JP3507127B2 - 流速センサプローブ - Google Patents
流速センサプローブInfo
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- JP3507127B2 JP3507127B2 JP11616494A JP11616494A JP3507127B2 JP 3507127 B2 JP3507127 B2 JP 3507127B2 JP 11616494 A JP11616494 A JP 11616494A JP 11616494 A JP11616494 A JP 11616494A JP 3507127 B2 JP3507127 B2 JP 3507127B2
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- JP
- Japan
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- thermistor
- flow velocity
- cft
- cal
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Measuring Volume Flow (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
【0001】
【産業上の利用分野】本発明は、血流速などの測定に用
いる流速センサプローブに関する。
いる流速センサプローブに関する。
【0002】
【従来の技術】重症循環不全患者の管理に必須である心
拍出量測定には、超音波法、色素希釈法、ラジオアイソ
トープ法などがあるが、方法の簡便さ及び正確さよりも
っぱら肺動脈にカテーテルを留置する右心カテーテル法
に基づいた熱希釈法が広く用いられている。
拍出量測定には、超音波法、色素希釈法、ラジオアイソ
トープ法などがあるが、方法の簡便さ及び正確さよりも
っぱら肺動脈にカテーテルを留置する右心カテーテル法
に基づいた熱希釈法が広く用いられている。
【0003】しかし熱希釈法で得られる情報は不連続で
あり、また心拍出量測定に際しその都度注入液を注入す
るための操作を行わなければならず、手技の煩雑さと、
反復した冷生食水の注入に伴う感染、体温低下、心負荷
増加などの問題から、心拍出量の把握が必要な重症患者
ほど測定回数が限られてしまう。
あり、また心拍出量測定に際しその都度注入液を注入す
るための操作を行わなければならず、手技の煩雑さと、
反復した冷生食水の注入に伴う感染、体温低下、心負荷
増加などの問題から、心拍出量の把握が必要な重症患者
ほど測定回数が限られてしまう。
【0004】心拍出量を連続的に精度よく測定する方法
として、連続心拍出量モニタリングシステム(Continuo
us Cardiac Output Monitoring System,CCOM)がある
(特開平03−128039、特開平03−13122
7)。これは、カテーテルプローブ部とモニタ装着部と
から構成される連続心拍出量モニタリングシステムであ
り、電流の通電により自己加熱するサーミスタ(CFT
と記す)の血流による熱喪失量を連続測定することによ
って、間欠的な冷生食水負荷なしに心拍出量を連続的に
モニタすることを実現している。
として、連続心拍出量モニタリングシステム(Continuo
us Cardiac Output Monitoring System,CCOM)がある
(特開平03−128039、特開平03−13122
7)。これは、カテーテルプローブ部とモニタ装着部と
から構成される連続心拍出量モニタリングシステムであ
り、電流の通電により自己加熱するサーミスタ(CFT
と記す)の血流による熱喪失量を連続測定することによ
って、間欠的な冷生食水負荷なしに心拍出量を連続的に
モニタすることを実現している。
【0005】図7は、従来の流速センサプローブにおけ
る、CFTサーミスタ装着部の構造を示す。
る、CFTサーミスタ装着部の構造を示す。
【0006】図7では、CFTサーミスタ2は耐水性を
確保するため耐水性エポキシ樹脂34でディッピングさ
れ、ポリイミド製のカプトンチューブ31に挿入されて
いる。カプトンチューブに挿入されたCFTサーミスタ
2は、カテーテルチューブ1の側孔29に装着され、さ
らにカテーテルチューブ1に固定するために固定用エポ
キシ接着剤36でポッティングされている。
確保するため耐水性エポキシ樹脂34でディッピングさ
れ、ポリイミド製のカプトンチューブ31に挿入されて
いる。カプトンチューブに挿入されたCFTサーミスタ
2は、カテーテルチューブ1の側孔29に装着され、さ
らにカテーテルチューブ1に固定するために固定用エポ
キシ接着剤36でポッティングされている。
【0007】しかしながら、図7で示した構造の流速セ
ンサでは、血流に対するCFTサーミスタの温度変化が
小さく、心拍出量を測定するために必要な感度を満足し
ていないという欠点がある。即ち、流速センサプローブ
のCFTサーミスタ装着部において、CFTサーミスタ
と外界(血液)との間にある何層もの熱伝達の悪い樹脂
が、CFTサーミスタの発熱した熱量を効率よく外界に
伝えることを阻む構造をなしており、血流による冷却が
十分に行われないという欠点がある。
ンサでは、血流に対するCFTサーミスタの温度変化が
小さく、心拍出量を測定するために必要な感度を満足し
ていないという欠点がある。即ち、流速センサプローブ
のCFTサーミスタ装着部において、CFTサーミスタ
と外界(血液)との間にある何層もの熱伝達の悪い樹脂
が、CFTサーミスタの発熱した熱量を効率よく外界に
伝えることを阻む構造をなしており、血流による冷却が
十分に行われないという欠点がある。
【0008】また、一定の間隔で固定するための製作工
程が複雑で難しいために、CFTサーミスタ2の流速セ
ンサとして均一の特性で製作することが難しいという欠
点がある。
程が複雑で難しいために、CFTサーミスタ2の流速セ
ンサとして均一の特性で製作することが難しいという欠
点がある。
【0009】
【発明が解決しようとする課題】本発明は、上記問題点
を解決し、CFTサーミスタが発熱する熱量を効率良く
外界に伝え、流速測定の感度を上げ、さらに製作工程を
簡略化し個々の特性を均一にできる流速センサプローブ
を提供することを目的とする。
を解決し、CFTサーミスタが発熱する熱量を効率良く
外界に伝え、流速測定の感度を上げ、さらに製作工程を
簡略化し個々の特性を均一にできる流速センサプローブ
を提供することを目的とする。
【0010】
【課題を解決するための手段】本発明は、即ち、側孔を
有するカテーテルチューブと、前記側孔を塞ぐように内
側に配置された基板とを備え、前記基板の内側に発熱手
段及び温度検出手段が装着されてなることを特徴とす
る。
有するカテーテルチューブと、前記側孔を塞ぐように内
側に配置された基板とを備え、前記基板の内側に発熱手
段及び温度検出手段が装着されてなることを特徴とす
る。
【0011】また、基板は、電気回路基板として作用し
ている。
ている。
【0012】本発明において基板とは、電気絶縁層を有
し、回路パターンを有しているもののことを指し、回路
パターンは銅パターンであることが好ましい。
し、回路パターンを有しているもののことを指し、回路
パターンは銅パターンであることが好ましい。
【0013】更に、基板は流体に接触する側が放熱性が
高いことが好ましく、前記流体に接触する側の表面は、
生体適合性の良い金属層を設けることが好ましい。金属
層としては金が最も好ましい。
高いことが好ましく、前記流体に接触する側の表面は、
生体適合性の良い金属層を設けることが好ましい。金属
層としては金が最も好ましい。
【0014】また、更に発熱手段と温度検出手段とは単
一の抵抗体で構成されていても良い。
一の抵抗体で構成されていても良い。
【0015】また、基板への発熱手段及び温度検出手段
の装着を半田付けで行っても良い。
の装着を半田付けで行っても良い。
【0016】
【作用】発熱手段が発熱した熱を基板を通して血流に伝
え、発熱量と血流によって奪われる熱量の平衡温度を温
度検出手段で検出する。この平衡温度は血流の流速に依
存して変化するので、この値によって、血液の流速が測
定され、得られた流速から心拍出量が算出される。
え、発熱量と血流によって奪われる熱量の平衡温度を温
度検出手段で検出する。この平衡温度は血流の流速に依
存して変化するので、この値によって、血液の流速が測
定され、得られた流速から心拍出量が算出される。
【0017】また、発熱手段と温度検出手段とを基板に
直接装着することにより、基板の絶縁層の厚さが一定と
なり、流速センサの製作工程が簡略化され、均一な性能
が確保されるばかりでなく、放熱性の高い金属層を設け
ることにより、CFTサーミスタの温度の伝達率が大き
くなり、流速測定の感度が向上する。
直接装着することにより、基板の絶縁層の厚さが一定と
なり、流速センサの製作工程が簡略化され、均一な性能
が確保されるばかりでなく、放熱性の高い金属層を設け
ることにより、CFTサーミスタの温度の伝達率が大き
くなり、流速測定の感度が向上する。
【0018】更に流体に接触する側に生体適合性の高い
金属層を設けているので、人体に対しても安全性が高
い。
金属層を設けているので、人体に対しても安全性が高
い。
【0019】また、更に、発熱手段と温度検出手段とを
一体の抵抗体で構成することにより、基板に対して半田
付けのみで固定することができ、製作工程が簡略化さ
れ、微細化が可能になる。
一体の抵抗体で構成することにより、基板に対して半田
付けのみで固定することができ、製作工程が簡略化さ
れ、微細化が可能になる。
【0020】
【実施例】本発明の実施例を説明するに先立ち、心拍出
量の算出方法について詳述する。
量の算出方法について詳述する。
【0021】心拍出量(Cardiac Output;CO)とは、単
位時間に心臓から駆出される血液量であって、通常1分
間あたりの値で表現される。通常、心臓または大血管に
短絡がないとすれば、右心の駆出量と左心の駆出量は等
しく、心拍出量CO(リットル/分[L/min])は、肺動
脈での血流速v[cm/sec]と肺動脈断面積s[cm2]から次
式でも求められる。
位時間に心臓から駆出される血液量であって、通常1分
間あたりの値で表現される。通常、心臓または大血管に
短絡がないとすれば、右心の駆出量と左心の駆出量は等
しく、心拍出量CO(リットル/分[L/min])は、肺動
脈での血流速v[cm/sec]と肺動脈断面積s[cm2]から次
式でも求められる。
【0022】
CO=0.06・s・v (1)
ここで、連続心拍出量測定の原理について説明する。
【0023】サーミスタは、温度変化に依存してその抵
抗値が変化する性質を利用して、通常温度センサとして
用いられている。
抗値が変化する性質を利用して、通常温度センサとして
用いられている。
【0024】しかしそのサーミスタも抵抗体であるの
で、電流を多めに流せばサーミスタ自体が発熱する。従
って血流中にこのようなサーミスタをおけば、サーミス
タの温度は、電流による発熱量と血流によって奪われる
熱量とが平衡する温度になる。この平衡温度Ttは流速
に依存して変化するので、サーミスタは流速センサとし
て利用できる。
で、電流を多めに流せばサーミスタ自体が発熱する。従
って血流中にこのようなサーミスタをおけば、サーミス
タの温度は、電流による発熱量と血流によって奪われる
熱量とが平衡する温度になる。この平衡温度Ttは流速
に依存して変化するので、サーミスタは流速センサとし
て利用できる。
【0025】平衡温度Tt[℃]と血流速v[cm/sec]との
関係は実験的に次式のように表すことができる。
関係は実験的に次式のように表すことができる。
【0026】
logTt=A・logv+B (2)
ここでA,Bは、流体及びサーミスタ等の特性に依存し
た定数である。
た定数である。
【0027】ところで、連続的に心拍出量COを測定す
るためには、平衡温度TtとCOとの関係式を得る必要
があるので、(1)及び(2)式から血流速vを消去す
ると、次式を得る。
るためには、平衡温度TtとCOとの関係式を得る必要
があるので、(1)及び(2)式から血流速vを消去す
ると、次式を得る。
【0028】
logTt=A・logCO+B−log[0.06・s] (3)
しかしながら(3)式には肺動脈断面積sという未知の
パラメータが含まれており、このままでは心拍出量の測
定には用いることができない。そこで心拍出量と平衡温
度とを少なくとも1回測定し、その測定値をそれぞれC
OCALとTtCALとして(3)式に代入すると、 logTCAL=A・logCOCAL+B−log[0.06・s] (4) となる。これら(3)式、及び(4)式から肺動脈断面
積sを消去すると、 log[Tt/TtCAL]=A・log[CO/COCAL] (5) が得られる。
パラメータが含まれており、このままでは心拍出量の測
定には用いることができない。そこで心拍出量と平衡温
度とを少なくとも1回測定し、その測定値をそれぞれC
OCALとTtCALとして(3)式に代入すると、 logTCAL=A・logCOCAL+B−log[0.06・s] (4) となる。これら(3)式、及び(4)式から肺動脈断面
積sを消去すると、 log[Tt/TtCAL]=A・log[CO/COCAL] (5) が得られる。
【0029】従って、心拍出量COは平衡温度Ttの関
数として、 CO=COCAL・[Tt/TtCAL]1/A (6) のように表すことができ、自己加熱型サーミスタを用い
た連続心拍出量測定が可能となる。
数として、 CO=COCAL・[Tt/TtCAL]1/A (6) のように表すことができ、自己加熱型サーミスタを用い
た連続心拍出量測定が可能となる。
【0030】次に、CCOMシステムによる心拍出量の
算出方法について記す。
算出方法について記す。
【0031】CCOMシステムおいては、上述の較正を
熱希釈法により行い、カテーテルプローブには2個のサ
ーミスタを取り付ける。尚、それらのサーミスタの内、
自己加熱し平衡温度を計測するサーミスタをCFTサー
ミスタと、熱希釈法で用いる血液温度を測定するサーミ
スタをPATサーミスタと以下記すことにする。
熱希釈法により行い、カテーテルプローブには2個のサ
ーミスタを取り付ける。尚、それらのサーミスタの内、
自己加熱し平衡温度を計測するサーミスタをCFTサー
ミスタと、熱希釈法で用いる血液温度を測定するサーミ
スタをPATサーミスタと以下記すことにする。
【0032】CFTサーミスタ温度TtRは血流速変化
に依存しているが、血液温度TBの変化にも依存してい
る。従って、較正時からの血液温度変化に伴うTtRの
