JPH0354576B2 - - Google Patents

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JPH0354576B2
JPH0354576B2 JP61208131A JP20813186A JPH0354576B2 JP H0354576 B2 JPH0354576 B2 JP H0354576B2 JP 61208131 A JP61208131 A JP 61208131A JP 20813186 A JP20813186 A JP 20813186A JP H0354576 B2 JPH0354576 B2 JP H0354576B2
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catheter
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/103—Detecting, measuring or recording devices for testing the shape, pattern, colour, size or movement of the body or parts thereof, for diagnostic purposes
    • A61B5/107—Measuring physical dimensions, e.g. size of the entire body or parts thereof
    • A61B5/1073—Measuring volume, e.g. of limbs
    • 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
    • A61B5/029—Measuring or recording blood output from the heart, e.g. minute volume
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61B5/026—Measuring blood flow
    • A61B5/0295—Measuring blood flow using plethysmography, i.e. measuring the variations in the volume of a body part as modified by the circulation of blood therethrough, e.g. impedance plethysmography
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01F—MEASURING VOLUME, VOLUME FLOW, MASS FLOW OR LIQUID LEVEL; METERING BY VOLUME
    • G01F17/00—Methods or apparatus for determining the capacity of containers or cavities, or the volume of solid bodies

Description

【発明の詳細な説明】 発明の背景 発明の分野：本発明は、一般には心臓の監視装
置に関し、さらに詳しくは、心臓の与えられた室
内に含まれる血液の瞬時容量を定量的に測定し、
心臓の１拍動拍出量および１分間拍出量を連続的
に監視することを可能にする装置に関する。
従来技術：本発明者の係属中の特許出願第
362903号〔1982年３月29日出願、発明の名称：
Biomedical method and apparatus for
controlling the administration of therapy to
ａ patient in response to changes in
physiologic demand（生理学的要求の変化に対応
して患者への治療の施行を制御するための生体医
学方法および装置）〕にも指摘したように、脈管
