JPH0579327B2 - - Google Patents
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- JPH0579327B2 JPH0579327B2 JP1004717A JP471789A JPH0579327B2 JP H0579327 B2 JPH0579327 B2 JP H0579327B2 JP 1004717 A JP1004717 A JP 1004717A JP 471789 A JP471789 A JP 471789A JP H0579327 B2 JPH0579327 B2 JP H0579327B2
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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
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Description
【発明の詳細な説明】
［産業上の利用分野］
本発明は、心機能検査、心臓手術等の術中、術
後の心拍出量管理を行う場合等に使用される生体
情報計測装置に関するものである。
後の心拍出量管理を行う場合等に使用される生体
情報計測装置に関するものである。
［従来の技術］
従来、本願出願人は特開昭61−125329号におい
て生体情報計測装置を開示している。この生体情
報計測装置はカテーテル型センサープローブに２
個の感温素子を備え、第１の感温素子によつて血
液温度を検出し、熱希釈法によつて心拍出量を求
めるととともに、第２の感温素子を加温手段によ
つて加温し、その温度を計測することによつて血
流速度を求め、熱希釈法による心拍出量と血流速
度とから血管断面積を求め、血管断面積の項を校
正値として、以後は血流速度を上記の方法に基づ
いて連続的に求めることにより、連続的に心拍出
量を演算するようにしている。
て生体情報計測装置を開示している。この生体情
報計測装置はカテーテル型センサープローブに２
個の感温素子を備え、第１の感温素子によつて血
液温度を検出し、熱希釈法によつて心拍出量を求
めるととともに、第２の感温素子を加温手段によ
つて加温し、その温度を計測することによつて血
流速度を求め、熱希釈法による心拍出量と血流速
度とから血管断面積を求め、血管断面積の項を校
正値として、以後は血流速度を上記の方法に基づ
いて連続的に求めることにより、連続的に心拍出
量を演算するようにしている。
そして、このように用いられる感温素子の製造
段階においては、予め個々の感温素子であるサー
ミスタの特定を検定する必要があることから、全
ての感温素子は一定温度の雰囲気にされた恒温槽
等内に置かれ、その際に出力される感温素子の出
力特性値を基準となる温度計と比較して温度と感
温素子の特性値との関係を個々に求める。
段階においては、予め個々の感温素子であるサー
ミスタの特定を検定する必要があることから、全
ての感温素子は一定温度の雰囲気にされた恒温槽
等内に置かれ、その際に出力される感温素子の出
力特性値を基準となる温度計と比較して温度と感
温素子の特性値との関係を個々に求める。
そして、このようにして求められた個々の関係
に基づいて、感温素子の良品と不良品の選別をす
る一方、計測精度の向上を図るために、個々の感
温素子の特性値に即した補正が感温素子に接続さ
れるプローブ回路等で成され、温度計測に使用す
るようにしている。
に基づいて、感温素子の良品と不良品の選別をす
る一方、計測精度の向上を図るために、個々の感
温素子の特性値に即した補正が感温素子に接続さ
れるプローブ回路等で成され、温度計測に使用す
るようにしている。
［発明が解決しようとする課題］
しかしながら、従来の熱希釈法や熱式流量測定
法に基づく生体情報計測装置に使用される感温素
子の製造は上記のようにしていたので、余計な製
造工程を要するばかりか、個々の感温素子の特性
値の測定結果を記録管理しなければならず煩雑と
なる一方、歩留まりが悪くなる問題点があつた。
法に基づく生体情報計測装置に使用される感温素
子の製造は上記のようにしていたので、余計な製
造工程を要するばかりか、個々の感温素子の特性
値の測定結果を記録管理しなければならず煩雑と
なる一方、歩留まりが悪くなる問題点があつた。
また、感温素子の特性値に即した補正をする補
正手段であるプローブ回路等は、それ自体を特性
値変化に加えて、感温素子に接続された後の特性
値変化を来してしまう結果、計測誤差を生ずる問
題点があつた。
正手段であるプローブ回路等は、それ自体を特性
値変化に加えて、感温素子に接続された後の特性
値変化を来してしまう結果、計測誤差を生ずる問
題点があつた。
一方、熱希釈法の他に熱式流量測定法に基づい
て測定をする場合に、感温素子の周囲が加温され
る際に、感温素子が温度の影響を受ける結果、測
定精度が低下してしまうという問題点があつた。
て測定をする場合に、感温素子の周囲が加温され
る際に、感温素子が温度の影響を受ける結果、測
定精度が低下してしまうという問題点があつた。
本発明は、上述の問題点に鑑みてなされたもの
であり、その目的とするところは、生体情報計測
装置に使用される感温素子の製造において、感温
素子の検定をする余計な製造工程を不要にするこ
とにある。
であり、その目的とするところは、生体情報計測
装置に使用される感温素子の製造において、感温
素子の検定をする余計な製造工程を不要にするこ
とにある。
また、感温素子の特性値に即した補正をする補
正手段であるプローブ回路等を不要にして、計測
誤差を生じないようにすることにある。
正手段であるプローブ回路等を不要にして、計測
誤差を生じないようにすることにある。
さらに、熱希釈法とともに用いられる熱式流量
測定法に基づいて感温素子の周囲が加温される際
に、感温素子が温度の影響を受けないようにする
ことにある。
測定法に基づいて感温素子の周囲が加温される際
に、感温素子が温度の影響を受けないようにする
ことにある。
［課題を解決するための手段］及び［作用］
上述の課題を解決し、目的を達成するために、
本発明は、少なくとも２個以上の感温素子を備え
るプローブを用いて生体に関連する温度測定をす
る生体情報計測装置であつて、基準感温素子と、
基準感温素子により検出される温度を基準温度信
号として検出する温度計測回路手段と、検出され
た基準温度を格納するメモリ手段と、測温用感温
素子と、測温用感温素子により検出される測温温
度を温度計測回路手段により測温温度信号として
検出し、検出された測温温度信号を格納するメモ
リ手段と、基準温度信号と測温温度信号から校正
値を求めて測温温度信号に対する校正値を保持す
る校正値算出手段と、測定時に新たに発生する測
温温度信号と保持された校正値の差を基に校正さ
れた温度値を演算する温度演算手段とを備えるこ
とで、生体の温度測定にかかわる所定測定を精度
良く行えるように働く。
本発明は、少なくとも２個以上の感温素子を備え
るプローブを用いて生体に関連する温度測定をす
る生体情報計測装置であつて、基準感温素子と、
基準感温素子により検出される温度を基準温度信
号として検出する温度計測回路手段と、検出され
た基準温度を格納するメモリ手段と、測温用感温
素子と、測温用感温素子により検出される測温温
度を温度計測回路手段により測温温度信号として
検出し、検出された測温温度信号を格納するメモ
リ手段と、基準温度信号と測温温度信号から校正
値を求めて測温温度信号に対する校正値を保持す
る校正値算出手段と、測定時に新たに発生する測
温温度信号と保持された校正値の差を基に校正さ
れた温度値を演算する温度演算手段とを備えるこ
とで、生体の温度測定にかかわる所定測定を精度
良く行えるように働く。
［実施例］
以下に本発明の一実施例を図面を参照しながら
説明する。
説明する。
第１図は一実施例の生体情報計測装置のブロツ
ク図である。第１図において、生体情報計測装置
の本体１００には、本体１００に対して後述する
コネクタを介して交換自在にされた心拍出量測定
用の第１カテーテル２及び第２カテーテル７が接
続されている。
ク図である。第１図において、生体情報計測装置
の本体１００には、本体１００に対して後述する
コネクタを介して交換自在にされた心拍出量測定
用の第１カテーテル２及び第２カテーテル７が接
続されている。
この内、第１カテーテル２は熱希釈法に基づく
指示液注入用及び指示液温度検出用のカテーテル
として用いられるものであり、その内部には指示
液温度を検出するサーミスタ等で構成される感温
素子３と、この感温素子３の特性のバラツキを補
正する補正抵抗器４とから構成される不図示の指
示液検温用のプローブ回路を内蔵している。
指示液注入用及び指示液温度検出用のカテーテル
として用いられるものであり、その内部には指示
液温度を検出するサーミスタ等で構成される感温
素子３と、この感温素子３の特性のバラツキを補
正する補正抵抗器４とから構成される不図示の指
示液検温用のプローブ回路を内蔵している。
この指示液検温プローブ回路は第１カテーテル
２のコネクタ５と本体１００に設けられたコネク
タ６を介して本体１００の計測部１００Ａに電気
的に接続され、心拍出量測定の際は心臓の右心房
に位置するようにされる。
２のコネクタ５と本体１００に設けられたコネク
タ６を介して本体１００の計測部１００Ａに電気
的に接続され、心拍出量測定の際は心臓の右心房
に位置するようにされる。
一方、第２カテーテル７は血液温度検出用と血
流速検出用として用いられるカテーテルであり、
この第２カテーテル７の内部には、右心房、及び
右心室で熱希釈された血液温度を検出するための
サーミスタ８と、このサーミスタ８の特性を補正
する補正抵抗器９からなる不図示の血液検温プロ
ーブ回路に加えて、血液速測定法により血流速を
検出するためのサーミスタ１０（好ましくは自己
発熱型サーミスタ）で構成される不図示の別構成
の血流速検温プローブ回路が設けられている。
流速検出用として用いられるカテーテルであり、
この第２カテーテル７の内部には、右心房、及び
右心室で熱希釈された血液温度を検出するための
サーミスタ８と、このサーミスタ８の特性を補正
する補正抵抗器９からなる不図示の血液検温プロ
ーブ回路に加えて、血液速測定法により血流速を
検出するためのサーミスタ１０（好ましくは自己
発熱型サーミスタ）で構成される不図示の別構成
の血流速検温プローブ回路が設けられている。
これらの血液検温プローブ回路及び血流速検温
プローブ回路は第２カテーテル７のコネクタ１１
と本体１００に設けられたコネクタ１２を介して
本体１００の計測部１００Ａに電気的に接続され
るとともに、心拍出量測定の際には、この第２カ
テーテル７は肺動脈中に位置されることになる。
プローブ回路は第２カテーテル７のコネクタ１１
と本体１００に設けられたコネクタ１２を介して
本体１００の計測部１００Ａに電気的に接続され
るとともに、心拍出量測定の際には、この第２カ
テーテル７は肺動脈中に位置されることになる。
なお、第１カテーテル２と第２カテーテル７は
外観上は一体化されたものとして製造されるか、
もしくは、第１カテーテル２に設けられる不図示
の指示液注入機構部のみを第２カテーテル７に一
体化して設けて上述の第１カテーテル２の指示液
検温プローブ回路は独立した別の構成にして、指
示液注入用タンクに挿入するように構成してもよ
い。
外観上は一体化されたものとして製造されるか、
もしくは、第１カテーテル２に設けられる不図示
の指示液注入機構部のみを第２カテーテル７に一
体化して設けて上述の第１カテーテル２の指示液