補正を以下の式によって行う。
に依存しているが、血液温度TBの変化にも依存してい
る。従って、較正時からの血液温度変化に伴うTtRの
補正を以下の式によって行う。
【0033】
Tt=TtR−K・(TB−TBCAL) (7)
ここで、
TtR : 計測時のCFTサーミスタ温度
K : 血液温度補正係数
TB : 血液温度
TBCAL: 較正時の血液温度
(6)式に(7)式の温度補正を行うと次式が得られ
る。
る。
【0034】
CO=COCAL・{[TtR−K・(TB−TBCAL)]/TtCAL}1/A (8)
上述のように、心拍出量COは連続的に計測されるCF
Tサーミスタ温度TtRと血液温度TBとから(8)式で
算出されるが、心拍出量の全範囲(0〜14L/min)を、
(8)式中の定数Aの値を単一値として算出すると精度
が低下するので、以下に記すように、心拍出量の測定範
囲を二分割する。即ち、心拍出量が高流領域のAの値を
AH,低流領域のAの値をALと場合分けをした演算式を用
いて心拍出量を算出する。尚、定数Aは流速に対する温
度の指標であり、以降これを「A値」と記す。
Tサーミスタ温度TtRと血液温度TBとから(8)式で
算出されるが、心拍出量の全範囲(0〜14L/min)を、
(8)式中の定数Aの値を単一値として算出すると精度
が低下するので、以下に記すように、心拍出量の測定範
囲を二分割する。即ち、心拍出量が高流領域のAの値を
AH,低流領域のAの値をALと場合分けをした演算式を用
いて心拍出量を算出する。尚、定数Aは流速に対する温
度の指標であり、以降これを「A値」と記す。
【0035】(I)心拍出量の較正値COCALが2.7
5L/minより大きい場合の演算処理 最初に、熱希釈法にて心拍出量の較正を行う。続いて、
較正値COCALとTtCALから2.75L/minのときのC
FTサーミスタ温度Tt2・75を演算する。即ち、(6)
式からTtを求める式に変換し、A値をAHとしてCO=
2.75L/minを代入すると、 Tt2・75=TtCAL・(2.75/COCAL)AH (9) となる。
5L/minより大きい場合の演算処理 最初に、熱希釈法にて心拍出量の較正を行う。続いて、
較正値COCALとTtCALから2.75L/minのときのC
FTサーミスタ温度Tt2・75を演算する。即ち、(6)
式からTtを求める式に変換し、A値をAHとしてCO=
2.75L/minを代入すると、 Tt2・75=TtCAL・(2.75/COCAL)AH (9) となる。
【0036】そして、計測時には、以下の場合分けをし
た演算式に従い心拍出量を求める。
た演算式に従い心拍出量を求める。
【0037】TtR−K・(TB−TBCAL)>Tt2・75
のとき CO=2.75・{[TtR−K・(TB−TBCAL)]/Tt2・75}1/AL (10) TtR−K・(TB−TBCAL)≦Tt2・75のとき CO=COCAL・{[TtR−K・(TB−TBCAL)]/TtCAL}1/AH (11) (II)心拍出量の較正値COCALが2.75L/minより
小さい場合の演算処理 (I)の場合と同様に、較正値COCALとTtCALから
2.75L/minのときのCFTサーミスタ温度Tt2・75
を演算する。即ち、A値をALとし、(6)式から、 Tt2・75=TtCAL・(2.75/COCAL)AL (12) を得る。
のとき CO=2.75・{[TtR−K・(TB−TBCAL)]/Tt2・75}1/AL (10) TtR−K・(TB−TBCAL)≦Tt2・75のとき CO=COCAL・{[TtR−K・(TB−TBCAL)]/TtCAL}1/AH (11) (II)心拍出量の較正値COCALが2.75L/minより
小さい場合の演算処理 (I)の場合と同様に、較正値COCALとTtCALから
2.75L/minのときのCFTサーミスタ温度Tt2・75
を演算する。即ち、A値をALとし、(6)式から、 Tt2・75=TtCAL・(2.75/COCAL)AL (12) を得る。
【0038】計測時には、以下の場合分けをした演算式
に従い心拍出量を求める。
に従い心拍出量を求める。
【0039】TtR−K・(TB−TBCAL)>Tt2・75
のとき CO=COCAL・{[TtR−K・(TB−TBCAL)]/TtCAL}1/AL (13) TtR−K・(TB−TBCAL)≦Tt2・75のとき CO=2.75・{[TtR−K・(TB−TBCAL)]/Tt2・75}1/AH (14) 以下、添付図面を参照して本発明に係わる好適な一実施
例を詳細に説明する。図6は、本発明の流速センサプロ
ーブの全体斜視図を示しており、カテーテルチューブ1
にマニホールド6を介してバルーン膨張ライン9、圧力
測定ライン10、注入液注入ライン11、及びサーミス
タ連結ライン12が接続されている。