内容量の電気インピーダンス測定技術は30年以上
にわたつて研究されてきたが、ヒト心臓内容量の
測定に応用されるようになつたのはごく最近のこ
とである。1953年、Rushmerらは、Intracardiac
plethysmography（心臓内血液量測定法）と題す
る論文（Am.J.Physiol.，174、71、1953）中に、
電極をイヌ左右両心室壁に接着させ、収縮時のイ
ンピーダンス変化の記録に使用した実験について
述べている。Geddesらは、Continuous
measurement of ventricular stroke volume
by electrical impedance（電気インピーダンスに
よる心室１拍動拍出量の連続的測定）と題する論
文〔Cardiac Research Center Bulletin、第４
巻、118頁（1966）〕中に、電極をイヌの心外膜に
縫合し、in vitroで縫合閉鎖した弁によりその動
物の心臓へ血液を注入または吸引しながら、80k
Hzにおいてインピーダンスを測定した実験を記載
している。さらに、Baanらはイヌで、８個のリ
ングを付したカテーテルと20kHzの駆動周波数を
用い、左室インピーダンス測定値と、同時に電磁
流量計によつて測つた１拍動拍出量との間の高い
相関を記録した〔Baanら：Continuous stroke
volume and cardiac output from
intraventricular dimensions obtained with an
impedance catheter（インピーダンスカテーテル
で得られる、心室内部からの連続的１拍動拍出量
および１分間拍出量）、Cardiovasc.Res.，15、
328、1981〕。Baanらはその後の論文、
Continuous registration of relative left
ventricle volume in man（ヒト左心室相対容量
の連続記録）、Circulation、66、Suppl.、−
277、1982中に、心室インピーダンスの連続的記
録にカテーテルを用い、６名の患者でそれを容量
と関係づける実験を報告している。前述のBaan
らの最初の報告には、インピーダンス測定に基づ
く容量測定の理論的根拠が述べられている。
第一の近似として、任意の２個の検知電極の間
で測定される血液の容量は、心臓壁の内皮表面
と、２個の電極を通る等しい仮想表面によつて決
定される境界をもつ円筒と考えることができる。
したがつて左心室腔内の総血液量は、たがいに束
ねられた円筒からなるカラムと考えてよい。心室
の収縮時にこれらの円筒中に検知されるインピー
ダンスの変化は、この円筒の断面積の変化による
２個の検知電極の間の抵抗の変化によつて生じ
る。抵抗と断面積の関係は、次式 Ｒ＝pL／Ａ Ｒ：抵抗 ｐ：血液の固有抵抗 Ｌ：２個の検知電極間距離 Ａ：断面積 で表される。容量Ｖが断面積×距離（Ａ×Ｌ）に
等しい同筒の場合には、抵抗についての上記の式
は Ｒ＝pL2／Ｖ と置き換えることができる。
したがつて、拡張期末および収縮期末の抵抗
は、それぞれ、 Red＝pL2／Ved Res＝pL2／Ves と定着できる。式中、edは拡張期末を、esは収縮
期末を示す。この２つの式の差をとると、１拍動
あたりの拍出量は次式で示される。
Ved−Ves＝pL2（Res−Red）／Res・Red すなわち、縦方向に間隔を置いて配列した２個
の検知電極の間の与えられた円筒状区間内の血液
の、心室収縮による容量変化は、収縮期末と拡張
期末のインピーダンスの差から決定できることに
なる。さらに、左心室内の各円筒状の血液は、駆
動電極間に直列に置かれた抵抗器と考えることが
できるので、各円筒についての容量測定値を加算
すれば全心室の１拍動拍出量を求めることができ
る。
以上述べたインピーダンス容量測定の理論は、
正確な測定に必須な因子を取扱かつていないの
で、極度の単純化のそしりは免れない。絶対容量
のインピーダンス測定に際して生じる大きな問題
点のひとつは、心臓内電気インピーダンスの測定