検温プローブ回路は独立した別の構成にして、指
示液注入用タンクに挿入するように構成してもよ
い。
次に、本体１００は以下の構成要素に大別され
る。すなわち、上述の第１カテーテル２と第２カ
テーテル７に接続されて各種の温度計測を実行す
る計測部１００Ａと、感温素子の補正処理等を行
なうローカルCPU部１００Ｂと、電源部１００
Ｃと、ローカルCPU部１００Ｂとオプトアイソ
レーシヨン通信回路２９を介して接続されるメイ
ンCPU部１００Ｄと、心拍出量入力手段１４と、
表示器３５とで構成される。
る。すなわち、上述の第１カテーテル２と第２カ
テーテル７に接続されて各種の温度計測を実行す
る計測部１００Ａと、感温素子の補正処理等を行
なうローカルCPU部１００Ｂと、電源部１００
Ｃと、ローカルCPU部１００Ｂとオプトアイソ
レーシヨン通信回路２９を介して接続されるメイ
ンCPU部１００Ｄと、心拍出量入力手段１４と、
表示器３５とで構成される。
ここで、計測部１００ＡとローカルCPU部１
００Ｂを除いては全て電気的に分離されており、
特に、メインCPU部１００ＤとローカルCPU部
１００Ｂとはオプトアイソレーシヨン通信回路２
９を介して接続される一方、電源の供給もDC／
DCコンバータ３２を介して供給するようにして
電源部１００Ｃとも電気的に分離されており、各
種の温度測定データは後述するようにノイズ等の
影響が無いようにされている。
００Ｂを除いては全て電気的に分離されており、
特に、メインCPU部１００ＤとローカルCPU部
１００Ｂとはオプトアイソレーシヨン通信回路２
９を介して接続される一方、電源の供給もDC／
DCコンバータ３２を介して供給するようにして
電源部１００Ｃとも電気的に分離されており、各
種の温度測定データは後述するようにノイズ等の
影響が無いようにされている。
次に、計測部１００Ａにおいて、指示液温度計
測回路２５は、第１カテーテル２の不図示の注入
の開口部から右心房中に吐出される指示液の指示
液温度を検出して対応する電圧信号を出力するた
めのものである。
測回路２５は、第１カテーテル２の不図示の注入
の開口部から右心房中に吐出される指示液の指示
液温度を検出して対応する電圧信号を出力するた
めのものである。
一方、平衡温度計測回路１６は 定電流電源回
路１７にスイツチ装置１３を介して接続されるよ
うになつており、自己発熱型のサーミスタにより
定電流で加えた熱量と周囲の血液の流速によつて
奪われる熱量との平衡温度を検出し、対応する電
圧信号を出力するようにしている。
路１７にスイツチ装置１３を介して接続されるよ
うになつており、自己発熱型のサーミスタにより
定電流で加えた熱量と周囲の血液の流速によつて
奪われる熱量との平衡温度を検出し、対応する電
圧信号を出力するようにしている。
また、血液温度計測回路１５は血液検温プロー
ブ回路に接続されており、血液温度に相応する基
準温度信号をローカルCPU部１００Ｂ内の比較
演算回路手段に伝送するものであるが、血液検温
プローブ回路に接続される感温素子であるサーミ
スタ８は予めその特性値が基準の温度計と恒温槽
とを用いて検定されており、上記のスイツチ装置
１３がローカルCPU部１００Ｂ内の指令により
オフ状態にされ、血流速検温プローブ回路の感温
素子であるサーミスタ１０に加温のための電流を
通電する以前に血流速検温プローブ回路は血液温
度に相応した信号を検出するようにしている。
ブ回路に接続されており、血液温度に相応する基
準温度信号をローカルCPU部１００Ｂ内の比較
演算回路手段に伝送するものであるが、血液検温
プローブ回路に接続される感温素子であるサーミ
スタ８は予めその特性値が基準の温度計と恒温槽
とを用いて検定されており、上記のスイツチ装置
１３がローカルCPU部１００Ｂ内の指令により
オフ状態にされ、血流速検温プローブ回路の感温
素子であるサーミスタ１０に加温のための電流を
通電する以前に血流速検温プローブ回路は血液温
度に相応した信号を検出するようにしている。
そして、通常の計測時にはスイツチ装置１３が
ローカルCPU部１００Ｂからの指令によりオン
状態にされて定電流電源回路１７より電流の通電
が行なわれる。
ローカルCPU部１００Ｂからの指令によりオン
状態にされて定電流電源回路１７より電流の通電
が行なわれる。
この血流速検温プローブ回路の感温素子である
サーミスタ１０に加温のための通電が行なわれ電
圧信号が得られると、検定温度信号としてローカ
ルCPU部１００Ｂ内の比較演算回路手段４０に
伝送されるようにしている。
サーミスタ１０に加温のための通電が行なわれ電
圧信号が得られると、検定温度信号としてローカ
ルCPU部１００Ｂ内の比較演算回路手段４０に
伝送されるようにしている。
この比較演算回路手段４０は計測部１００Ａ内
の血液温度計測回路１５と平衡温度計測回路１６
からの血液温度に即応した基準温度信号と、血流
速検温プローブ回路からの検定信号並びに検定温
度信号をアナログスイツチ２６とＡ／Ｄ変換器２
７とを介して伝送するようにしている。
の血液温度計測回路１５と平衡温度計測回路１６
からの血液温度に即応した基準温度信号と、血流
速検温プローブ回路からの検定信号並びに検定温
度信号をアナログスイツチ２６とＡ／Ｄ変換器２
７とを介して伝送するようにしている。
この比較演算回路手段４０においては、基準温
度信号に基づいて各検定温度信号との差分温度を
比較演算し、この差分温度を血流速検温プローブ
回路の校正温度信号ならびに血液検温プローブ回
路の校正温度信号として発生し、血液温度記憶手
段４１に伝送する。
度信号に基づいて各検定温度信号との差分温度を
比較演算し、この差分温度を血流速検温プローブ
回路の校正温度信号ならびに血液検温プローブ回
路の校正温度信号として発生し、血液温度記憶手
段４１に伝送する。
