0637219B1 (en) A thermodilution catheter having a safe, flexible heating element
CA2129551C (en) A thermodilution catheter having a safe, flexible heating element
JPH0533623B2 (ja)

Legal Events

Date Code Title Description
R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20071124

Year of fee payment: 7

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20081124

Year of fee payment: 8

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20081124

Year of fee payment: 8

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20091124

Year of fee payment: 9

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20091124

Year of fee payment: 9

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20101124

Year of fee payment: 10

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111124

Year of fee payment: 11

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees