JP3234825B2 - 心拍出量モニター用加熱式カテーテル - Google Patents
心拍出量モニター用加熱式カテーテルInfo
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- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
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Description
【０００１】技術分野 本発明は、加熱式カテーテルの温度を制御する方法と装
置とに関し、詳述すれば、心拍出量を判定するのに用い
られるカテーテルの温度の制御に関する。
置とに関し、詳述すれば、心拍出量を判定するのに用い
られるカテーテルの温度の制御に関する。
【０００２】発明の背景 血液が心臓を流れる容積流量である心拍出量は、冷塩溶
液ないしブドウ糖溶液をカテーテルで心臓にボーラス注
入することで臨床的に測定されることが多い。温度に対
する経時吐出し曲線（temperature-time washout curv
e）を求めれば、その曲線の内側の領域で心拍出量の手
がかりを得ることができるが、当該温度に対する経時吐
出し曲線を求めるのに、冷却した注入物と血液の混合物
（chilledin-jectate/blood mixture）が心臓から吐き
出されている時に心臓の下流側の血液に挿入するサーミ
スターが用いられている。このような熱希釈法では、測
定操作を施したその時の心拍出量の手がかりを得ること
ができるが、心拍出量の連続測定に用いることはできな
い。測定操作を繰り返して施すにしては、冷液を注入す
る度に患者の血液が希釈されるなど患者に対する悪影響
もあって回数が限られている。また、このような方法で
は、医療従事者が患者の血液との接触により感染症に罹
患する虞があるし、また、患者としても汚染された液体
注入物や注射器による感染症に罹患する虞がある。
液ないしブドウ糖溶液をカテーテルで心臓にボーラス注
入することで臨床的に測定されることが多い。温度に対
する経時吐出し曲線（temperature-time washout curv
e）を求めれば、その曲線の内側の領域で心拍出量の手
がかりを得ることができるが、当該温度に対する経時吐
出し曲線を求めるのに、冷却した注入物と血液の混合物
（chilledin-jectate/blood mixture）が心臓から吐き
出されている時に心臓の下流側の血液に挿入するサーミ
スターが用いられている。このような熱希釈法では、測
定操作を施したその時の心拍出量の手がかりを得ること
ができるが、心拍出量の連続測定に用いることはできな
い。測定操作を繰り返して施すにしては、冷液を注入す
る度に患者の血液が希釈されるなど患者に対する悪影響
もあって回数が限られている。また、このような方法で
は、医療従事者が患者の血液との接触により感染症に罹
患する虞があるし、また、患者としても汚染された液体
注入物や注射器による感染症に罹患する虞がある。
【０００３】心拍出量を測定する類似の方法として、温
液を心臓に注入する方法もあるが、注入物が冷却されて
いるにしても、また、加熱されているにしても、測定操
作を施す回数が限られている点は変わりない。もう一つ
の方法として、カテーテルの中の一方のルーメンから他
方のルーメンへと調温液を循環させて心臓内の血液を冷
却ないし加熱する熱伝導法がある。血液の温度を変化さ
せるのに注入物を注射しないで済む熱伝導法は、血液が
希釈されるようなことがないこと、また、典型的な熱希
釈法における液体注入物と血液との間での温度差に比べ
て、熱交換媒体と血液との間での温度差を減少させるこ
とができるなど、特筆すべき利点がある。このようにし
て心拍出量を測定する無注入方法と装置については、米
国特許第４，８１９，６５５号に開示されている。
液を心臓に注入する方法もあるが、注入物が冷却されて
いるにしても、また、加熱されているにしても、測定操
作を施す回数が限られている点は変わりない。もう一つ
の方法として、カテーテルの中の一方のルーメンから他
方のルーメンへと調温液を循環させて心臓内の血液を冷
却ないし加熱する熱伝導法がある。血液の温度を変化さ
せるのに注入物を注射しないで済む熱伝導法は、血液が
希釈されるようなことがないこと、また、典型的な熱希
釈法における液体注入物と血液との間での温度差に比べ
て、熱交換媒体と血液との間での温度差を減少させるこ
とができるなど、特筆すべき利点がある。このようにし
て心拍出量を測定する無注入方法と装置については、米
国特許第４，８１９，６５５号に開示されている。
【０００４】心拍出量を測定するために心臓内を循環す
る血液の温度を変える方法として電気抵抗ヒーターを用
いたものがあるが、この場合での電気抵抗ヒーターはカ
テーテルに設けられていて、当該カテーテル内にある一
本かそれ以上のルーメンに配線した導体を介して流れる
電流により加熱されるようになっている。使用時には抵
抗ヒーターから一定の平均パワー発散量が得られるよう
に維持するのが通常で、そのようにすることにより、発
散したパワーと抵抗ヒーターの下流側で測定した血液の
温度上昇率との単純関数として心拍出量が測定できるよ
うになっている。この方法を実施するための種々のカテ
ーテルとモニターシステムについては、カーリルに付与
された米国特許第３，３５９，９７４号及び同第４，２
４０，４４１号等に開示されている。
る血液の温度を変える方法として電気抵抗ヒーターを用
いたものがあるが、この場合での電気抵抗ヒーターはカ
テーテルに設けられていて、当該カテーテル内にある一
本かそれ以上のルーメンに配線した導体を介して流れる
電流により加熱されるようになっている。使用時には抵
抗ヒーターから一定の平均パワー発散量が得られるよう
に維持するのが通常で、そのようにすることにより、発
散したパワーと抵抗ヒーターの下流側で測定した血液の
温度上昇率との単純関数として心拍出量が測定できるよ
うになっている。この方法を実施するための種々のカテ
ーテルとモニターシステムについては、カーリルに付与
された米国特許第３，３５９，９７４号及び同第４，２
４０，４４１号等に開示されている。
【０００５】しかし、前述の方法において抵抗ヒーター
をして定パワー発散量を維持させる場合では、当該ヒー
ターの近傍での血液流量が変動すると、それに伴ってヒ
ーターの表面温度が変動することから問題がある。即
ち、血液流量が小さいと、抵抗ヒーターの周囲のカテー
テルの表面温度が、血液細胞を破損する程度の温度値ま
で上昇する。また、カテーテルを患者の血管系に始めて
挿入する場合、抵抗ヒーターが体外にあって加熱される
と、その周囲には抵抗ヒーターを冷却する血流があるわ
けでもないから抵抗ヒーターが焼け付いてしまうので、
抵抗ヒーターを加熱するのに用いている電流を遮断する
なりに細心の注意が必要である。血液の破損や患者が火
傷を負うのを避けるためには、加熱素子が発散する最大
パワーを厳重に制限する必要がある。そうすると、抵抗
ヒーターの近傍を大流量で流れる血液の温度上昇率が最
小限となり、それによりその下流側で測定する血液の温
度変化率が比較的小さくなる。このような状態になる
と、加熱素子の下流側での血液の温度上昇率を表す信号
は一般に血液流速の逆数として変化するから、高容積流
量での雑音に対する信号の比が悪化する。
をして定パワー発散量を維持させる場合では、当該ヒー
ターの近傍での血液流量が変動すると、それに伴ってヒ
ーターの表面温度が変動することから問題がある。即
ち、血液流量が小さいと、抵抗ヒーターの周囲のカテー
テルの表面温度が、血液細胞を破損する程度の温度値ま
で上昇する。また、カテーテルを患者の血管系に始めて
挿入する場合、抵抗ヒーターが体外にあって加熱される
と、その周囲には抵抗ヒーターを冷却する血流があるわ
けでもないから抵抗ヒーターが焼け付いてしまうので、
抵抗ヒーターを加熱するのに用いている電流を遮断する
なりに細心の注意が必要である。血液の破損や患者が火
傷を負うのを避けるためには、加熱素子が発散する最大
パワーを厳重に制限する必要がある。そうすると、抵抗
ヒーターの近傍を大流量で流れる血液の温度上昇率が最
小限となり、それによりその下流側で測定する血液の温
度変化率が比較的小さくなる。このような状態になる
と、加熱素子の下流側での血液の温度上昇率を表す信号
は一般に血液流速の逆数として変化するから、高容積流
量での雑音に対する信号の比が悪化する。
【０００６】以前に、ニューボゥアー（E. Trautman,
R. Newbower, “The Development ofIndicator Dilutio
n Techniques（指示薬希釈法の開発について）”，I.E.