この血液温度記憶手段４１は血流速検温プロー
ブ回路用の校正温度値ならびに血液検温プローブ
回路の校正温度値として記憶するためのものであ
る。この血液温度記憶手段４１により血液検温プ
ローブ回路の校正温度値が記憶された後、血流速
検温プローブ回路の感温素子に加温のための電流
を通電した状態で、検知される温度信号に対し
て、血液温度計測回路１５が出力する電圧信号
と、血液温度記憶手段４１が記憶している血液検
出プローブ回路の校正温度値とを補正温度演算手
段４２に伝送し、バイアスとして与えるようにす
ることで、血液温度計測回路１５が出力する温度
信号に補正が行なわれる結果、血流速検温プロー
ブ回路の感温素子に加温のための電流が通電され
ている場合にも正確な温度計測ができるようにな
つている。
ブ回路用の校正温度値ならびに血液検温プローブ
回路の校正温度値として記憶するためのものであ
る。この血液温度記憶手段４１により血液検温プ
ローブ回路の校正温度値が記憶された後、血流速
検温プローブ回路の感温素子に加温のための電流
を通電した状態で、検知される温度信号に対し
て、血液温度計測回路１５が出力する電圧信号
と、血液温度記憶手段４１が記憶している血液検
出プローブ回路の校正温度値とを補正温度演算手
段４２に伝送し、バイアスとして与えるようにす
ることで、血液温度計測回路１５が出力する温度
信号に補正が行なわれる結果、血流速検温プロー
ブ回路の感温素子に加温のための電流が通電され
ている場合にも正確な温度計測ができるようにな
つている。
一方、上記の平衡温度計測回路１６にも上記の
血液温度計測回路１５に接続される手段と同様な
手段が設けられており、平衡温度計測回路１６か
ら出力する電圧信号の補正が行なわれるようにし
ている。
血液温度計測回路１５に接続される手段と同様な
手段が設けられており、平衡温度計測回路１６か
ら出力する電圧信号の補正が行なわれるようにし
ている。
一方、特性値が検定されていない血流速検温プ
ローブ回路の感温素子によつて検知される温度信
号に対して平衡温度計測回路１６が出力する電圧
信号と血液温度記憶手段４１が記憶している血流
測検温プローブ回路の校正温度値とを補正温度演
算手段４２に伝送し、バイアスとして与えること
により、温度信号に補正が行なわれるので、特性
値が検定されていない感温素子により正確な温度
計測ができるようになつている。
ローブ回路の感温素子によつて検知される温度信
号に対して平衡温度計測回路１６が出力する電圧
信号と血液温度記憶手段４１が記憶している血流
測検温プローブ回路の校正温度値とを補正温度演
算手段４２に伝送し、バイアスとして与えること
により、温度信号に補正が行なわれるので、特性
値が検定されていない感温素子により正確な温度
計測ができるようになつている。
また、ローカルCPU部１００ＢはメインCPU
部１００Ｄからの指示にしたがつて送られてくる
各種の制御信号を各計測回路に出力するが、上記
の指示液温度計測回路２５と血液温度計測回路１
５と平衡温度計測回路１６における計測動作を制
御するとともに、定電流電源回路１７に接続され
ているスイツチ装置１３のオンオフの動作を行な
う。このためにアナログスイツチ２６は選択信号
により各種の選択信号を選択し、ローカルCPU
部１００Ｂ内に取り込むようにしている。
部１００Ｄからの指示にしたがつて送られてくる
各種の制御信号を各計測回路に出力するが、上記
の指示液温度計測回路２５と血液温度計測回路１
５と平衡温度計測回路１６における計測動作を制
御するとともに、定電流電源回路１７に接続され
ているスイツチ装置１３のオンオフの動作を行な
う。このためにアナログスイツチ２６は選択信号
により各種の選択信号を選択し、ローカルCPU
部１００Ｂ内に取り込むようにしている。
また、ローカルCPU部１００Ｂ内には不図示
のシリアル通信機能を有しており、このシリアル
通信機能を介してメインCPU部１００Ｄから送
られてくる各種の指令信号を受け取る一方、各計
測回路から取り込んだデジタルデータをシリアル
伝送データに変換してメインCPU部１００Ｄに
オプトアイソレーシヨン通信回路２９を介して伝
送する。
のシリアル通信機能を有しており、このシリアル
通信機能を介してメインCPU部１００Ｄから送
られてくる各種の指令信号を受け取る一方、各計
測回路から取り込んだデジタルデータをシリアル
伝送データに変換してメインCPU部１００Ｄに
オプトアイソレーシヨン通信回路２９を介して伝
送する。
このオプトアイソレーシヨン通信回路２９の構
成ならびに目的は、ローカルCPU部１００Ｂ側
に設けられた不図示のフオトダイオード回路及び
フオトトランジスタ回路からなる光送受信回路
と、メインCPU部１００Ｄ側に設けられた不図
示のフオトダイオード回路及びフオトトランジス
タ回路から構成される光送受信回路を互いに電気
的に絶縁した状態で備えており、これらの間の信
号伝達媒体としてオプテイカルフアイバーグラス
等が介在されて構成されるものであり、電気的な
ノイズ等は遮断されるようにしている。
成ならびに目的は、ローカルCPU部１００Ｂ側
に設けられた不図示のフオトダイオード回路及び
フオトトランジスタ回路からなる光送受信回路
と、メインCPU部１００Ｄ側に設けられた不図
示のフオトダイオード回路及びフオトトランジス
タ回路から構成される光送受信回路を互いに電気
的に絶縁した状態で備えており、これらの間の信
号伝達媒体としてオプテイカルフアイバーグラス
等が介在されて構成されるものであり、電気的な
ノイズ等は遮断されるようにしている。
つまり、ローカルCPU部１００Ｂの電圧信号
とメインCPU部１００Ｄの電圧信号との電気的
接続を完全に遮断するようにしている結果、人体
とメインCPU部１００Ｄ側との間にはいかなる
閉ループも形成される心配がなくなり、安全かつ
