JP3347728B2 - 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
【発明の詳細な説明】 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。
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。
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 cu
rve）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（chilled in−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。
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 cu
rve）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（chilled in−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。
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4,81
9,655号に開示されている。
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4,81
9,655号に開示されている。
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4,240,441号等に開示されて
いる。
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4,240,441号等に開示されて
いる。
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液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。
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液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。
以前に、ニューボゥアー（E.Trautman,R.Newbower,
“The Development of Indicator Dilation 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.800−907;R.Newbower et
al.,“Continuous Electronic Thermal Dilution Meas
urements（熱希釈法による電子的連続測定法）"in Pro
c.29th ACEMB,Boston,MA,1976）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加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。
“The Development of Indicator Dilation 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.800−907;R.Newbower et
al.,“Continuous Electronic Thermal Dilution Meas
urements（熱希釈法による電子的連続測定法）"in Pro
c.29th ACEMB,Boston,MA,1976）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加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。
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例の説明から明らかにな
るであろう。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。
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例の説明から明らかにな
るであろう。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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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、カテーテルの被加熱部
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。被加熱部の温度は、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。
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、カテーテルの被加熱部
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。被加熱部の温度は、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。
図面の簡単な説明 第１図は、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。
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。
第2A図は、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。
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。
第2B図は、第2A図と類似しているが、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。
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。
第3A図は、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。
段の第３実施例を示すブロック回路図である。
第3B図は、第3A図と類似しているが、第４実施例を示
すブロック回路図である。
すブロック回路図である。
第４図は、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。
段の第５実施例を示すブロック回路図である。
好ましい実施例の説明 第１図は心臓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。第１図の
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32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。
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。第１図の
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32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。
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 fl
ow 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防げるほど充
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30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。
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 fl
ow 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防げるほど充
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30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。
第2A図と第2B図とは、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32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。（第１図では、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。
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32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。（第１図では、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。
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44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Voを出力