E.E.Trans. BME-31 No. 12 December 1984, pp.800-90
7; R. Newbower et al., “Continuous Electronic The
rmal Dilution Measurements（熱希釈法による電子的連
続測定法）”in Proc. 29th ACEMB, Boston, MA, 197
6）は、前述のように安全基準を遵守した場合に、最大
安全パワーが限られていると雑音に対する信号の比がよ
くないことから、大方の患者に対して熱希釈法による過
熱カテーテルを臨床的に用いることができない、と言明
している。
R. Newbower, “The Development ofIndicator Dilutio
n Techniques（指示薬希釈法の開発について）”，I.E.
E.E.Trans. BME-31 No. 12 December 1984, pp.800-90
7; R. Newbower et al., “Continuous Electronic The
rmal Dilution Measurements（熱希釈法による電子的連
続測定法）”in Proc. 29th ACEMB, Boston, MA, 197
6）は、前述のように安全基準を遵守した場合に、最大
安全パワーが限られていると雑音に対する信号の比がよ
くないことから、大方の患者に対して熱希釈法による過
熱カテーテルを臨床的に用いることができない、と言明
している。
【０００７】従って、本発明の目的は、従来の定パワー
発散システムにおける制限事項を避けて、しかも、過熱
ないし患者に対して火傷を与えることで血液細胞を破損
するような潜在的危害を伴わないで、心拍出量測定のた
めに血液を加熱するシステムを提供することである。本
発明の前述した目的や利点、並びにその他の目的や利点
などは、添付図面及び後述の好ましい実施冷の説明から
明らかになるであろう。
発散システムにおける制限事項を避けて、しかも、過熱
ないし患者に対して火傷を与えることで血液細胞を破損
するような潜在的危害を伴わないで、心拍出量測定のた
めに血液を加熱するシステムを提供することである。本
発明の前述した目的や利点、並びにその他の目的や利点
などは、添付図面及び後述の好ましい実施冷の説明から
明らかになるであろう。
【０００８】発明の趣旨 本発明を構成する装置は、血液の温度上昇に基づいて心
拍出量を測定するために、心臓を流れる血液を加熱する
のに用いられる。この装置は、電流供給源と接続でき、
心臓へと脈管を介して挿入するようになったカテーテル
本体上の、そのカテーテルの末端から所定距離だけ隔て
たところに装着した抵抗ヒーターで構成されている。こ
の抵抗ヒーターの温度を検出して、当該温度を表す信号
を出力するのに、温度検出手段を用いている。抵抗ヒー
ターの温度を表す前記信号は制御手段に供給され、それ
により制御手段は、抵抗ヒーターの温度が所定値を越え
ないように、電流供給源から抵抗ヒーターを流れる電流
を制御するようになっている。
拍出量を測定するために、心臓を流れる血液を加熱する
のに用いられる。この装置は、電流供給源と接続でき、
心臓へと脈管を介して挿入するようになったカテーテル
本体上の、そのカテーテルの末端から所定距離だけ隔て
たところに装着した抵抗ヒーターで構成されている。こ
の抵抗ヒーターの温度を検出して、当該温度を表す信号
を出力するのに、温度検出手段を用いている。抵抗ヒー
ターの温度を表す前記信号は制御手段に供給され、それ
により制御手段は、抵抗ヒーターの温度が所定値を越え
ないように、電流供給源から抵抗ヒーターを流れる電流
を制御するようになっている。
【０００９】本発明の一形態では、温度検出手段は、抵
抗ヒーターの温度を検出すべく当該抵抗ヒーターと熱伝
導が行われるように装着した温度センサーからなる。別
の実施例では、抵抗ヒーターの抵抗値が当該抵抗ヒータ
ーの温度変化に伴って変化するようになっており、その
場合での温度検出手段は抵抗ヒーターと共にブリッジ回
路に接続した複数の抵抗器で構成されている。制御手段
は、このブリッジ回路で発生する電位の関数として抵抗
ヒーターを流れる電流を制御するようになっている。
抗ヒーターの温度を検出すべく当該抵抗ヒーターと熱伝
導が行われるように装着した温度センサーからなる。別
の実施例では、抵抗ヒーターの抵抗値が当該抵抗ヒータ
ーの温度変化に伴って変化するようになっており、その
場合での温度検出手段は抵抗ヒーターと共にブリッジ回
路に接続した複数の抵抗器で構成されている。制御手段
は、このブリッジ回路で発生する電位の関数として抵抗
ヒーターを流れる電流を制御するようになっている。
【００１０】別の方法としては、温度検出手段を、抵抗
ヒーターを流れる電流と抵抗ヒーターでの電圧降下量を
測定する手段で構成してもよい。その場合、抵抗ヒータ
ーの温度を表す信号は、抵抗ヒーター（この抵抗値は温
度変化に伴って変化する）での電圧降下量と電流の比と
比例する。
ヒーターを流れる電流と抵抗ヒーターでの電圧降下量を
測定する手段で構成してもよい。その場合、抵抗ヒータ
ーの温度を表す信号は、抵抗ヒーター（この抵抗値は温
度変化に伴って変化する）での電圧降下量と電流の比と
比例する。
【００１１】本発明の別の形態では、制御手段は抵抗ヒ
ーターの公称（nominal）の定パワー発散量をほぼ維持
する一方で、当該抵抗ヒーターの温度が所定値を越えた
場合には、抵抗ヒーターを流れる電流を減少させて異な
った公称定パワー発散量を呈するように作用する。この
場合での制御手段は、前記所定値に対応する基準信号を
発生する手段と、抵抗ヒーターの温度を表す信号を前記
基準信号と比較して両者の差に対応する出力信号を発生
する比較器とで構成してもよい。この制御手段の出力信
号は、抵抗ヒーターを流れる電流を制御するのに用いら
れる。また、心拍出量を測定するのに、抵抗ヒーターの
温度を表す信号の関数として当該抵抗ヒーターが発散す
る電気パワーを測定する手段を装置に設けてもよい。
ーターの公称（nominal）の定パワー発散量をほぼ維持
する一方で、当該抵抗ヒーターの温度が所定値を越えた
場合には、抵抗ヒーターを流れる電流を減少させて異な
った公称定パワー発散量を呈するように作用する。この
場合での制御手段は、前記所定値に対応する基準信号を
発生する手段と、抵抗ヒーターの温度を表す信号を前記
基準信号と比較して両者の差に対応する出力信号を発生
する比較器とで構成してもよい。この制御手段の出力信
号は、抵抗ヒーターを流れる電流を制御するのに用いら
れる。また、心拍出量を測定するのに、抵抗ヒーターの
温度を表す信号の関数として当該抵抗ヒーターが発散す