安定した計測が行えるようにしている。
とメインCPU部１００Ｄの電圧信号との電気的
接続を完全に遮断するようにしている結果、人体
とメインCPU部１００Ｄ側との間にはいかなる
閉ループも形成される心配がなくなり、安全かつ
安定した計測が行えるようにしている。
次に、メインCPU部１００Ｄにおいて、熱希
釈心拍出量演算手段２１は指示液の温度および熱
希釈された血液温度を入力して熱希釈心拍出量を
演算し、結果を連続心拍出量演算手段２０に出力
するものである。
釈心拍出量演算手段２１は指示液の温度および熱
希釈された血液温度を入力して熱希釈心拍出量を
演算し、結果を連続心拍出量演算手段２０に出力
するものである。
ここで、重篤な患者で熱希釈法による指示液の
注入が行なえない場合には心拍出量入力手段１４
により相応の心拍出量の値を熱希釈法の心拍出量
値として連続心拍出量演算手段２０入力するよう
にしている。
注入が行なえない場合には心拍出量入力手段１４
により相応の心拍出量の値を熱希釈法の心拍出量
値として連続心拍出量演算手段２０入力するよう
にしている。
そして、血流速演算手段１９は加熱サーミスタ
を使用しての補正熱平衡温度を連続的に入力し
て、血流速度を演算し結果を出力する。
を使用しての補正熱平衡温度を連続的に入力し
て、血流速度を演算し結果を出力する。
一方、連続心拍出量演算手段２０は、熱希釈法
によつて間欠的に心拍出量値を最終的に出力表示
する熱希釈法モードに基づいて求めた熱希釈心拍
出量と、血流速演算手段１９が求めた血流速度に
基づいて肺動脈の血管断面積パラメータを算出し
てレジスタ内に保持するとともに、つづいて血流
速演算手段１９が求める血流速度と、上記のレジ
スタ内に保持されている血管断面積パラメータと
に基づいて連続心拍出量値を演算し、結果をメイ
ンCPU部１００Ｄに接続されている心拍出量値
を最終的に出力表示する表示器３５に出力する。
によつて間欠的に心拍出量値を最終的に出力表示
する熱希釈法モードに基づいて求めた熱希釈心拍
出量と、血流速演算手段１９が求めた血流速度に
基づいて肺動脈の血管断面積パラメータを算出し
てレジスタ内に保持するとともに、つづいて血流
速演算手段１９が求める血流速度と、上記のレジ
スタ内に保持されている血管断面積パラメータと
に基づいて連続心拍出量値を演算し、結果をメイ
ンCPU部１００Ｄに接続されている心拍出量値
を最終的に出力表示する表示器３５に出力する。
一方、各部に直流電源を供給する電源部１００
Ｃは、外部電源に接続される電源トランス３０に
よつて外部からの交流電源を降圧し、直流電源回
路３１に供給するが、直流電源回路３１は、電源
トランス３０の所定の交流出力電圧を平滑化し、
かつ安定化して直流電圧に変換して後に、一部電
流をDC／DCコンバータ回路３２に供給してい
る。計測部１００ＡとローカルCPU部１００Ｂ
は、DC／DCコンバータ回路３２からの直流電圧
電源を供給しているので、メインCPU部１００
Ｄとはノイズが遮断されることになる。
Ｃは、外部電源に接続される電源トランス３０に
よつて外部からの交流電源を降圧し、直流電源回
路３１に供給するが、直流電源回路３１は、電源
トランス３０の所定の交流出力電圧を平滑化し、
かつ安定化して直流電圧に変換して後に、一部電
流をDC／DCコンバータ回路３２に供給してい
る。計測部１００ＡとローカルCPU部１００Ｂ
は、DC／DCコンバータ回路３２からの直流電圧
電源を供給しているので、メインCPU部１００
Ｄとはノイズが遮断されることになる。
次に、第２図は心拍量測定装置の温度補正処理
プログラムの一例を示したフローチヤート図であ
り、動作について説明する。温度補正処理プログ
ラムの動作が開始されて温度補正フラグの有無の
確認がなされ（ステツプS1）、有りの判定がなさ
れるとスイツチ装置１３がオフ状態にされて血流
速を測定するサーミスタ１０の加温電流が遮断さ
れる。（ステツプS2） 次にサーミスタ８により基準温度P00の計測が
行なわれ基準温度信号として血液温度比較演算回
路４０に伝送される。（ステツプS3） そして、次に、特性値の検定されていないサー
ミスタ１０により血液温度に対する検出を行ない
出力信号を血流速検温プローブの検定温度C01と
して血液温度比較演算回路４０に伝送される。
（ステツプS4） ここで、スイツチ装置１３がオン状態にされて
血流速を測定するサーミスタ１０の加温電流が通
電される。（ステツプS5） このようにしてから、サーミスタ８による血液
温度の信号検出P01がなされ、結果を血液温度比
較演算回路４０に伝送する。（ステツプS6） 次に、校正温度の演算Pcal＝P01−P00を行なう
ことで（ステツプS7）、結果を血液温度プローブ
の校正温度信号として血液温度記憶手段４１に記
憶させる。（ステツプS8） そして、次には血流速サーミスタの校正温度の
演算であるCcal＝C01−C00を行ない（ステツプ
S9）、結果を血液温度記憶手段４１に記憶させ
る。（ステツプS10） 以上のステツプS1〜S10の結果により、温度補
正フラグをリセツトする。（ステツプS11）温度
補正フラグをリセツトした後に、ステツプS1に
戻る。
プログラムの一例を示したフローチヤート図であ
り、動作について説明する。温度補正処理プログ
ラムの動作が開始されて温度補正フラグの有無の
確認がなされ（ステツプS1）、有りの判定がなさ
れるとスイツチ装置１３がオフ状態にされて血流
速を測定するサーミスタ１０の加温電流が遮断さ
れる。（ステツプS2） 次にサーミスタ８により基準温度P00の計測が
行なわれ基準温度信号として血液温度比較演算回
路４０に伝送される。（ステツプS3） そして、次に、特性値の検定されていないサー
ミスタ１０により血液温度に対する検出を行ない
出力信号を血流速検温プローブの検定温度C01と