値に対する心筋組織の寄与を無視していることで
ある。心室腔の容量をインピーダンスを用いて測
定する方法は、心筋組織が血液よりも高い電気抵
抗性をもつことを基盤にしている。その結果、測
定される電流は主として心室内を通るものであ
り、インピーダンスの変化は、心室腔内血液量の
変化率をとくに反映することになる。理想条件下
には、組織が完全な絶縁体であれば、測定される
電流はすべて心室腔内を通過したものであり、き
わめて正確な容量の測定が可能になるはずであ
る。この考え方は、インピーダンスと絶対容量の
相関が0.99を示したゴム製の球内の血液容量をイ
ンピーダンスによつて測定した結果に由来するも
のである。
本発明者らは、心筋や周辺組織の並列抵抗が抵
抗測定値を低下させ、したがつて、実際の心室容
量に見掛けの容量（Ｖ偏差）を付加していること
を明らかにした。
インピーダンス容量測定値に対する上述の心筋
インピーダンスの寄与に加えて、絶対空間容量の
測定には他の問題もある。たとえば、血液の抵抗
は一定ではなく、温度、ヘマトクリツトおよび血
液の流速によつて変化する。さらに、電解質の濃
度が抵抗性を変える可能性もある。
カテーテルを心室内に位置させ、一方の端を心
室の尖部付近に他端を大動脈弁付近に間隔を置い
て配置した１対の電極間に既定の周波数の駆動電
位を適用した場合、電場線は直線とはならず、外
方に曲がることが明らかにされている。同様に、
等電位線も直線にはならず、電場線と直交するよ
うに弯曲する。このパターンにより、心室内の電
流密度は均一性を欠くことになる。容量の式Ｖ＝
Red＝pL2／Ｒは規則正しい形状の円筒状容量に
のみ適用できるので、間隔を置いて配置された駆
動電極が加圧されている通常の実際条件にこの式
を適用すると、心室容量の測定値に誤差が入つて
くることになる。この誤差は、その形状により、
右心室の場合とくに大きくなる。誤差の程度は、
駆動電極によつて決定される容量を不連続の区間
に効果的に分割し、各区間の容量を計算し、各容
量測定値を合算して総容量を求めるBaanらの方
法によれば、ある程度低くすることができる。し
かしながら、これは、非円筒状の状態に対して円
筒状容量についての式の適用が本質的に不適当で
あることを考慮していない。
発明の要約 本発明は、駆動電極をたがいに無限大の距離に
配置したと仮定した場合に得られる値に相当する
R0値を計算することにより、測定の正確さを著
しく改善するものである。この条件を導入すれ
ば、少なくとも数学的な意味において、電極間に
伸びる電場線は直線で平行となり、等電位面は電
場線と直交する。R0値を求め、ついでＶ＝pL2／
R0の式を適用すれば、不規則な形状の右心室の
場合であつても、検知電極対の間の容量に関し、
さらに正確な情報を得ることができる。各区間の
容量を合算して総容量値を求めれば、その値はさ
らに正確になる。
計算された容量は依然として周辺組織によるＶ
偏差を含んでいるが、発明の詳細な説明の末尾に
示した注からも明らかなように、１拍動拍出量は
容量の差のみに関与するものであるから、Ｖ偏差
の値は、１拍動拍出量したがつてまた１分間拍出
量の計算にはほとんど影響しない。しかも、心室
容量測定値は単純な加算値があることを除いて正
確なわけであるから、患者の症状または治療によ
る心室容量の変化は正確に評価できる。たとえ
ば、変力作用をもつ薬剤の注入後に得られた拡張
期末容量10mlの低下は、薬剤の効果の正確な測定
値と考えてよい。
容量式に用いる相当するR0値を得るには、心
臓の尖部付近に位置させることができる遠位駆動
電極と大動脈弁付近に位置させることができる近
位駆動電極とを有する電極を準備する。間隔を置
いて配置された第２の対の電極をさらにカテーテ
ルに設け、第２の対は第１の対の作る空間内に含
まれるようにする。第２の対をなす各電極の間に
は、さらにいくつかの検知電極対を設けることが
できる、第１および第２の駆動電極対は、たがい
に異なる別の周波数の一定な電流源で別個に加圧
する。これにより、適当な濾過を行えば、上記第
１および第２の電流源のそれぞれに帰属できる、
与えられた任意の検知電極対の寄与があればそれ