る電気パワーを測定する手段を装置に設けてもよい。
【００１２】心拍出量をモニターするために用いたカテ
ーテルからの熱伝導による過熱作用に起因する血液や生
体組織の破損を防ぐための方法も、本発明の別の面を構
成している。即ち、この破損防止方法は、カテーテルの
被過熱部の温度をモニターし、その温度を表す信号を出
力するステップとで構成されている。被過熱部の温度
は、前記出力信号に応じて、所定の最高安全温度値を越
えないように制御されるようになっている。従って、被
加熱部の温度を表す信号は、心拍出量の測定において血
液を加熱する際に発散するパワーを求めるのに用いられ
るのである。被加熱部の温度をモニターするステップと
しては、抵抗ヒーターを流れる電流を測定するステップ
と、当該抵抗ヒータでの電圧降下量を測定するステップ
とで構成してもよい。すると、カテーテルの被加熱部で
の温度は、前記電圧降下量と前記電流との比に比例す
る。別の方法として、被加熱部の温度をモニターするス
テップを、その構成要件として抵抗ヒーターも介在して
いるブリッジ回路の出力端間で発生する電位差をモニタ
ーするステップで構成してもよい。
ーテルからの熱伝導による過熱作用に起因する血液や生
体組織の破損を防ぐための方法も、本発明の別の面を構
成している。即ち、この破損防止方法は、カテーテルの
被過熱部の温度をモニターし、その温度を表す信号を出
力するステップとで構成されている。被過熱部の温度
は、前記出力信号に応じて、所定の最高安全温度値を越
えないように制御されるようになっている。従って、被
加熱部の温度を表す信号は、心拍出量の測定において血
液を加熱する際に発散するパワーを求めるのに用いられ
るのである。被加熱部の温度をモニターするステップと
しては、抵抗ヒーターを流れる電流を測定するステップ
と、当該抵抗ヒータでの電圧降下量を測定するステップ
とで構成してもよい。すると、カテーテルの被加熱部で
の温度は、前記電圧降下量と前記電流との比に比例す
る。別の方法として、被加熱部の温度をモニターするス
テップを、その構成要件として抵抗ヒーターも介在して
いるブリッジ回路の出力端間で発生する電位差をモニタ
ーするステップで構成してもよい。
【００１３】好ましい実施例の説明 図１は心臓１０の概略断面図であって、本発明により心
拍出量を連続モニターするために加熱式カテーテル３０
が挿入されているところを示している。この加熱式カテ
ーテル３０は、脈管を介して右心房１２における右心室
１４を延在するように挿入されたものとして図示してあ
る。この加熱式カテーテルの末端にはバルーン１８が取
り付けられていて、このバルーン１８を膨張させること
によりカテーテルを肺動脈１６に達するまで挿入してい
る。加熱式カテーテル３０の周囲における、前記末端か
ら内側に隔てた個所に抵抗ヒーター３２が取り付けられ
ている。図１の実施例に示したように、ヒーター３２の
取付け個所は、加熱式カテーテル３０の末端から約１５
センチ内側に隔てたところである。この抵抗ヒーター３
２としては、銅線やその他の電導性材料をコイルに巻回
したもので構成するのが望ましく、その長さは好ましい
実施例では約１５センチである。加熱式カテーテル３０
は、リード線１５を介して心拍出量連続測定用モニター
２０に接続されるようになっており、当該抵抗ヒーター
３２への電流供給は前記リード線１５を介して行われ
る。加熱電流としてはゼロ値と或所定最大値との間を繰
返し変化するようになっているのが通常である。そこ
で、血液が右心室１４に流入するにつれて、その血液の
温度が抵抗ヒーター３２により上昇される。右心室への
血液の流入に伴って乱流が発生するが、この乱流により
血液が肺動脈に吐き出されるに先立って、加熱式カテー
テルの近傍で加熱された血液が新たに右心室に流入して
くる血液と徹底的に撹拌される。心臓１０により吐き出
される血液の容積流量を測定する従来の方法では、抵抗
ヒーター３２において発散するパワー量と、当該抵抗ヒ
ーター３２により加熱されて心臓から吐き出される血液
の温度上昇率とをモニターすることにより行われてい
る。この場合、温度上昇率は流量と逆比例して変化す
る。加熱式カテーテル３０の末端に設けた末端温度セン
サー３４が肺動脈１６における血液の温度上昇を検出す
るようになっている。ところが、一定の加熱パワーを利
用するよりはむしろ、繰返しないし連続変化する加熱パ
ワーを利用すれば、自然に起こる血液の温度変動やドリ
フトによる血液温度上昇と加熱による血液温度上昇とを
区別させることができる。
拍出量を連続モニターするために加熱式カテーテル３０
が挿入されているところを示している。この加熱式カテ
ーテル３０は、脈管を介して右心房１２における右心室
１４を延在するように挿入されたものとして図示してあ
る。この加熱式カテーテルの末端にはバルーン１８が取
り付けられていて、このバルーン１８を膨張させること
によりカテーテルを肺動脈１６に達するまで挿入してい
る。加熱式カテーテル３０の周囲における、前記末端か
ら内側に隔てた個所に抵抗ヒーター３２が取り付けられ
ている。図１の実施例に示したように、ヒーター３２の
取付け個所は、加熱式カテーテル３０の末端から約１５
センチ内側に隔てたところである。この抵抗ヒーター３
２としては、銅線やその他の電導性材料をコイルに巻回
したもので構成するのが望ましく、その長さは好ましい
実施例では約１５センチである。加熱式カテーテル３０
は、リード線１５を介して心拍出量連続測定用モニター
２０に接続されるようになっており、当該抵抗ヒーター
３２への電流供給は前記リード線１５を介して行われ
る。加熱電流としてはゼロ値と或所定最大値との間を繰
返し変化するようになっているのが通常である。そこ
で、血液が右心室１４に流入するにつれて、その血液の
温度が抵抗ヒーター３２により上昇される。右心室への
血液の流入に伴って乱流が発生するが、この乱流により
血液が肺動脈に吐き出されるに先立って、加熱式カテー
テルの近傍で加熱された血液が新たに右心室に流入して
くる血液と徹底的に撹拌される。心臓１０により吐き出
される血液の容積流量を測定する従来の方法では、抵抗
ヒーター３２において発散するパワー量と、当該抵抗ヒ
ーター３２により加熱されて心臓から吐き出される血液
の温度上昇率とをモニターすることにより行われてい
る。この場合、温度上昇率は流量と逆比例して変化す
る。加熱式カテーテル３０の末端に設けた末端温度セン
サー３４が肺動脈１６における血液の温度上昇を検出す
るようになっている。ところが、一定の加熱パワーを利
用するよりはむしろ、繰返しないし連続変化する加熱パ
ワーを利用すれば、自然に起こる血液の温度変動やドリ
フトによる血液温度上昇と加熱による血液温度上昇とを