して血液温度比較演算回路４０に伝送される。
（ステツプS4） ここで、スイツチ装置１３がオン状態にされて
血流速を測定するサーミスタ１０の加温電流が通
電される。（ステツプS5） このようにしてから、サーミスタ８による血液
温度の信号検出P01がなされ、結果を血液温度比
較演算回路４０に伝送する。（ステツプS6） 次に、校正温度の演算Pcal＝P01−P00を行なう
ことで（ステツプS7）、結果を血液温度プローブ
の校正温度信号として血液温度記憶手段４１に記
憶させる。（ステツプS8） そして、次には血流速サーミスタの校正温度の
演算であるCcal＝C01−C00を行ない（ステツプ
S9）、結果を血液温度記憶手段４１に記憶させ
る。（ステツプS10） 以上のステツプS1〜S10の結果により、温度補
正フラグをリセツトする。（ステツプS11）温度
補正フラグをリセツトした後に、ステツプS1に
戻る。
一方、ステツプS1において、フラグの無し判
定がなされると、ステツプS12に進み、スイツチ
装置１３がオン状態にされてから血液温度の計測
が行なわれ、実測値P10を得る。
定がなされると、ステツプS12に進み、スイツチ
装置１３がオン状態にされてから血液温度の計測
が行なわれ、実測値P10を得る。
この後、ステツプS13では既に求めたPcalとの
差をＰ＝P10−Pcalとして求める。
差をＰ＝P10−Pcalとして求める。
その後に、ステツプS14において、平衡温度
C10の計測がなされ、ステツプS15に進み、既に
求めたCcalを使用してＣ＝C10−Ccalの演算を行な
うことで、温度補正処理プログラムを終了する。
C10の計測がなされ、ステツプS15に進み、既に
求めたCcalを使用してＣ＝C10−Ccalの演算を行な
うことで、温度補正処理プログラムを終了する。
以上説明したように、従来は厳密な選定作業に
より使用するようにしていた感温素子を用いなく
ともよくなる。
より使用するようにしていた感温素子を用いなく
ともよくなる。
さらに、感温素子を用いる一般の医療機器の全
てに本実施例は適用可能である。
てに本実施例は適用可能である。
［発明の効果］
以上詳述したように、本発明の生体情報計測装
置は感温素子の検定をする余計な製造工程を不要
にすることができる。
置は感温素子の検定をする余計な製造工程を不要
にすることができる。
また、感温素子の特性値に即した補正をする補
正手段であるプローブ回路等を不要にして、計測
誤差を生じないようにすることができる。
正手段であるプローブ回路等を不要にして、計測
誤差を生じないようにすることができる。
さらに、熱希釈法とともに用いられる熱式流量
測定法に基づいて感温素子の周囲が加温される際
に、感温素子が温度の影響を受けないようにする
ことができる。
測定法に基づいて感温素子の周囲が加温される際
に、感温素子が温度の影響を受けないようにする
ことができる。
第１図は本発明の一実施例に係わる生体情報計
測装置のブロツク図である。第２図は心拍量測定
装置の温度補正処理プログラムの一例を示したフ
ローチヤート図である。 図中、２……第１カテーテル、３……感温素子
（サーミスタ）、４……補正抵抗器、５……コネク
タ、６……コネクタ、７……第２カテーテル、８
……サーミスタ、９……補正抵抗器、１０……サ
ーミスタ、１１……コネクタ、１２……コネク
タ、１３……スイツチ装置、１４……心拍量入力
手段、１５……血液温度計測回路、１６……平衡
温度計測回路、１７……定電流電源回路、２０…
…連続心拍量演算手段、２１……熱希釈心拍量演
算手段、２５……指示液温度計測回路、２６……
アナログスイツチ、２７……Ａ／Ｄ変換器、２９
……オプトアイソレーシヨン通信回路、３０……
電源トランス、３１……直流電源回路、３２……
DC／DCコンバータ回路、１００……本体、１０
０Ａ……計測部、１００Ｂ……ローカルCPU部、
１００Ｃ……電源部、１００Ｄ……メインCPU
部である。
測装置のブロツク図である。第２図は心拍量測定
装置の温度補正処理プログラムの一例を示したフ
ローチヤート図である。 図中、２……第１カテーテル、３……感温素子
（サーミスタ）、４……補正抵抗器、５……コネク
タ、６……コネクタ、７……第２カテーテル、８
……サーミスタ、９……補正抵抗器、１０……サ
ーミスタ、１１……コネクタ、１２……コネク
タ、１３……スイツチ装置、１４……心拍量入力
手段、１５……血液温度計測回路、１６……平衡
温度計測回路、１７……定電流電源回路、２０…
…連続心拍量演算手段、２１……熱希釈心拍量演
算手段、２５……指示液温度計測回路、２６……
アナログスイツチ、２７……Ａ／Ｄ変換器、２９
……オプトアイソレーシヨン通信回路、３０……
電源トランス、３１……直流電源回路、３２……
DC／DCコンバータ回路、１００……本体、１０
０Ａ……計測部、１００Ｂ……ローカルCPU部、
１００Ｃ……電源部、１００Ｄ……メインCPU
部である。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 少なくとも２個以上の感温素子を備えるプロ
ーブを用いて生体に関連する温度測定をする生体
情報計測装置であつて、 基準感温素子と、該基準感温素子により検出さ
れる温度を基準温度信号として検出する温度計測
回路手段と、該検出された基準温度を格納するメ
モリ手段と、 測温用感温素子と、該測温用感温素子により検
出される測温温度を前記温度計測回路手段により
測温温度信号として検出し、該検出された測温温
度信号を格納するメモリ手段と、 前記基準温度信号と前記測温温度信号から校正
値を求めて前記測温温度信号に対する校正値を保
持する校正値算出手段と、 測定時に新たに発生する測温温度信号と前記保
持された校正値の差を基に校正された温度値を演