のとき CO=COCAL・{[TtR−K・(TB−TBCAL)]/TtCAL}1/AL (13) TtR−K・(TB−TBCAL)≦Tt2・75のとき CO=2.75・{[TtR−K・(TB−TBCAL)]/Tt2・75}1/AH (14) 以下、添付図面を参照して本発明に係わる好適な一実施
例を詳細に説明する。図6は、本発明の流速センサプロ
ーブの全体斜視図を示しており、カテーテルチューブ1
にマニホールド6を介してバルーン膨張ライン9、圧力
測定ライン10、注入液注入ライン11、及びサーミス
タ連結ライン12が接続されている。
【0040】カテーテルチューブ1は先端部に圧力測定
孔4、CFTサーミスタ2、そしてPATサーミスタ3
を配する構造となっている。、また、CFTサーミスタ
2、及びPATサーミスタ3はそれぞれCFTコネクタ
7、及びPATコネクタ8と電気的に接続されている。
孔4、CFTサーミスタ2、そしてPATサーミスタ3
を配する構造となっている。、また、CFTサーミスタ
2、及びPATサーミスタ3はそれぞれCFTコネクタ
7、及びPATコネクタ8と電気的に接続されている。
【0041】図1は、本発明に係わる一実施例である流
速センサプローブを示し、図1(a)は側面図、図1
(b)は平面図、図1(c)は図1(a)の基板40の
拡大図をそれぞれ示す。基板40は電気回路基板として
も作用する。図2は、CFTサーミスタのカテーテル側
孔装着部の構造を示す。
速センサプローブを示し、図1(a)は側面図、図1
(b)は平面図、図1(c)は図1(a)の基板40の
拡大図をそれぞれ示す。基板40は電気回路基板として
も作用する。図2は、CFTサーミスタのカテーテル側
孔装着部の構造を示す。
【0042】図1に示したように本発明の流速センサで
は、基板へのサーミスタの固定は半田付けである。即
ち、基板40の銅パターン41にCFTサーミスタチッ
プ2が半田で固定され、サーミスタ上部と銅パターン4
1のリード部にリード線32がそれぞれ半田付けされて
いる。そして基板40に固定されたCFTサーミスタ2
は耐水性の確保のため、耐水性エポキシ樹脂34でポッ
ティングされている。また耐水性エポキシ樹脂34とし
ては、熱伝導性に優れたものを選択し使用している。
は、基板へのサーミスタの固定は半田付けである。即
ち、基板40の銅パターン41にCFTサーミスタチッ
プ2が半田で固定され、サーミスタ上部と銅パターン4
1のリード部にリード線32がそれぞれ半田付けされて
いる。そして基板40に固定されたCFTサーミスタ2
は耐水性の確保のため、耐水性エポキシ樹脂34でポッ
ティングされている。また耐水性エポキシ樹脂34とし
ては、熱伝導性に優れたものを選択し使用している。
【0043】この基板の構造は図1に示す如く、絶縁層
としてガラスエポキシ42を使用し、放熱性を向上させ
る目的で、血流と接する側に銅箔43が圧着され、さら
に血液適合性を考慮し、銅表面に金44がメッキ、蒸
着、スパッタリング等により固着されている。尚、ガラ
スエポキシの代わりにポリイミド、ポリエステル、エポ
キシ、アラミドなどを使用してもよく、銅箔の代わりに
他の金属層を用いたり、直接金を圧着する構造も可能で
ある。ここで銅箔を使用するのは、コスト的にすべてを
金で作るよりも安価に製造することが可能であるからで
ある。
としてガラスエポキシ42を使用し、放熱性を向上させ
る目的で、血流と接する側に銅箔43が圧着され、さら
に血液適合性を考慮し、銅表面に金44がメッキ、蒸
着、スパッタリング等により固着されている。尚、ガラ
スエポキシの代わりにポリイミド、ポリエステル、エポ
キシ、アラミドなどを使用してもよく、銅箔の代わりに
他の金属層を用いたり、直接金を圧着する構造も可能で
ある。ここで銅箔を使用するのは、コスト的にすべてを
金で作るよりも安価に製造することが可能であるからで
ある。
【0044】これらの層は薄いほど感度等が良くなる
が、強度上及び構造上の理由から以下の厚さが好まし
い。銅パターンの厚さは10〜30μmの範囲が好まし
く、特に好ましくは10〜20μmであり、絶縁層ガラ
スエポキシ層の厚さは10〜100μmが好ましく、特
に好ましくは50〜80μmである。銅の層は10〜1
00μmが好ましく、特に好ましくは50〜80μmで
ある。金の層は1〜10μmが好ましく、特に好ましく
は1〜2μmである。またガラスエポキシの絶縁抵抗は
1×1010〜1×1015Ωであり、好ましくは1×10
12〜1×1015Ωである。
が、強度上及び構造上の理由から以下の厚さが好まし
い。銅パターンの厚さは10〜30μmの範囲が好まし
く、特に好ましくは10〜20μmであり、絶縁層ガラ
スエポキシ層の厚さは10〜100μmが好ましく、特
に好ましくは50〜80μmである。銅の層は10〜1
00μmが好ましく、特に好ましくは50〜80μmで
ある。金の層は1〜10μmが好ましく、特に好ましく
は1〜2μmである。またガラスエポキシの絶縁抵抗は
1×1010〜1×1015Ωであり、好ましくは1×10