区別させることができる。
【００１４】好ましい実施例では、心拍出量測定用モニ
ター２０は、血液の温度上昇率と抵抗ヒーター３２が発
散したパワーの関数として心拍出量を算出するマイクロ
プロセッサー（図示せず）で構成されていてもよい。前
述したように、加熱式カテーテルを用いて心拍出量を求
める場合、抵抗ヒーターの温度は、血液の心臓貫流量
（rate of flow of blood through the heart）が少な
いこともあって、心臓１０内での血液の加熱に伴って赤
血球が破損されるほど高くなっている。逆に言えば、抵
抗ヒーター３２のパワー発散量を低流量時での血球の過
熱を妨げるほど充分低い値に設定すると、雑音に対する
信号の比が悪化して、温度信号が小さいときでの大流量
を正確に測定できなくなる。また、加熱式カテーテル３
０を患者の血管系に挿入する前に誤って電流を供給して
しまうと、カテーテルの挿入操作時に患者が火傷を被る
ことになる。何故なら、挿入操作の時には加熱している
抵抗ヒーター３２を冷却するような血液は当該抵抗ヒー
ターの周りにはないからである。本発明では、前記した
火傷を防ぐために抵抗ヒーター３２の温度を制御すると
共に、適切な信号が得られるように制御している。
ター２０は、血液の温度上昇率と抵抗ヒーター３２が発
散したパワーの関数として心拍出量を算出するマイクロ
プロセッサー（図示せず）で構成されていてもよい。前
述したように、加熱式カテーテルを用いて心拍出量を求
める場合、抵抗ヒーターの温度は、血液の心臓貫流量
（rate of flow of blood through the heart）が少な
いこともあって、心臓１０内での血液の加熱に伴って赤
血球が破損されるほど高くなっている。逆に言えば、抵
抗ヒーター３２のパワー発散量を低流量時での血球の過
熱を妨げるほど充分低い値に設定すると、雑音に対する
信号の比が悪化して、温度信号が小さいときでの大流量
を正確に測定できなくなる。また、加熱式カテーテル３
０を患者の血管系に挿入する前に誤って電流を供給して
しまうと、カテーテルの挿入操作時に患者が火傷を被る
ことになる。何故なら、挿入操作の時には加熱している
抵抗ヒーター３２を冷却するような血液は当該抵抗ヒー
ターの周りにはないからである。本発明では、前記した
火傷を防ぐために抵抗ヒーター３２の温度を制御すると
共に、適切な信号が得られるように制御している。
【００１５】図２Ａ図と図２Ｂとは、加熱式カテーテル
３０に設けた抵抗ヒーター３２の温度を検出する手段の
第１実施例をブロック回路図として示している。温度セ
ンサー３５（例えばサーミスター）は、抵抗ヒーター３
２の近傍に設けられていると共に、リード線３６を介し
て温度検出信号調整ブロック３８に接続されている。
（図１では、本発明の幾つかの実施例では温度センサー
３５を用いないこともあるので、当該温度センサー３５
には破線を付けてある。）該信号調整ブロック３８は、
温度センサー３５からの信号を、抵抗ヒーター３２の温
度に比例する出力信号ＶＨｔｅｍｐに変換する。基準温
度ブロック４３は、抵抗ヒーター３２の温度が越えるこ
とのない所定最高温度に比例する信号Ｖｒｅｆを出力す
る。血液は高温に敏感であり、従って、たとえ比較的低
温度であっても、当該低温度に相当長時間曝露すると赤
血球が破壊されるようなことがある。それ故、信号Ｖ
ｒｅｆとしては、設定した温度と曝露時間とでの破壊を
避けるべく選定された基準温度に対応して設定するのが
望ましい。
３０に設けた抵抗ヒーター３２の温度を検出する手段の
第１実施例をブロック回路図として示している。温度セ
ンサー３５（例えばサーミスター）は、抵抗ヒーター３
２の近傍に設けられていると共に、リード線３６を介し
て温度検出信号調整ブロック３８に接続されている。
（図１では、本発明の幾つかの実施例では温度センサー
３５を用いないこともあるので、当該温度センサー３５
には破線を付けてある。）該信号調整ブロック３８は、
温度センサー３５からの信号を、抵抗ヒーター３２の温
度に比例する出力信号ＶＨｔｅｍｐに変換する。基準温
度ブロック４３は、抵抗ヒーター３２の温度が越えるこ
とのない所定最高温度に比例する信号Ｖｒｅｆを出力す
る。血液は高温に敏感であり、従って、たとえ比較的低
温度であっても、当該低温度に相当長時間曝露すると赤
血球が破壊されるようなことがある。それ故、信号Ｖ
ｒｅｆとしては、設定した温度と曝露時間とでの破壊を
避けるべく選定された基準温度に対応して設定するのが
望ましい。
【００１６】信号調整ブロック３８は、入力抵抗４２を
介して差動増幅器４０の反転入力端に接続されており、
基準温度ないし設定ポイントブロック４３も入力抵抗４
４を介して差動増幅器４０の非反転入力端に接続されて
いる。差動増幅器４０の非反転入力端と接地との間には
抵抗４０ａが、また、反転入力端と出力端との間には帰
還抵抗４５ｂが接続されている。この差動増幅器４０
は、信号ＶＨｔｅｍｐと信号Ｖｒｅｆとの差をゲインＫ
だけ増幅して、下記の関係式の電圧Ｖ０を出力するもの
である。
介して差動増幅器４０の反転入力端に接続されており、
基準温度ないし設定ポイントブロック４３も入力抵抗４
４を介して差動増幅器４０の非反転入力端に接続されて
いる。差動増幅器４０の非反転入力端と接地との間には
抵抗４０ａが、また、反転入力端と出力端との間には帰
還抵抗４５ｂが接続されている。この差動増幅器４０
は、信号ＶＨｔｅｍｐと信号Ｖｒｅｆとの差をゲインＫ
だけ増幅して、下記の関係式の電圧Ｖ０を出力するもの
である。
【００１７】Ｖ０＝（Ｖｒｅｆ−ＶＨｔｅｍｐ）*Ｋ この電圧Ｖ０により、電流Ｉ０がリード線４７を介して
電流センサー４９に供給され、その後はリード線５０を
介してヒーター３２へと供給される。電流センサー４９
の抵抗値は非常に小さく、従ってヒーターでの電圧降下
量（ヒーター電圧）Ｖｈｔｒは電圧Ｖ０にほぼ等しい。
電流センサー４９に供給され、その後はリード線５０を
介してヒーター３２へと供給される。電流センサー４９
の抵抗値は非常に小さく、従ってヒーターでの電圧降下
量（ヒーター電圧）Ｖｈｔｒは電圧Ｖ０にほぼ等しい。
【００１８】図２Ｂでは、図２Ａに示した第１実施例と
類似しているが、電圧Ｖ０がリード線４７を介して定電
流源３３に供給されるように構成した第２実施例を示し
ている。この電圧は定電流源を制御するようになってい
るから、定電流源からは下記の関係式で表される定電流
Ｉ０が出力されることになる。
類似しているが、電圧Ｖ０がリード線４７を介して定電
流源３３に供給されるように構成した第２実施例を示し
ている。この電圧は定電流源を制御するようになってい
るから、定電流源からは下記の関係式で表される定電流
Ｉ０が出力されることになる。