を単離することが可能になる。各周波数成分につ
いて、検知対から相当する駆動対までの距離の逆
数の函数として得られる抵抗を平行座標にプロツ
トし、この線を延長してＹ切片を求めれば、これ
が駆動電極を無限の距離に置いた場合のインピー
ダンスに相当する。
以上は、それぞれ別個にしかも同時に、２種の
異なる周波数で加圧した２個の異なる電流源を用
い、それぞれの寄与をデジタル濾過法によつて単
離することにより達成することができる。また別
法として、２対の駆動電極を同じ電流源で交互に
加圧し、２種の駆動要素のそれぞれについて測定
される抵抗を装置内に別個に保存する方法も使用
できる。２組の抵抗値と、検知対とそれぞれの駆
動対の間の距離がわかれば、上述の外挿法によ
り、所望の相当するR0値が得られる。R0値がわ
かれば、容量は従来法よりも正確に計算すること
ができる。
本発明においては、従来可能であつたよりも正
確に、患者の１拍動拍出量および１分間拍出量を
連続ベースで測定することができる。心室容量に
関する情報は、弁膜症や心肥大の診断に役立つ。
また、心筋梗塞や虚血の程度また影響の測定に助
けになるし、さらに、うつ血性心不全のような疾
患のコントロールに際しての薬剤の影響の評価お
よび監視に有用である。熱希釈または指示薬希釈
のような従来方法は頻繁に使用することはできな
いし、長時間にわたる監視には適当でない。本発
明の二重電流源心室内インピーダンス血液量測定
法によれば、心室の各収縮の臨終家による肉眼的
観察を可能にし、しかも、心臓内への何らかの物
質の注入や、長時間にわたるあるいは運動のよう
な身体的操作のもとに行われる他の処理を必要と
しない。デジタル−アナログ変換器は、心室容量
の読みを100Hzの速度でサンプリングするので、
10msec以上持続する変化は医師に見逃されるこ
とがない。長時間にわたる心拍出量の監視が可能
なばかりでなく、前心室収縮の影響も個個に評価
できる。本発明により、各拍動について容量の変
化速度が利用可等になるので、心臓の収縮能も評
価できるようになる。心室容量と同時に圧力もモ
ニタリングできるので、拍動仕事量も計算でき、
この情報はうつ血性心不全の管理に応用される。
本発明は、間隔を置いて配置された表面電極
対、複数個を有する腔内電気インピーダンスカテ
ーテルを用いて心室容量の瞬間的測定を行う方法
およびそのための装置である。複数個の電極対
は、相当する複数個の電気信号で駆動され、各信
号は異なる別個の周波数を示す。またカテーテル
には、間隔を置いて配置され、心室内の所定の位
置で電位を検知する表面電極対、複数個を有す
る。駆動信号を予め定められた表面電極対に選択
的に組合わせるため、また検知電極対を検知した
電位の読み取りに任意の与えられた時間選択的に
使用するためのスイツチ手段を設ける。読み取ら
れた信号は、検波され、アナログ信号からデジタ
ル量に変換される。ついでデジタル計算機を用い
て、検知されたデジタル量から、無限大の距離に
置かれた電極の場合に相当するインピーダンスの
外挿値を求める。外挿インピーダンス値がわかれ
ば、心室内の血液容量は、Ｖ＝pL2／R0（式中R0
は外挿インピーダンス値、Ｌは心室内にまたがつ
て配置された検知電極間の距離、ｐは血液の抵
抗）の式を用いて計算できる。
目 的 したがつて、本発明の主たる目的は、インピー
ダンスカテーテルを用いて、心臓の心室容量を測
定する改良された装置を提供することにある。
本発明の他の目的は、公知の従来技術方法を用
いてこれまで可能であつたよりも正確に、１拍動
拍出量および１分間拍出量を測定するための方法
および装置を提供することにある。
本発明のさらに他の目的は、心室内の有効イン
ピーダンスを電位源が検知電極から無限大の距離
にあると仮定して計算することにより、動物の心
臓の心室容量を測定するための方法および装置を
提供することにある。
本発明のさらに他の目的は、心臓の心室容量を
より正確に測定するために、二重周波数源または
切り換え電位源を用いたインピーダンス血液容量
法を適用する装置を提供することにある。
本発明のこれらのまた他の目的および利点は、