12〜1×1015Ωである。
【0045】図2において、基板40に固定されたCF
Tサーミスタ2は、カテーテルチューブ1の側孔29に
装着され、さらにカテーテルチューブ1に固定するため
に固定用エポキシ接着剤36でポッティングされ、さら
にカテーテル側孔29と基板40との隙間の耐水性を保
つためにカテーテルチューブ1(塩ビ製)と接着性の良
好なエポキシ接着剤33でポッティングされている。
Tサーミスタ2は、カテーテルチューブ1の側孔29に
装着され、さらにカテーテルチューブ1に固定するため
に固定用エポキシ接着剤36でポッティングされ、さら
にカテーテル側孔29と基板40との隙間の耐水性を保
つためにカテーテルチューブ1(塩ビ製)と接着性の良
好なエポキシ接着剤33でポッティングされている。
【0046】サーミスタリード線32は、カテーテルチ
ューブ1内を通ってサーミスタ連結ライン12のCFT
コネクタ7に電気的に接続される。
ューブ1内を通ってサーミスタ連結ライン12のCFT
コネクタ7に電気的に接続される。
【0047】流速センサプローブの流速に対する感度
は、上述のA値を指標として表すことができる。
は、上述のA値を指標として表すことができる。
【0048】図3は、A値と(2)式から計算される流
速に対するCFTサーミスタ温度変化との関係を示して
いる。
速に対するCFTサーミスタ温度変化との関係を示して
いる。
【0049】図3から明らかなように、A値が大きくな
るにつれてCFTサーミスタ温度は小さくなるので、流
速センサプローブの感度は上がることが分かる。尚、図
3に示したA値は、(2)式のAを−1000倍した値
である。
るにつれてCFTサーミスタ温度は小さくなるので、流
速センサプローブの感度は上がることが分かる。尚、図
3に示したA値は、(2)式のAを−1000倍した値
である。
【0050】次に、流速センサプローブのA値を測定す
るシステムについて説明する。図4は流速センサプロー
ブのA値を測定するシステムのブロック図で、システム
はφ20mmのアクリル管と塩ビ製チューブによって構
成されており、血液の代わりに生理食塩水を循環させて
いる。図中の矢印は、生理食塩水20の循環方向を示し
ている。生理食塩水20は恒温槽19で37℃に加温さ
れ、拡散ポンプ23と流量調節用バルブ22で所定流量
に調節される。循環流量は電磁血流計17によって連続
的に計測されるが、この電磁血流計17の値は、あらか
じめメスシリンダで流量を測定する方法と比較し較正し
てある。
るシステムについて説明する。図4は流速センサプロー
ブのA値を測定するシステムのブロック図で、システム
はφ20mmのアクリル管と塩ビ製チューブによって構
成されており、血液の代わりに生理食塩水を循環させて
いる。図中の矢印は、生理食塩水20の循環方向を示し
ている。生理食塩水20は恒温槽19で37℃に加温さ
れ、拡散ポンプ23と流量調節用バルブ22で所定流量
に調節される。循環流量は電磁血流計17によって連続
的に計測されるが、この電磁血流計17の値は、あらか
じめメスシリンダで流量を測定する方法と比較し較正し
てある。
【0051】流速センサプローブであるCCOMカテー
テルプローブ15は循環回路14中に設けられた逆止弁
16を介して挿入され、撹拌器21(熱希釈法の較正を
行うとき冷生食水の撹拌をするもので、生体における心
臓の代用である)の下流にCFTサーミスタが位置する
よう配置されている。
テルプローブ15は循環回路14中に設けられた逆止弁
16を介して挿入され、撹拌器21(熱希釈法の較正を
行うとき冷生食水の撹拌をするもので、生体における心
臓の代用である)の下流にCFTサーミスタが位置する
よう配置されている。
【0052】CFTサーミスタは、CCOMモニタ24
により監視され、CCOMモニタ24と電磁血流計17
で測定された値はコンピュータ25に送られる。
により監視され、CCOMモニタ24と電磁血流計17
で測定された値はコンピュータ25に送られる。
【0053】A値の算出は、流量調節用バルブ22を操
作して循環流量14の循環流量を14L/minから段階的
に減量し、その時々のCFT温度、PAT温度(血液温
度)を計測し、電磁血流計17の流量から換算した流速
との相関から求める。
作して循環流量14の循環流量を14L/minから段階的
に減量し、その時々のCFT温度、PAT温度(血液温
度)を計測し、電磁血流計17の流量から換算した流速
との相関から求める。
【0054】図5は、本発明の流速センサプローブと従
来のプローブとの性能を実測し、比較したものである。
来のプローブとの性能を実測し、比較したものである。
【0055】図5から、流速測定に対するプローブの感
度を示すA値について言えば、本発明の流速センサプロ
ーブは図7のプローブに比べて高流領域(流速2.7〜
14L/min)で約6.7倍、低流領域(流速0.2〜