【００１９】Ｉ０＝（Ｖｒｅｆ−ＶＨｔｅｍｐ）*Ｋ この電流Ｉ０は、電流センサー４９に供給された後にリ
ード線５０を介してヒーター３２へと供給される。
ード線５０を介してヒーター３２へと供給される。
【００２０】ところで、ヒーター温度が基準温度ブロッ
ク４３により設定されたレベルを超えて上昇すれば、ヒ
ーター電圧Ｖｈｔｒ（図２Ａの実施例の場合）もしくは
電流Ｉ０（図２Ｂの実施例の場合）が小さくなって抵抗
ヒーター３２の発散するパワーが小さくなり、それによ
り温度が下降する。また、ヒーター温度が基準温度ブロ
ック４３の設定したレベル以下に下降した場合では、ヒ
ーター電圧Ｖｈｔｒ（図２Ａの実施例の場合）もしくは
電流Ｉ０（図２Ｂの実施例の場合）が大きくなって抵抗
ヒーター３２の発散するパワーが大きくなり、それによ
り温度が上昇する。このように帰還回路構成を採ること
により、抵抗ヒーター３２の温度を基準温度ブロック４
３で設定した所定温度値にほぼ維持することができるの
である。前述の第１及び第２実施例では、電流センサー
４９はパワー測定ブロック５２に接続されていて、リー
ド線５５、５７を介してヒーター電流Ｉ０に比例する信
号を出力するようになっている。また、リード線５７は
電圧Ｖｈｔｒをパワー測定ブロックの入力信号として供
給している。従って、パワー測定ブロック５２は、ヒー
ターでの電圧降下量Ｖｈｔｒとヒーターを流れる電流Ｉ
０との積に基づいて抵抗ヒーター３２での発散パワー量
を判定する。このように求めた抵抗ヒーター３２での発
散パワー量を表す信号は、パワー測定ブロック５２の出
力としてリード線５３を介して心拍出量判定ブロックに
供給される。
ク４３により設定されたレベルを超えて上昇すれば、ヒ
ーター電圧Ｖｈｔｒ（図２Ａの実施例の場合）もしくは
電流Ｉ０（図２Ｂの実施例の場合）が小さくなって抵抗
ヒーター３２の発散するパワーが小さくなり、それによ
り温度が下降する。また、ヒーター温度が基準温度ブロ
ック４３の設定したレベル以下に下降した場合では、ヒ
ーター電圧Ｖｈｔｒ（図２Ａの実施例の場合）もしくは
電流Ｉ０（図２Ｂの実施例の場合）が大きくなって抵抗
ヒーター３２の発散するパワーが大きくなり、それによ
り温度が上昇する。このように帰還回路構成を採ること
により、抵抗ヒーター３２の温度を基準温度ブロック４
３で設定した所定温度値にほぼ維持することができるの
である。前述の第１及び第２実施例では、電流センサー
４９はパワー測定ブロック５２に接続されていて、リー
ド線５５、５７を介してヒーター電流Ｉ０に比例する信
号を出力するようになっている。また、リード線５７は
電圧Ｖｈｔｒをパワー測定ブロックの入力信号として供
給している。従って、パワー測定ブロック５２は、ヒー
ターでの電圧降下量Ｖｈｔｒとヒーターを流れる電流Ｉ
０との積に基づいて抵抗ヒーター３２での発散パワー量
を判定する。このように求めた抵抗ヒーター３２での発
散パワー量を表す信号は、パワー測定ブロック５２の出
力としてリード線５３を介して心拍出量判定ブロックに
供給される。
【００２１】加熱式カテーテル３０を延在するリード線
５６は、温度センサー３４を末端温度検出ブロック５９
に接続している。この温度検出ブロック５９は、抵抗ヒ
ーター３２が発する熱に起因する当該抵抗ヒーター３２
の下流側での血液の温度上昇を表す信号を心拍出量判定
ブロック５４へとリード線５８を介して出力する。
５６は、温度センサー３４を末端温度検出ブロック５９
に接続している。この温度検出ブロック５９は、抵抗ヒ
ーター３２が発する熱に起因する当該抵抗ヒーター３２
の下流側での血液の温度上昇を表す信号を心拍出量判定
ブロック５４へとリード線５８を介して出力する。
【００２２】前述の第１及び第２実施例では、リード線
５８を介して供給される血液の温度上昇を表す信号と、
リード線５３を介して供給される抵抗ヒーター３２の発
散パワーとに基づいて、心拍出量判定ブロック５４が心
臓１０からの血液の容量流量を求めるのである。
５８を介して供給される血液の温度上昇を表す信号と、
リード線５３を介して供給される抵抗ヒーター３２の発
散パワーとに基づいて、心拍出量判定ブロック５４が心
臓１０からの血液の容量流量を求めるのである。
【００２３】図３Ａは、本発明による加熱式カテーテル
システムの第３実施例を示している。ここでの抵抗ヒー
ター６０は、洗練された態様で温度変化に応じて著しく
変化する特質的な抵抗温度係数（ＲＴＣ）を有してい
る。この抵抗ヒーター６０には、リード線６２を介して
差動増幅器７０から電流が入力されるようになってい
る。この抵抗ヒーター６０と差動増幅器７０の出力端と
の間には、抵抗値がＲＳの電流センサー６４を直列接続
している。そこで、電流センサー６４での電圧降下量Ｅ
Ｓを測定することにより、信号調整処理ブロック６６で
電流センサー６４を流れる電流、従って、抵抗ヒーター
６０を流れる電流のレベルを求めることができる。この
ヒーター電流Ｉｈｔｒは、比ＥＳ／ＲＳから求めること
ができる。信号調整処理ブロック６６には、リード線６
４ａと６４ｂとを介して電圧降下量信号ＥＳが、また、
抵抗ヒーター６０の両端に接続したリード線６４ｃとリ
ード線４ｄとを介してヒーター電圧Ｖｈｔｒ、即ち、抵
抗ヒーター６０を流れる電圧がそれぞれ入力されるよう
になっている。従って、この信号調整処理ブロック６６
は、積Ｖｈｔｒ・Ｉｈｔｒから求められるヒーター６０
での発散パワー量と比Ｅ Ｓ／ＲＳから求められる抵抗ヒ
ーター６０の抵抗値の関数としての当該ヒーター６０の
温度を求めるようになっている。
システムの第３実施例を示している。ここでの抵抗ヒー
ター６０は、洗練された態様で温度変化に応じて著しく
変化する特質的な抵抗温度係数（ＲＴＣ）を有してい
る。この抵抗ヒーター６０には、リード線６２を介して
差動増幅器７０から電流が入力されるようになってい
る。この抵抗ヒーター６０と差動増幅器７０の出力端と
の間には、抵抗値がＲＳの電流センサー６４を直列接続
している。そこで、電流センサー６４での電圧降下量Ｅ
Ｓを測定することにより、信号調整処理ブロック６６で
電流センサー６４を流れる電流、従って、抵抗ヒーター
６０を流れる電流のレベルを求めることができる。この
ヒーター電流Ｉｈｔｒは、比ＥＳ／ＲＳから求めること
ができる。信号調整処理ブロック６６には、リード線６
４ａと６４ｂとを介して電圧降下量信号ＥＳが、また、
抵抗ヒーター６０の両端に接続したリード線６４ｃとリ
ード線４ｄとを介してヒーター電圧Ｖｈｔｒ、即ち、抵
抗ヒーター６０を流れる電圧がそれぞれ入力されるよう
になっている。従って、この信号調整処理ブロック６６
は、積Ｖｈｔｒ・Ｉｈｔｒから求められるヒーター６０