以下の好ましい実施態様に関する詳細な説明およ
び図面から、本発明の技術分野における熟練者に
は自明のとおりである。
好ましい実施態様の説明 第１図に示したヒト心臓２の断面図から明らか
なように、心臓は、右心房４、右心室６、左心房
８および左心室１０の大きな室に分けられる。本
発明によつて１拍動拍出量および左心室総容量を
測定するためには、この室内に、近位端１４およ
び遠位端１６を有するインピーダンスカテーテル
１２を位置させる。カテーテルは、本発明の譲受
者に譲渡された係属中の特許出願第445240号
（1982年11月29日出願、発明の名称：Catheter
Assembly（カテーテルアセンブリー）〕の方法に
従つて製造することができる。たとえば、カテー
テルはその遠位端１６に十分近く間隔を置いて配
置された複数個の表面電極を有する少なくとも１
個の管状のさやから構成され、これらの電極が、
容量を測定しようとする室内、この場合左心室内
の長軸方向に効果的に行きわたるようにする。第
１図には、ＯからＮまでの記号を付し、間隔を置
いて配列したリングとして表面電極を例示してい
る。各環状電極は延長導線と接続させ、この導線
は先に例示した適用による場合は、管状カテーテ
ル１２の壁内に包埋させ、カテーテルの全長を通
過したのち電気コネクター１８または２０のいず
れか一方に至る。最遠部の表面電極は左心室１０
の尖部に近く位置させ、一方、最近部の表面電極
は大動脈弁２１の近くに位置させる。
本発明の実際的な態様においては、12個の表面
電極を設け、それぞれを他から約１cmの間隔で配
置するのが便利であることが明らかにされた。し
かしながら、このような大きさについての指示は
限定的なものではない。事実、たとえば、右心室
６の容量を測定する場合には電極の数、配置とも
に異なるカテーテルを使用することになる。カテ
ーテル１２には、多数の管腔と他のセンサーを設
け、容量の測定を行うと同時に、圧力や他のパラ
メーターの監視を組合せて行うことができる。し
かしながら、本発明の方法は、インピーダンス血
液容量測定法を用い主として正確な容量を測定す
ることに関するものであるから、以下、このよう
な容量測定に関連したカテーテルの使用態様のみ
について述べる。
次に第２図には、本発明の方法の実施に際して
使用できる電気回路をブロツクダイヤグラムによ
つて示す。第２図の最左端に図式的に示したよう
に、左心室１０にはカテーテル１２が挿入され、
このカテーテルには、環状表面電極Ｏ〜Ｎがその
遠位端から近位端にわたつて間隔を置いて配列さ
れている。コネクター１８および２０は相当する
コネクター要素２２および２４と対応するように
配置される。コネクターの半片２２の端末は、個
個に、ケーブル２６中の導線を介してスイツチ箱
Ａ２８に接続する。同様に、コネクターの半片２
４におけるコネクター端末はケーブル３０中の導
線によつてそれぞれスイツチ箱Ｂ３２に接続す
る。
ケーブル２６および３０はそれぞれ、電極Ｏか
らＮまでを、スイツチ２８または３２で各インタ
ーフエースに接続するように配線される。スイツ
チ箱自体は、通常、複数個の入力部の任意のひと
つが任意の出力部に接続するように構成された複
数個の多極回転スイツチとすることができる。ま
た別法として、２個のスイツチ箱の構築には、他
のスイツチ装置たとえば押ボタンマトリツクスス
イツチまたはデジタル制御アナログスイツチ等も
使用できる。スイツチ箱Ａは、オシレーター３４
および分離増幅器３６を含む第一の定電流源に結
合する。分離増幅器からの出力はスイツチ箱Ａを
介して接続され、遠位電極Ｏが測定対象の室内の
尖部に位置するときに遠位電極Ｏとその室内の近
位に位置する表面環状電極の周波数Ａの駆動信号
を印加するように適合させる。第２図の最左端に
カツコＡでくくつた部分は、指定した電極間で印
加されるのが周波数fAの電流源であることを示
している。
同様に、fAとは異なる周波数fBを有するオシ
レーター３８と単離増幅器４０を包含する第二の
一定電流源は、スイツチ箱Ｂ３２とケーブル３０
を介し、カツコＢでくくつて示した表面電極対間