2.7L/min)で約3.9倍大きくなっている。これは
本発明の流速センサプローブは、CFTサーミスタ2の
発した熱により基板40の銅パターン41全体が熱せら
れ、銅パターンのほぼ全面を利用し広い面積で熱伝達が
できるので、流体への熱伝達の効率が良くなるからであ
る。尚、図5において測定プローブ数は測定に使用した
プローブの数で平均した値である。
度を示すA値について言えば、本発明の流速センサプロ
ーブは図7のプローブに比べて高流領域(流速2.7〜
14L/min)で約6.7倍、低流領域(流速0.2〜
2.7L/min)で約3.9倍大きくなっている。これは
本発明の流速センサプローブは、CFTサーミスタ2の
発した熱により基板40の銅パターン41全体が熱せら
れ、銅パターンのほぼ全面を利用し広い面積で熱伝達が
できるので、流体への熱伝達の効率が良くなるからであ
る。尚、図5において測定プローブ数は測定に使用した
プローブの数で平均した値である。
【0056】従って、本実施例によればCFTサーミス
タが発生する熱を効率よく外界に伝える効果がある。
タが発生する熱を効率よく外界に伝える効果がある。
【0057】また、基板の絶縁層の厚さが一定であるこ
とから、流体への熱伝達をある程度一定にでき、CFT
サーミスタの固定も半田付けするだけでできるので、流
速センサプローブの製作工程が簡略化され、個々の流速
センサプローブの感度を均一に製造できる。
とから、流体への熱伝達をある程度一定にでき、CFT
サーミスタの固定も半田付けするだけでできるので、流
速センサプローブの製作工程が簡略化され、個々の流速
センサプローブの感度を均一に製造できる。
【0058】
【発明の効果】以上説明したように、本発明によればC
FTサーミスタが発熱する熱量を効率よく外界に伝える
ことができ、流速測定の感度を上げることができるとい
う効果がある。
FTサーミスタが発熱する熱量を効率よく外界に伝える
ことができ、流速測定の感度を上げることができるとい
う効果がある。
【0059】また、本発明によれば、絶縁層の厚さが一
定となり、流速センサの製造が簡略化され、個々の流速
センサプローブの特性を均一にできるという効果があ
る。
定となり、流速センサの製造が簡略化され、個々の流速
センサプローブの特性を均一にできるという効果があ
る。
【0060】更に、発熱手段と温度検出手段とを一体の
抵抗体で構成することにより、製作工程が簡略化され、
微細化が可能になる。
抵抗体で構成することにより、製作工程が簡略化され、
微細化が可能になる。
【0061】また、更に、流体に接触する側に生体適合
性の高い金属層を設けているので、人体に対しても安全
性が高いという効果がある。
性の高い金属層を設けているので、人体に対しても安全
性が高いという効果がある。
【図1】図1は、本発明に係わる一実施例である流速セ
ンサプローブの構造を示す図である。
ンサプローブの構造を示す図である。
【図2】図2は、本発明に係わる一実施例である流速セ
ンサプローブのCFTサーミスタのカテーテル側孔装着
部の構造を示す図である。
ンサプローブのCFTサーミスタのカテーテル側孔装着
部の構造を示す図である。
【図3】図3は、A値と、算出した流速に対するCFT
サーミスタ温度変化との関係を示す図である。
サーミスタ温度変化との関係を示す図である。
【図4】図4は、流速センサプローブのA値を測定する
システムのブロック図である。
システムのブロック図である。
【図5】図5は、本発明の流速センサプローブと従来の
プローブの性能比較を示す図である。
プローブの性能比較を示す図である。
【図6】図6は、本発明の流速センサプローブの全体斜
視図を示す図である。
視図を示す図である。
【図7】図7は、従来の流速センサプローブにおける、
CFTサーミスタ装着部の構造を示す図である。
CFTサーミスタ装着部の構造を示す図である。
1…カテーテルチューブ、2…CFTサーミスタ、3…
PATサーミスタ 4…圧力測定孔、5…注入液注入孔、6…マニホール
ド、7…CFTコネクタ 8…PATコネクタ、9…バルーン膨張ライン、10…
圧力測定ライン、11…注入液注入ライン、12…サー
ミスタ連結ライン、14…循環回路、15…CCOMカ
テーテルプローブ、16…逆止弁,17…電磁血流計 18…電磁血流計プローブ、19…恒温槽、20…生理
食塩水、21…撹拌器 22…流量調節用バルブ、23…拡散ポンプ、24…C
COMモニタ、25…コンピュータ、29…側孔、30
…サーミスタルーメン、31…カプトンチューブ、32
…サーミスタリード線、33…エポキシ接着剤、34…
耐水性エポキシ樹脂、35…半田、36…固定用エポキ
シ接着剤、40…基板、41…銅パターン、42…絶縁
層、43…銅、44…金
PATサーミスタ 4…圧力測定孔、5…注入液注入孔、6…マニホール
ド、7…CFTコネクタ 8…PATコネクタ、9…バルーン膨張ライン、10…
圧力測定ライン、11…注入液注入ライン、12…サー