するものである。
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44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Voを出力
するものである。
Vo＝（Vref−VHtemp）＊Ｋ この電圧Voにより、電流Io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Voにほぼ等しい。
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Voにほぼ等しい。
第2B図では、第2A図に示した第１実施例と類似してい
るが、電圧Vo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Ioが出力されるこ
とになる。
るが、電圧Vo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Ioが出力されるこ
とになる。
Io＝（Vref−VHtemp）＊Ｋ この電流Io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。
線50を介してヒーター32へと供給される。
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V
htr（第2A図の実施例の場合）もしくは電流Io（第2B図
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（第2A
図の実施例の場合）もしくは電流Io（第2B図の実施例の
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43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Io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Vhrt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Io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。
設定されたレベルを超えて上昇すれば、ヒーター電圧V
htr（第2A図の実施例の場合）もしくは電流Io（第2B図
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（第2A
図の実施例の場合）もしくは電流Io（第2B図の実施例の
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43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Io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Vhrt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Io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。
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。
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。
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。
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。
第3A図は、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ES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64a
とリード線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ES
/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。
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ES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64a
とリード線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ES
/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。
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Vref
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。
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Vref
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。
第3A図に示した実施例において、VHtemp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Vref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（第3A図）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−p
oint 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。
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Vref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（第3A図）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−p
oint 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。
第3B図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。
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。
第3A図と第3B図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60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。
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60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。
第４図端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、94、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100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110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。
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、94、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100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110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。
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、即ち、抵抗ヒーター90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。
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、即ち、抵抗ヒーター90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。
抵抗ヒーター90のパワー発散量は、第3A図と第3B図と
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90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Vhtrとの積で表されるにすぎない。
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90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Vhtrとの積で表されるにすぎない。
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。