の周波数fBの駆動信号を印圧するように接続す
る。この場合、表面電極対“Ａ”の間隔は、“Ｂ”
で示した表面電極間の距離よりも大きく、すなわ
ち対“Ａ”はそのスパンの中に対“Ｂ”を含むよ
うにすることに留意すべきである。代表的な例を
挙げれば、オシレーター３４の周波数は2600Hz、
一方、オシレーター３８の周波数は3600Hzとする
が、もちろんこれに限定されるものではない。
スイツチ箱２８を介し、遠位電極Ｏとカツコ
“Ａ”の他端で指定されたより近位の電極との間
の駆動“Ａ”の適用により、これらの駆動電極の
スパンに含まれる感知対１，２および３の間に相
当する電位が発生する。同様に、駆動“Ｂ”の適
用も、感知対１，２および３の間に電位シグナル
を発生させる。駆動“Ａ”の周波数は駆動“Ｂ”
の周波数とは異なるので、それぞれ別個の駆動周
波数による寄与電位がいくらであるかを識別し、
測定することができる。
スイツチ箱“Ａ”２８からの出力は、分離増幅
器４２，４４および４６を介し、増幅器／復調器
回路４８，５０および５２に接続される。同様
に、スイツチ箱“Ｂ”３２は、単離増幅器５４，
５６および５８へ、ついで増幅器／復調器６０，
６２および６４へ出力を送る。
復調器は感知対からの入力シグナルを濾波し、
復調して、感知電極対の間のインピーダンスに比
例する出力を生するのに役立つ。すなわち、A1
で示した復調器４８は、駆動“Ａ”による感知対
１の間のインピーダンスに比例するシグナルをそ
の出力線６６上に生成し、同様に復調器５０およ
び５２は、駆動“Ａ”により感知対２および３の
間のインピーダンスに比例するアナログシグナル
を発生する。全く同様に、復調器６０，６２およ
び６４は、それぞれの出力線７２，７４および７
６に、それぞれ、駆動“Ｂ”の適用による感知対
１，２および３の間のインピーダンスに比例する
アナログシグナルを発生する。第２図には、復調
回路の機構をブロツクで示したが、さらに特定の
実施態様についての情報を所望の場合は、前述の
係属中の特許出願第362903号（出願日：1982年３
月29日）を参照されたい。
上述の出力線６６から７６まではそれぞれ、ア
ナログ−デジタル変換器７８から８８までに送信
される。このような各Ａ／Ｄ変換器は、たとえば
12ビツト変換器からなり、その対応チヤンネルか
らたとえば100Hzの割合でサンプリングを行い、
デジタル化した波形をマイクロプロセツサーシス
テム９０に出力する。コンピユーターは、２個の
駆動周波数で測定された２個のインピーダンス値
から、各感知対に対し１個の補正された瞬時イン
ピーダンスを発生させ、この値を式Ｖ＝pL2／R0
に従つて各リング対についての分断部分容量に変
換し、各リング対からの容量を総計して心臓室内
の瞬間的総容量を求めるようにプログラム化され
る。これらの計算されたパラメーターは、ビデオ
モニター９２上に表示してもよいし、またハード
コピーが所望の場合はプリンター／プロツター９
４を用いて記録することもできる。
第３図は、上記式に用いられるパラメーター
R0を、駆動“Ａ”による感知電極対間のインピ
ーダンスおよび駆動“Ｂ”による感知電極対間の
インピーダンスの縦軸に駆動点と感知点間距離の
逆数をとつた平行座標上プロツテイングにより求
める方法を例示する。これらの２点を通る線を引
き、それを縦軸方向に延長したときの切片が、駆
動電極を無限大の距離に置いた場合の理論的に得
られるインピーダンスに相当する。各切断部分の
容量を計算する際にこの値を用いれば、これまで
他の研究者が報告している正確度に比較して、有
意に改善された正確度でのインピーダンス容量測
定法が可能となり、各切断部分の容量を総計して
室内容量を求めることができる。とくにその形状
のために、定量的な測定がインピーダンス法によ
つては不可能であつた右心室の場合にも、本発明
の方法を応用できる。すなわち、本明細書に記載
の方法に従えば、室内容量とその残留容量V0、
ならびに１拍動拍出量をリアルタイムで、従来技
術たとえば熱希釈、Fick拍出量および染色希釈
のような方法を用いて得られるよりも正確に測定
するための装置の開発が可能となつた。