での発散パワー量と比Ｅ Ｓ／ＲＳから求められる抵抗ヒ
ーター６０の抵抗値の関数としての当該ヒーター６０の
温度を求めるようになっている。
【００２４】信号調整処理ブロック６６からの出力信号
ＶＨｔｅｍｐは、抵抗ヒーター６０の温度に比例してい
て、抵抗７２を介して差動増幅器７０の反転入力端に供
給される。基準ブロック６８からは、抵抗ヒーター６０
の設定温度に対応する信号Ｖ ｒｅｆが出力されるので、
この信号に基づいて抵抗ヒーター６０の発散パワーが制
御されるようになっている。何れにしても、基準ブロッ
ク６８は抵抗７４を介して差動増幅器７０の非反転入力
端に接続されている。差動増幅器６０の出力端は、抵抗
ヒーター６０を加熱させる電流が流れるリード線６２に
接続されている。このリード線６２と差動増幅器の反転
入力端との間には、帰還抵抗７５を接続している。ま
た、差動増幅器の非反転入力端は抵抗７７を介して接地
接続している。従って、差動増幅器７０の出力信号は
（Ｖｒｅｆ−ＶＨｔｅｍｐ）に比例したものとなる。
ＶＨｔｅｍｐは、抵抗ヒーター６０の温度に比例してい
て、抵抗７２を介して差動増幅器７０の反転入力端に供
給される。基準ブロック６８からは、抵抗ヒーター６０
の設定温度に対応する信号Ｖ ｒｅｆが出力されるので、
この信号に基づいて抵抗ヒーター６０の発散パワーが制
御されるようになっている。何れにしても、基準ブロッ
ク６８は抵抗７４を介して差動増幅器７０の非反転入力
端に接続されている。差動増幅器６０の出力端は、抵抗
ヒーター６０を加熱させる電流が流れるリード線６２に
接続されている。このリード線６２と差動増幅器の反転
入力端との間には、帰還抵抗７５を接続している。ま
た、差動増幅器の非反転入力端は抵抗７７を介して接地
接続している。従って、差動増幅器７０の出力信号は
（Ｖｒｅｆ−ＶＨｔｅｍｐ）に比例したものとなる。
【００２５】図３Ａに示した実施例において、Ｖ
Ｈｔｅｍｐ信号はリード線８１を介して信号調整処理ブ
ロック６６からパワー制御ブロック８０に供給される。
このパワー制御ブロック８０は後述のように信号Ｖ
ｒｅｆを自動的に制御するようになっている。即ち、加
熱式カテーテルの使用時には、抵抗ヒーター６０が発散
しているパワーに比例した信号がリード線６７を介して
信号調整処理ブロック６６からパワー制御ブロック８０
に供給される。本発明のこの実施例（図３Ａ）では、抵
抗ヒーター６０の発散パワーはほぼ一定している。従っ
て、パワー制御ブロック８０は抵抗ヒーター６０の発散
パワー量を表す信号を所定の設定パワー発散量（set-po
int power dissipation）と比較して制御信号を出力す
るが、この制御信号はリード線８６を介して基準ブロッ
ク６８に供給されるので、Ｖｒｅｆ信号が、パワー発散
量が設定値になってそのまま維持されるように調節され
ることになる。ところが、抵抗ヒーター６０の温度が所
定最高値を超えると、パワー制御ブロック８０はリード
線８６を介して基準ブロック６８に、信号Ｖｒｅｆを調
節することにより抵抗ヒーター６０のパワー発散量を段
階的（incrementally）に減少させる制御信号を供給す
るようになる。そして、所定時間後、例えば２０秒後
に、それでも抵抗ヒーター６０のパワー発散量が依然と
所定最高値を超えているのであれば、パワー制御ブロッ
ク８０が信号Ｖｒｅｆを再度調節して当該パワー発散量
を段階的に減少させることになる。このパワー制御ブロ
ックは、抵抗ヒーター６０のパワー発散量が所定最低値
よりも少ない場合には、当該パワー発散量を段階的に増
加するようにもなっている。従って、抵抗ヒーター６０
の温度が所定最高値と所定最低値との間にある限り、パ
ワー制御ブロック８０の出力制御信号は、抵抗ヒーター
のパワー発散量を一定値に維持するように作用する。
Ｈｔｅｍｐ信号はリード線８１を介して信号調整処理ブ
ロック６６からパワー制御ブロック８０に供給される。
このパワー制御ブロック８０は後述のように信号Ｖ
ｒｅｆを自動的に制御するようになっている。即ち、加
熱式カテーテルの使用時には、抵抗ヒーター６０が発散
しているパワーに比例した信号がリード線６７を介して
信号調整処理ブロック６６からパワー制御ブロック８０
に供給される。本発明のこの実施例（図３Ａ）では、抵
抗ヒーター６０の発散パワーはほぼ一定している。従っ
て、パワー制御ブロック８０は抵抗ヒーター６０の発散
パワー量を表す信号を所定の設定パワー発散量（set-po
int power dissipation）と比較して制御信号を出力す
るが、この制御信号はリード線８６を介して基準ブロッ
ク６８に供給されるので、Ｖｒｅｆ信号が、パワー発散
量が設定値になってそのまま維持されるように調節され
ることになる。ところが、抵抗ヒーター６０の温度が所
定最高値を超えると、パワー制御ブロック８０はリード
線８６を介して基準ブロック６８に、信号Ｖｒｅｆを調
節することにより抵抗ヒーター６０のパワー発散量を段
階的（incrementally）に減少させる制御信号を供給す
るようになる。そして、所定時間後、例えば２０秒後
に、それでも抵抗ヒーター６０のパワー発散量が依然と
所定最高値を超えているのであれば、パワー制御ブロッ
ク８０が信号Ｖｒｅｆを再度調節して当該パワー発散量
を段階的に減少させることになる。このパワー制御ブロ
ックは、抵抗ヒーター６０のパワー発散量が所定最低値
よりも少ない場合には、当該パワー発散量を段階的に増
加するようにもなっている。従って、抵抗ヒーター６０
の温度が所定最高値と所定最低値との間にある限り、パ
ワー制御ブロック８０の出力制御信号は、抵抗ヒーター
のパワー発散量を一定値に維持するように作用する。
【００２６】図３Ｂに示した実施例では、パワー制御ブ
ロック８０は不必要（従って、図示していない）で、基
準ブロック６８からは、抵抗ヒーター６０の設定温度に
対応する信号Ｖｒｅｆが出力されるのみである。従っ
て、差動増幅器７０は、抵抗ヒーター６０を設定温度に
維持すべく変化する出力電流を出力する。
ロック８０は不必要（従って、図示していない）で、基
準ブロック６８からは、抵抗ヒーター６０の設定温度に
対応する信号Ｖｒｅｆが出力されるのみである。従っ
て、差動増幅器７０は、抵抗ヒーター６０を設定温度に
維持すべく変化する出力電流を出力する。
【００２７】図３Ａと図３Ｂとにそれぞれ示した実施例
では、信号ＶＨｔｅｍｐはリード線６７を介して心拍出
量判定ブロック８２に供給されるようになっているか
ら、前述したように下流側の血液温度と抵抗ヒーター６
０の発散パワー量ＶＨｔｅｍｐと抵抗ヒーター６０の温
度とに基づいて、心臓の心拍出量が心拍出量判定ブロッ
ク８２で求められる。この心拍出量判定ブロック８２に