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。
フロントページの続き (72)発明者 ヒューズ、ティモシー・ジェイ アメリカ合衆国94303カリフォルニア州、 パロ・アルト、ルイス・ロード2020番 (56)参考文献 特開 昭62−207435（ＪＰ，Ａ) 特許3234825（ＪＰ，Ｂ２) 米国特許4240441（ＵＳ，Ａ) 米国特許3359974（ＵＳ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/02 - 5/0295
Claims (19)
- 【請求項１】血液の温度上昇に基づいて心拍出量を求め
るために心臓を流れる血液を加熱する装置であって、 a.電流源と接続するヒーターと、 b.血管系を介して心臓に挿入される末端部を有し、当該
末端部から隔てたところに前記抵抗ヒーターが装着さ
れ、加温された血液が当該末端部の温度センサーを通り
過ぎて送出される前に激しく攪拌される場所である心室
／心房に配置されるカテーテルと、 c.前記抵抗ヒーターによって加熱された血液の温度を検
出するためにカテーテルの前記末端部に近接して配置さ
れた末端温度センサーと、 d.前記抵抗ヒーターの温度を検出して、当該温度に対応
する信号を出力する温度検出手段と、 e.抵抗ヒーターの温度に対応する前記信号が入力され、
電流源から抵抗ヒーターを介して流れる電流を制御して
抵抗ヒーターの温度の所定値からの離脱を阻止する制御
手段とからなり、前記抵抗ヒーターが繰り返し変化する
加熱パワーを生成するように前記抵抗ヒーターに加熱電
流を供給することを特徴とする血液加熱装置。 - 【請求項２】請求項１に記載のものであって、前記温度
検出手段が、抵抗ヒーターの温度を検出すべく、当該抵
抗ヒーターと伝熱状態で当該抵抗ヒーターに装着した温
度センサーからなる血液加熱装置。 - 【請求項３】請求項１に記載のものであって、前記抵抗
ヒーターの抵抗値は温度変化に伴って変化するようにな
っており、而して、前記温度検出手段が、抵抗ヒーター
と共に接続されてブリッジ回路を構成する複数の抵抗を
具備しており、前記制御手段が前記ブリッジ回路で発生
する電位に応答して抵抗ヒーターを流れる電流を制御す
ることよりなる血液加熱装置。 - 【請求項４】請求項１に記載のものであって、前記抵抗
ヒーターの抵抗値は温度変化に伴って変化するようにな
っており、而して、前記温度検出手段が、抵抗ヒーター
を流れる電流と当該抵抗ヒーターでの電圧降下とを測定
する手段からなり、抵抗ヒーターの温度に対応する信号
が当該抵抗ヒーターでの電圧降下量とそれを流れる電流
量の比に比例していることよりなる血液加熱装置。 - 【請求項５】請求項１に記載のものであって、前記制御
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
からなり、前記出力信号は抵抗ヒーターを流れる電流の
制御に用いられてなる血液加熱装置。 - 【請求項６】請求項１に記載のものであって、抵抗ヒー
ターの温度に対応する信号の関数として当該抵抗ヒータ
ーで生成する加熱パワーを測定して、心拍出量の判定に
用いる前記加熱パワーに対応する信号を出力する測定手
段を設けてなる血液加熱装置。 - 【請求項７】カテーテルから心臓を流れる血液への伝熱
作用に起因する血液の温度上昇に基づいて心拍出量を連
続モニターするのに用いる装置であって、 a.末端部を有し、血管内を経由して心臓内部に挿入され
るカテーテルと、 b.カテーテルの被加熱部からの伝熱作用が心臓内の血液
に対して行われるように、前記被加熱部へ熱を供給する
手段と、 c.前記熱供給手段によって加熱された血液の温度を検出
するためにカテーテルの前記末端部に近接して配置され
た末端温度センサーと、 d.前記熱供給手段は末端温度センサーから離れて配置さ
れており；及び e.末端温度センサーにより検知される血液温度および熱
供給手段により供給される加熱パワーに基づいて心拍出
量を測定するための手段からなる装置であって、更に f.カテーテルの被加熱部の温度をモニターして、当該温
度に対応する信号を出力する温度検出手段と、 g.カテーテルの被加熱部の温度に対応する前記信号が入
力され、前記被加熱部の温度が血液及び組織を破損する
レベルを越えないように前記被加熱部の温度を制御する
ための制御手段とからなり、当該レベルは予め最大値と
して定められた値であり、前記熱供給手段が繰り返し変
化する加熱パワーを生成するように前記熱供給手段に加
熱電流を供給することを特徴とする装置。 - 【請求項８】請求項７に記載のものであって、カテーテ
ルの被加熱部に熱を供給する前記手段が、流体を加熱す
るヒーターと、カテーテルに前記流体を循環させる手段
とからなり、当該流体と血液との間での伝熱作用がカテ
ーテルの被加熱部において行われるように構成してなる
装置。 - 【請求項９】請求項７に記載のものであって、前記熱を
供給する手段が、カテーテルの前記被加熱部に設けた抵
抗ヒーターからなり、該抵抗ヒーターは、温度変化と共
に抵抗値が変化する特性を有すると共に、電流源に接続
されてなる装置。 - 【請求項１０】請求項９に記載のものであって、前記温
度検出手段が、抵抗ヒーターを流れる電流と当該抵抗ヒ
ーターでの電圧降下とを測定する手段からなり、前記被
加熱部の温度に対応する信号が当該抵抗ヒーターでの電
圧降下量とそれを流れる電流量の比に比例していること
よりなる装置。 - 【請求項１１】請求項９に記載のものであって、前記温
度検出手段が、抵抗ヒーターを含む抵抗回路網と、該抵
抗回路網の両端での電圧差を検出して被加熱部の温度に
対応する前記信号を出力する手段とで構成してなる装
置。 - 【請求項１２】請求項11に記載のものであって、抵抗ヒ
ーターを流れる加熱電流が、カテーテルの被加熱部の温
度に対応する信号をなしてなる装置。 - 【請求項１３】末端温度センサーにより検知される血液
温度および抵抗ヒーターにより生成される加熱パワーに
基づいて心拍出量を測定するための手段から更になる請
求項９に記載の装置。 - 【請求項１４】血液の温度上昇に基づいて心拍出量を求
めるために心臓を流れる血液を加熱する装置であって、 a.電流源と接続する抵抗ヒーターと、 b.血管系を介して心臓に挿入される末端部を有し、当該
末端部から隔てたところに前記抵抗ヒーターが装着さ
れ、加温された血液が当該末端部の温度センサーを通り
過ぎて送出される前に激しく攪拌される場所である心室
／心房に配置されるカテーテルと、 c.前記抵抗ヒーターによって加熱された血液の温度を検
出するためにカテーテルの前記末端部に近接して配置さ
れた末端温度センサーと、 d.前記抵抗ヒーターの温度を検出して、当該温度に対応
する信号を出力する温度検出手段と、 e.抵抗ヒーターの温度に対応する前記信号が入力され、
電流源から抵抗ヒーターを介して流れる電流を制御して
抵抗ヒーターの温度の所定値からの離脱を阻止する制御
手段と、 f.末端温度センサーにより検知される血液温度および抵
抗ヒーターにより生成される加熱パワーに基づいて心拍
出量を測定するための手段からなり、前記抵抗ヒーター
が繰り返し変化する加熱パワーを生成するように前記抵
抗ヒーターに加熱電流を供給することを特徴とする血液
加熱装置。 - 【請求項１５】前記抵抗ヒーターが温度により変化する
抵抗値を有し、前記温度検出手段が抵抗ヒーターを介し
て流れる電流およびその電圧降下を測定する手段からな
り、抵抗ヒーターの温度に対応する信号が抵抗ヒーター
を介した電圧降下とそこを流れる電流との比に比例する
ことを特徴とする請求項14に記載の血液加熱装置。 - 【請求項１６】前記制御手段が、抵抗ヒーターの温度の
所定値に対応する基準信号を発生する手段および抵抗ヒ
ーターの温度に対応する信号を基準信号と比較する手
段、およびその差に対応する出力信号であって抵抗ヒー
ターを流れる電流を制御するために使用される出力信号
を発生する手段を有することを特徴とする請求項14に記
載の血液加熱装置。 - 【請求項１７】抵抗ヒーターで生成され、その温度に対
応する信号の関数である加熱パワー量を測定するための
手段、心拍出量測定するために使用される当該加熱パワ
ー量に対応する信号を発生するための手段より更になる
ことを特徴とする請求項14に記載の血液加熱装置。 - 【請求項１８】前記抵抗ヒーターが温度と共に変化する
抵抗値を有し、前記温度検出手段が抵抗ヒーターとブリ
ッジ回路を介して結合された複数の抵抗を有すること特
徴とする請求項14に記載の血液加熱装置。 - 【請求項１９】血液の温度上昇に基づいて心拍出量を求
めるために心臓を流れる血液を加熱する装置であって、 a.電流源と接続する抵抗ヒーター、 b.血管系を介して心臓に挿入される末端部を有し、当該
末端部から隔てたところに前記抵抗ヒーターが装着さ
れ、加温された血液が当該末端部の温度センサーを通り
過ぎて送出される前に激しく攪拌される場所である心室
／心房に配置されるカテーテル、 c.前記抵抗ヒーターの温度を検出して、当該温度に対応
する信号を出力する温度検出手段、 d.抵抗ヒーターの温度に対応する前記信号が入力され、
電流源から抵抗ヒーターを介して流れる電流を制御して
抵抗ヒーターの温度の所定値からの離脱を阻止する制御
手段、 e.抵抗ヒーターの温度に対応する信号の関数であり、抵
抗ヒーターにおいて生成される加熱パワー量を測定する
手段、および心拍出量の測定に使用される当該温度に対
応する信号を発生する手段よりなり、前記抵抗ヒーター
が繰り返し変化する加熱パワーを生成するように前記抵
抗ヒーターに加熱電流を供給することを特徴とする前記
装置。
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