第４図には、計算された室内容量が連続的心拍
とともに変化する波形を示している。実際の室内
容量は、周囲組織の並列抵抗のために生じる残留
容量V0に重なつている。拡張期末と収縮期末の
間の容量差が１拍動拍出量である。残留容量V0
の値は、正常の静止条件下に、拡張期末容量
（EDV）、収縮期末容量（ESV）および１拍動拍
出量をまず計算することにより得られる。次に、
心臓の容量を心臓ペーシング薬剤または他の手段
で変化させることができる。最後に、SVに対し
てEDVおよびESVをプロツトする。SV＝０の条
件に外挿すればV0の値が求められる。いつたん
このV0を計算しておけば、すべての容量計算値
からそれを差引くことにより、さらに正確な室内
容量測定値が得られる。すなわち、本発明の方法
は、室内の各切断部分の容量およびその総容量の
測定のみでなく、第４図のピークの読みから谷の
読みを差引くだけで１拍動拍出量を計算すること
もできる。
本発明については、本明細書に、特許法に従
い、また本技術分野の熟練者がこの新規な原理を
応用し、必要な特定の要素を構築し、使用するの
に必要な情報を提供するために、かなり詳細に記
述した。しかしながら、本発明は、本発明自体の
範囲から逸脱することなく、特定の異なる装置を
用いて実施すること、また装置の細部および操作
方法の両者に各種の改変を行うことが可能である
ことを理解すべきである。
注） １拍動拍出量（SV）は次のように定義され
る： SV＝EDV−ESV 基本的円筒式に、測定された拡張期末および収
縮期末抵抗（EDRMEAS、ESRMEAS）を用いれば、
SV＝pL2／EDRMEAS−pL2／ESRMEASとなる。
しかし、EDVおよびESVで実際に測定された
抵抗は、血液容量によるEDRとESRおよび組織
抵抗RTISSの組み合せである。
SV＝pL2／EDR・RTISS／RTISS−EDR−pL2／ESR・RTISS／
RTISS−ESR SV＝pL2ESR（RTISS−EDR）−EDR（RTISS−ESR）／EDR・
ESR・RTISS SV＝pL2（ESR−EDR）RTISS／ESR・EDR・RTISS SV＝pL2ESR−EDR／ESR・EDR ＝pL2（１／EDR−１／ESR） SV＝pL2／EDR−pL2／ESR すなわち、EDVおよびESVにおいて測定され
た抵抗を用い、実際の血液容量に対するEDRお
よびESRが既知と仮定すれば計算可能な同じSV
を計算できる。換言すれば、組織インピーダンス
は、計算される１拍動拍出量には全く影響しな
い。
【図面の簡単な説明】
第１図は、左心室にインピーダンスカテーテル
が配置されている心臓の断面図であり、第２図
は、本発明を実施するにあたつて有用な回路構成
を示す模式的ブロツクダイヤグラムであり、第３
図は、補正されたインピーダンス（R0）を求め
る方法を示すプロツトであり、第４図は、連続し
た心拍による室内容量のリアルタイムにおける変
動を示す波形である。

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 １ 動物の心臓の室内血液の瞬時容量を測定する
    ための装置において、 (a) 近位置と遠位置を有する細長い管状のカテー
    テルの外部表面に、第一の駆動電極対をたがい
    に予め定められた心臓室内の長さより短い距離
    d1の間隔で取りつけ、同じくそのカテーテルの
    外部表面に第二の駆動電極対をたがいに予め定
    められたd1より短い距離d2の間隔で、第二の駆
    動電極対を第一の駆動電極のスパン内に包含さ
    れるように取りつけ、さらにそのカテーテルの
    外部表面に複数個の感知電極対を第二の駆動電
    極対の間にそれに沿つて長さの方向に間隔をお
    いて取りつけ、第一および第二の駆動電極対な
    らびに複数個の感知電極対は各個にカテーテル
    の近位端において端子に電気的に結合するよう
    に配置したカテーテルと、 (b) 第一の周波数f1の定電流源と、 (c) 第二の周波数f2の定電流源と、 (d) 第一の定電流源を第一の駆動電極対に接続す