は、当該心拍出量の視覚情報を提示するために、表示装
置８４をリード線８３で接続しておいてもよい。
では、信号ＶＨｔｅｍｐはリード線６７を介して心拍出
量判定ブロック８２に供給されるようになっているか
ら、前述したように下流側の血液温度と抵抗ヒーター６
０の発散パワー量ＶＨｔｅｍｐと抵抗ヒーター６０の温
度とに基づいて、心臓の心拍出量が心拍出量判定ブロッ
ク８２で求められる。この心拍出量判定ブロック８２に
は、当該心拍出量の視覚情報を提示するために、表示装
置８４をリード線８３で接続しておいてもよい。
【００２８】図４は本発明のまた別の実施例を示すもの
である。この実施例で用いる抵抗ヒーター９０として
は、その抵抗特性が温度と共に著しく変化するものとな
っている。この抵抗ヒーター９０は、固定抵抗９２、９
４、９６を含むブリッジ回路８５の一方のアームを構成
している。抵抗９２、９４は互いに直列接続されてい
て、両者間のノード９３がブリッジ回路８５の左半分
を、また、抵抗９６と抵抗ヒーター９０とが互いに直列
接続されていて、両者間のノード９５が当該ブリッジ回
路８５の右半分をそれぞれ構成している。抵抗９４と抵
抗ヒーター９０とはノード９８を介して接地接続されて
おり、抵抗９２と抵抗ヒーター９０との間のノード１０
０にはブリッジ回路８５への入力電流が供給されるよう
になっている。ブリッジ回路８５のノード９６とノード
９３とは、差動増幅器１１０の反転入力端と非反転入力
端とにそれぞれ接続されている。他方、差動増幅器１１
０の出力端は、ブリッジ回路８５のノード１００に電流
を供給するようになっている。
である。この実施例で用いる抵抗ヒーター９０として
は、その抵抗特性が温度と共に著しく変化するものとな
っている。この抵抗ヒーター９０は、固定抵抗９２、９
４、９６を含むブリッジ回路８５の一方のアームを構成
している。抵抗９２、９４は互いに直列接続されてい
て、両者間のノード９３がブリッジ回路８５の左半分
を、また、抵抗９６と抵抗ヒーター９０とが互いに直列
接続されていて、両者間のノード９５が当該ブリッジ回
路８５の右半分をそれぞれ構成している。抵抗９４と抵
抗ヒーター９０とはノード９８を介して接地接続されて
おり、抵抗９２と抵抗ヒーター９０との間のノード１０
０にはブリッジ回路８５への入力電流が供給されるよう
になっている。ブリッジ回路８５のノード９６とノード
９３とは、差動増幅器１１０の反転入力端と非反転入力
端とにそれぞれ接続されている。他方、差動増幅器１１
０の出力端は、ブリッジ回路８５のノード１００に電流
を供給するようになっている。
【００２９】そこで、正特性の抵抗ヒーター９０を用い
た場合、この抵抗ヒーター９０が当初は冷めていてその
抵抗値が低くなっているのであれば、ブリッジ回路８５
は不均衡になっている。この時に差動増幅器１１０の反
転入力端に供給される信号は、当該差動増幅器１１０の
非反転入力端に供給される信号とは相当異なった電位値
になっている。ところが、差動増幅器１１０の出力信号
は両方の入力信号の差に比例しているから、当該差に比
例した電流が差動増幅器１１０の出力としてブリッジ回
路８５へ供給されることになる。この電流により抵抗ヒ
ーター９０が加熱されるようになる。それに伴って抵抗
ヒーター９０の温度が上昇すると、その抵抗値が増加す
る。このように差動増幅器１１０の反転入力端に供給さ
れるブリッジ回路の一方の出力端であるノード９５での
電圧が、当該差動増幅器１１０の非反転入力端に供給さ
れるブリッジ回路の他方の出力端であるノード９３での
出力電圧とほぼ正確に等しくなるところまで抵抗ヒータ
ー９０の抵抗値が増加すると、差動増幅器１１０の出力
電圧が下降して抵抗ヒーター９０への供給電流を減少さ
せるようになる。ところで、差動増幅器１１０の電圧ゲ
インが高ければ、ノード１００における出力電圧は、差
動増幅器１１０に供給される差動入力電圧が非常に小さ
い状態でブリッジ回路が平衡状態になるのに必要な熱量
が抵抗ヒーター９０から得られる値に落ちつく。ところ
が、血液との熱交換により抵抗ヒーターが冷却されるよ
うになると、抵抗ヒーター９０の抵抗値は減少するが、
それに伴って差動増幅器１１０への差動入力電圧が変化
する。この差動入力電圧の変化により、ノード１００に
供給されている差動増幅器１１０の出力電流が増大す
る。この出力電流の増大により抵抗ヒーター９０のパワ
ー発散量が増加して、ブリッジ回路を平衡状態に保持す
る一方で、差動増幅器への差動入力を小さいものとして
いる。逆に言えば、血液への伝熱作用が減少して抵抗ヒ
ーター９０に対する冷却作用が減少すると、抵抗ヒータ
ーの抵抗値が下降すると共に、ノード１００に供給され
ている差動増幅器１１０の出力電流が増大する。この出
力電流の増大により抵抗ヒーター９０のパワー発散量が
増加して、ブリッジ回路を平衡状態に保持する一方で、
差動増幅器への差動入力を小さいものとしている。逆に
言えば、血液への伝熱作用が減少して抵抗ヒーター９０
に対する冷却作用が減少すると、抵抗ヒーターの抵抗値
が下降すると共に、ノード１００に供給される差動増幅
器の出力も下降することで、ブリッジ回路を平衡状態に
保持する一方で、差動増幅器への差動入力を小さいもの
としている。このように、差動増幅器１１０とブリッジ
回路８５とは互いに協働して抵抗ヒーター９０を所定の
一定抵抗値に保持している、すなわち、抵抗ヒーター９
０の特性抵抗値と、抵抗９２、９４、９６のそれぞれの
抵抗値で定まる所定の一定温度に保持している。
た場合、この抵抗ヒーター９０が当初は冷めていてその
抵抗値が低くなっているのであれば、ブリッジ回路８５
は不均衡になっている。この時に差動増幅器１１０の反
転入力端に供給される信号は、当該差動増幅器１１０の
非反転入力端に供給される信号とは相当異なった電位値
になっている。ところが、差動増幅器１１０の出力信号
は両方の入力信号の差に比例しているから、当該差に比
例した電流が差動増幅器１１０の出力としてブリッジ回
路８５へ供給されることになる。この電流により抵抗ヒ
ーター９０が加熱されるようになる。それに伴って抵抗
ヒーター９０の温度が上昇すると、その抵抗値が増加す
る。このように差動増幅器１１０の反転入力端に供給さ
れるブリッジ回路の一方の出力端であるノード９５での
電圧が、当該差動増幅器１１０の非反転入力端に供給さ
れるブリッジ回路の他方の出力端であるノード９３での
出力電圧とほぼ正確に等しくなるところまで抵抗ヒータ
ー９０の抵抗値が増加すると、差動増幅器１１０の出力
電圧が下降して抵抗ヒーター９０への供給電流を減少さ
せるようになる。ところで、差動増幅器１１０の電圧ゲ
インが高ければ、ノード１００における出力電圧は、差
動増幅器１１０に供給される差動入力電圧が非常に小さ