ミスタ連結ライン、14…循環回路、15…CCOMカ
テーテルプローブ、16…逆止弁,17…電磁血流計 18…電磁血流計プローブ、19…恒温槽、20…生理
食塩水、21…撹拌器 22…流量調節用バルブ、23…拡散ポンプ、24…C
COMモニタ、25…コンピュータ、29…側孔、30
…サーミスタルーメン、31…カプトンチューブ、32
…サーミスタリード線、33…エポキシ接着剤、34…
耐水性エポキシ樹脂、35…半田、36…固定用エポキ
シ接着剤、40…基板、41…銅パターン、42…絶縁
層、43…銅、44…金
Claims (3)
- 【請求項1】側孔を有するカテーテルチューブと、前記
側孔を塞ぐように内側に配置された基板とを備え、前記
基板の内側に発熱手段及び温度検出手段が装着されてお
り、前記基板は、電気絶縁層と、回路パターンを有する
内側の表面と、流体に接触する表面を有し、前記流体に
接触する表面には、金による金属層を有することを特徴
とする流速センサプローブ。 - 【請求項2】前記発熱手段と温度検出手段とを基板に直
接装着したことを特徴とする請求項1に記載の流速セン
サプローブ。 - 【請求項3】前記発熱手段と温度検出手段とは単一の抵
抗体で構成されていることを特徴とする請求項1又は2
に記載の流速センサプローブ。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP11616494A JP3507127B2 (ja) | 1994-05-30 | 1994-05-30 | 流速センサプローブ |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP11616494A JP3507127B2 (ja) | 1994-05-30 | 1994-05-30 | 流速センサプローブ |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH07313475A JPH07313475A (ja) | 1995-12-05 |
JP3507127B2 true JP3507127B2 (ja) | 2004-03-15 |
Family
ID=14680370
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP11616494A Expired - Fee Related JP3507127B2 (ja) | 1994-05-30 | 1994-05-30 | 流速センサプローブ |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP3507127B2 (ja) |
Families Citing this family (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP3696682B2 (ja) * | 1996-02-09 | 2005-09-21 | テルモ株式会社 | 流速測定用センサプローブ |
JP4772036B2 (ja) * | 2004-04-29 | 2011-09-14 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 血流を検出する装置及び方法 |
WO2015125289A1 (ja) * | 2014-02-24 | 2015-08-27 | ニプロ株式会社 | 熱線流速計およびそれを用いた血流速計 |
EP3861928B1 (en) | 2014-04-04 | 2024-03-27 | St. Jude Medical Systems AB | Intravascular pressure and flow data diagnostic system |
WO2016111261A1 (ja) * | 2015-01-05 | 2016-07-14 | ニプロ株式会社 | 血流計及び測定装置 |
-
1994
- 1994-05-30 JP JP11616494A patent/JP3507127B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPH07313475A (ja) | 1995-12-05 |
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Legal Events
Date | Code | Title | Description |
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Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20031218 |
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