算する温度演算手段とを備えることを特徴とする
生体情報計測装置。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1004717A JPH02185232A (ja) | 1989-01-13 | 1989-01-13 | 生体情報計測装置 |
| US07/463,143 US5080106A (en) | 1989-01-13 | 1990-01-09 | Apparatus for measuring cardiac output |
| EP90100637A EP0378234B1 (en) | 1989-01-13 | 1990-01-12 | Apparatus for measuring cardiac output |
| DE69013013T DE69013013T2 (de) | 1989-01-13 | 1990-01-12 | Vorrichtung zur Messung des Herzzeitvolumens. |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1004717A JPH02185232A (ja) | 1989-01-13 | 1989-01-13 | 生体情報計測装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH02185232A JPH02185232A (ja) | 1990-07-19 |
| JPH0579327B2 true JPH0579327B2 (ja) | 1993-11-02 |
Family
ID=11591634
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1004717A Granted JPH02185232A (ja) | 1989-01-13 | 1989-01-13 | 生体情報計測装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5080106A (ja) |
| EP (1) | EP0378234B1 (ja) |
| JP (1) | JPH02185232A (ja) |
| DE (1) | DE69013013T2 (ja) |
Families Citing this family (18)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6387052B1 (en) * | 1991-01-29 | 2002-05-14 | Edwards Lifesciences Corporation | Thermodilution catheter having a safe, flexible heating element |
| US5720293A (en) * | 1991-01-29 | 1998-02-24 | Baxter International Inc. | Diagnostic catheter with memory |
| US5553622A (en) * | 1991-01-29 | 1996-09-10 | Mckown; Russell C. | System and method for controlling the temperature of a catheter-mounted heater |
| EP0606356B1 (en) * | 1991-10-01 | 1998-06-03 | Interflo Medical, Inc. | A diagnostic catheter with memory |
| DE4139122C1 (ja) * | 1991-11-28 | 1993-04-08 | Fenzlein, Paul-Gerhard, 8500 Nuernberg, De | |
| US5261411A (en) * | 1991-12-27 | 1993-11-16 | Abbott Laboratories | Thermal drift correction while continuously monitoring cardiac output |
| US5217019A (en) * | 1991-12-27 | 1993-06-08 | Abbott Laboratories | Apparatus and method for continuously monitoring cardiac output |
| US5305760A (en) * | 1992-02-07 | 1994-04-26 | Interflo Medical Inc. | Method for rejecting electrical interference from physiological measurements |
| US5797398A (en) * | 1993-08-13 | 1998-08-25 | Thermal Technologies, Inc. | Method and apparatus for measuring continuous blood flow at low power |
| US5525040A (en) * | 1994-03-31 | 1996-06-11 | B&B Financial Planning Inc. | Controller for oil wells with a thermal dispersion probe |
| US5620002A (en) * | 1995-12-22 | 1997-04-15 | Abbott Critical Care Systems | Method for correcting thermal drift in cardiac output determination |