い状態でブリッジ回路が平衡状態になるのに必要な熱量
が抵抗ヒーター９０から得られる値に落ちつく。ところ
が、血液との熱交換により抵抗ヒーターが冷却されるよ
うになると、抵抗ヒーター９０の抵抗値は減少するが、
それに伴って差動増幅器１１０への差動入力電圧が変化
する。この差動入力電圧の変化により、ノード１００に
供給されている差動増幅器１１０の出力電流が増大す
る。この出力電流の増大により抵抗ヒーター９０のパワ
ー発散量が増加して、ブリッジ回路を平衡状態に保持す
る一方で、差動増幅器への差動入力を小さいものとして
いる。逆に言えば、血液への伝熱作用が減少して抵抗ヒ
ーター９０に対する冷却作用が減少すると、抵抗ヒータ
ーの抵抗値が下降すると共に、ノード１００に供給され
ている差動増幅器１１０の出力電流が増大する。この出
力電流の増大により抵抗ヒーター９０のパワー発散量が
増加して、ブリッジ回路を平衡状態に保持する一方で、
差動増幅器への差動入力を小さいものとしている。逆に
言えば、血液への伝熱作用が減少して抵抗ヒーター９０
に対する冷却作用が減少すると、抵抗ヒーターの抵抗値
が下降すると共に、ノード１００に供給される差動増幅
器の出力も下降することで、ブリッジ回路を平衡状態に
保持する一方で、差動増幅器への差動入力を小さいもの
としている。このように、差動増幅器１１０とブリッジ
回路８５とは互いに協働して抵抗ヒーター９０を所定の
一定抵抗値に保持している、すなわち、抵抗ヒーター９
０の特性抵抗値と、抵抗９２、９４、９６のそれぞれの
抵抗値で定まる所定の一定温度に保持している。
【００３０】抵抗ヒーター９０のパワー発散量は、図３
Ａと図３Ｂとに示した実施例について説明したのと同様
にして求められる。つまり、ノード９５、１００との間
で抵抗９６での電圧降下をモニターして抵抗ヒーター９
０を流れる電流Ｉｈｔｒを求め、他方では抵抗ヒーター
での電圧降下量Ｖｈｔｒをノード９５、９８（接地）間
で求めている。従って、発散パワー量はＩｈｔｒとＶ
ｈｔｒとの積で表されるにすぎない。
Ａと図３Ｂとに示した実施例について説明したのと同様
にして求められる。つまり、ノード９５、１００との間
で抵抗９６での電圧降下をモニターして抵抗ヒーター９
０を流れる電流Ｉｈｔｒを求め、他方では抵抗ヒーター
での電圧降下量Ｖｈｔｒをノード９５、９８（接地）間
で求めている。従って、発散パワー量はＩｈｔｒとＶ
ｈｔｒとの積で表されるにすぎない。
【００３１】尚、前述の説明は、本発明の好ましい実施
例についてなしたものではあるが、当業者には、添付の
請求の範囲で定めた本発明の神髄と範囲とから逸脱しな
いで改変することは容易にできる。従って、本発明の範
囲は添付の請求の範囲のみを参照して定めるべきであ
る。
例についてなしたものではあるが、当業者には、添付の
請求の範囲で定めた本発明の神髄と範囲とから逸脱しな
いで改変することは容易にできる。従って、本発明の範
囲は添付の請求の範囲のみを参照して定めるべきであ
る。
【図１】本発明により心拍出量を連続モニターするため
に加熱式カテーテルを用いているところを示す心臓の概
略断面図である。
に加熱式カテーテルを用いているところを示す心臓の概
略断面図である。
【図２Ａ】カテーテルの被加熱部の温度を検出すると共
に、電圧源を利用して定温度を維持する手段の第1実施
例を示すブロック回路図である。
に、電圧源を利用して定温度を維持する手段の第1実施
例を示すブロック回路図である。
【図２Ｂ】図２Ａと類似しているが、定電流源により駆
動されるようにした本発明の第２実施例を示すブロック
回路図である。
動されるようにした本発明の第２実施例を示すブロック
回路図である。
【図３Ａ】カテーテルの被加熱部の温度を検出する手段
の第３実施例を示すブロック回路図である。
の第３実施例を示すブロック回路図である。
【図３Ｂ】図３Ａと類似しているが、第４実施例を示す
ブロック回路図である。
ブロック回路図である。
【図４】カテーテルの被加熱部の温度を検出する手段の
第５実施例を示すブロック回路図である。
第５実施例を示すブロック回路図である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭62−120861（ＪＰ，Ａ) 特開 昭62−207435（ＪＰ，Ａ) 米国特許3359974（ＵＳ，Ａ) 米国特許4240441（ＵＳ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/02 - 5/0295 A61B 13/00 - 17/60
Claims (4)
- 【請求項１】 カテーテルを含む、心拍出量を連続的に
モニターするための装置であって、カテーテルの被加熱
部に熱を供給する手段と、加熱された血液の温度を検出
するためにカテーテルの末端部に近接して配置された末
端温度センサーとを有しており、さらに、カテーテルの
被加熱部の温度をモニターして、それに対応する信号を
発生する手段と、前記被加熱部の温度が所定最高安全値
を超えないように、前記信号に応じて前記被加熱部の温
度を制御する手段とを含んでおり、それにより、心拍出
量を連続的にモニターするのに用いたカテーテルからの
伝熱作用に起因する過熱による血液と生体組織との損傷
を防ぐ、前記装置。 - 【請求項２】 請求項１に記載の装置であって、前記カ
テーテルの被加熱部の温度をモニターする手段が、熱を
醸し出すために用いた抵抗ヒーターを流れる電流を測定
する手段と、前記抵抗ヒーターでの電圧降下量を測定す
る手段とからなり、カテーテルの被加熱部の温度が前記
電圧降下量と前記電流との比に比例する前記装置。 - 【請求項３】 請求項１に記載の装置であって、抵抗ヒ
ーターを流れる電流を用いて前記熱を醸し出し、前記温
度をモニターする手段が、前記抵抗ヒーターを含むブリ
ッジ回路で生ずる電位差をモニターする手段からなる前
記装置。 - 【請求項４】 カテーテルを含む、心拍出量を連続的に
モニターするための装置であって、カテーテルの被加熱
部に熱を供給する手段と、加熱された血液の温度を検出
するためにカテーテルの末端部に近接して配置された末
端温度センサーとを有しており、さらに、血液の加熱の
ための一定の公称パワー発散量をもたらす手段と、血液
への伝熱作用が行われる個所でのカテーテルの温度をモ
ニターして、当該温度に対応する信号を発生する手段
と、血液への伝熱作用が行われる個所でのカテーテルの
温度が少なくとも所定の最高安全温度値まで低下するよ
うに、血液の加熱のための一定の公称パワー発散量を前
記信号に応じて減少させる、前記装置。
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