    るためおよび第二の定電流源を第二の駆動電極
    対に接続するため、前記端子に結合されたスイ
    ツチ手段と、 (e) 第一および第二の定電流源に起因して、スイ
    ツチ手段によつて選ばれた感知電極対間に存在
    する媒体のインピーダンスに相当する信号波を
    生成するため、複数個の感知電極対のうちの予
    め定められた感知電極対にスイツチ手段を介し
    て接続できる信号検知手段と、 (f) 予め定められた割合で信号波をサンプリング
    し、その信号波をインピーダンス値を表すデジ
    タル値に変換するため、信号検知手段に作動的
    に結合された手段と、 (g) 前記デジタル値を受けるように結合され、駆
    動周波数f1およびf2において測定されたインピ
    ーダンス値から、距離d1およびd2を無限大とし
    た場合の有効インピーダンス値を外挿し、選ば
    れた感知電極対の間の部分の容量を式Ｖ＝
    pL2／R0（式中、Ｌは選ばれた感知電極対間の
    距離、ｐは媒体の比抵抗、R0は有効インピー
    ダンス値）を用いて計算するようにプログラム
    された計算手段、 の組み合せからなる装置。 ２ 計算手段は各部分容量を合計してその室内の
    瞬時総容量を求めるようにプログラムされた特許
    請求の範囲第１項に記載の装置。 ３ 動物の心臓の室内血液の瞬時容量を測定する
    ための装置において、 (a) 近位端と遠位端を有する細長い管状のカテー
    テルの外部表面に、第一の駆動電極対をたがい
    に予め定められた心臓室内の長さより短い距離
    d1の間隔で取りつけ、同じくそのカテーテルの
    外部表面に第二の駆動電極対をたがいに予め定
    められたd1より短い距離d2の間隔で、第二の駆
    動電極対を第一の駆動電極のスパン内に包含さ
    れるようにとり付け、さらにそのカテーテルの
    外部表面に複数個の感知電極対を第二の駆動電
    極対の間にそれに沿つて長さの方向に間隔をお
    いてとり付け、第一および第二の駆動電極対な
    らびに複数個の感知電極対は各個にカテーテル
    の近位端において端子に電気的に結合するよう
    に配置したカテーテルと、 (b) 定電流源と、 (c) 定電流源を、第一の駆動電極対および第二の
    駆動電極対に順次接続するため、前記端子に結
    合されたスイツチ手段と、 (d) 第一および第二の駆動電極対に結合された定
    電流源に起因して、スイツチ手段によつて選ば
    れた感知電極対間に存在する媒体のインピーダ
    ンスに相当する信号波を生成するため、複数個
    の感知電極対のうちの予め定められた感知電極
    対にスイツチ手段を介して接続できる信号検知
    手段と、 (e) 予め定められた割合で信号波をサンプリング
    し、その信号波をインピーダンス値を表すデジ
    タル値に変換するため、信号検知手段に作動的
    に結合された手段と、 (f) 前記デジタル値を受けるように結合され、第
    一および第二の駆動電極対に結合させた定電流
    源によつて測定されたインピーダンス値から、
    距離d1およびd2を無限大とした場合の有効イン
    ピーダンス値を外挿し、選ばれた感知電極対の
    間の部分の容量を式Ｖ＝pL2／R0（式中、Ｌは
    選ばれた感知電極対間の距離、ｐは媒体の比抵
    抗、R0は有効インピーダンス値）を用いて計
    算するようにプログラムされた計算手段、 の組合せからなる装置。 ４ 計算手段は各分断部分容量を合計してその室
    内の瞬時総容量を求めるようにプログラムされた
    特許請求の範囲第３項に記載の装置。
JP61208131A 1985-09-06 1986-09-05 心臓の室内容量を測定するための装置 Granted JPS6284740A (ja)

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