| US5732711A (en) * | 1996-08-27 | 1998-03-31 | Air-Shields, Inc. | Body function measuring apparatus |
| AUPO676397A0 (en) * | 1997-05-13 | 1997-06-05 | Dunlop, Colin | Method and apparatus for monitoring haemodynamic function |
| US6986744B1 (en) | 1999-02-02 | 2006-01-17 | Transonic Systems, Inc. | Method and apparatus for determining blood flow during a vascular corrective procedure |
| JP3898047B2 (ja) * | 2001-07-09 | 2007-03-28 | セイコーインスツル株式会社 | 血液レオロジー測定装置 |
| US6908224B2 (en) * | 2002-05-21 | 2005-06-21 | Kendro Laboratory Products, Lp | Temperature sensor pre-calibration method and apparatus |
| WO2005000091A2 (en) * | 2003-05-28 | 2005-01-06 | Payvar, Saeed | Method and apparatus for detecting ischemia |
| US8855761B2 (en) * | 2008-07-10 | 2014-10-07 | Texas Heart Institute | Method and system for temperature analysis to provide an early marker of congestive heart failure progress that precedes a patient's symptoms |
Family Cites Families (26)
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| US3678922A (en) * | 1971-01-14 | 1972-07-25 | Univ Temple | Dilution method and apparatus for measurement of fluid flow rate |
| US3789831A (en) * | 1972-02-11 | 1974-02-05 | D Kopaniky | Thermoelectric probe apparatus for tissue fluid flow measurement |
| US3820530A (en) * | 1973-02-16 | 1974-06-28 | Gifford Instr Labor Inc | Cardiac output measuring method and apparatus |
| DD118524A5 (ja) * | 1974-05-24 | 1976-03-12 | ||
| JPS5110690A (ja) * | 1974-07-15 | 1976-01-28 | Daiya Med Syst | |
| FR2291731A1 (fr) * | 1974-11-20 | 1976-06-18 | Obermajer Wladimir | Procede et dispositif de mesure de la capacite cardiaque |
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| US4230126A (en) * | 1978-11-20 | 1980-10-28 | Elings Virgil B | Apparatus and method for measuring extravascular lung water |
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-
1989
- 1989-01-13 JP JP1004717A patent/JPH02185232A/ja active Granted
-
1990
- 1990-01-09 US US07/463,143 patent/US5080106A/en not_active Expired - Lifetime
- 1990-01-12 EP EP90100637A patent/EP0378234B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1990-01-12 DE DE69013013T patent/DE69013013T2/de not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE69013013D1 (de) | 1994-11-10 |
| EP0378234B1 (en) | 1994-10-05 |
| DE69013013T2 (de) | 1995-02-23 |
| JPH02185232A (ja) | 1990-07-19 |
| EP0378234A1 (en) | 1990-07-18 |
| US5080106A (en) | 1992-01-14 |
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