JPH0595939A - 患者監視システム - Google Patents
患者監視システムInfo
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- JPH0595939A JPH0595939A JP3264039A JP26403991A JPH0595939A JP H0595939 A JPH0595939 A JP H0595939A JP 3264039 A JP3264039 A JP 3264039A JP 26403991 A JP26403991 A JP 26403991A JP H0595939 A JPH0595939 A JP H0595939A
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- JP
- Japan
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- oxygen saturation
- oxygen
- cardiac output
- blood
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
- Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 本発明の目的は、酸素の需給バランスをより
確実に把握でき、術中，術後の患者管理に有用な患者監
視システムを提供することにある。 【構成】 混合静脈血の酸素飽和度値を連続的に測定す
る酸素飽和度測定手段と、連続的に心拍出量を測定する
心拍出量測定手段と、動脈血酸素飽和度値とヘモグロビ
ン濃度とを入力するパラメータ入力手段と、前記酸素飽
和度測定手段により求められた混合静脈血の前記酸素飽
和度値と、前記心拍出量測定手段により求められた前記
心拍出量値と、前記パラメータ入力手段により入力され
た前記動脈血酸素飽和度値及びヘモグロビン濃度とから
連続的に酸素消費量を算出する酸素消費量算出手段とを
備えることを特徴とする。更に、連続的に酸素摂取率を
算出する酸素摂取率を算出を備えることを特徴とする。
確実に把握でき、術中，術後の患者管理に有用な患者監
視システムを提供することにある。 【構成】 混合静脈血の酸素飽和度値を連続的に測定す
る酸素飽和度測定手段と、連続的に心拍出量を測定する
心拍出量測定手段と、動脈血酸素飽和度値とヘモグロビ
ン濃度とを入力するパラメータ入力手段と、前記酸素飽
和度測定手段により求められた混合静脈血の前記酸素飽
和度値と、前記心拍出量測定手段により求められた前記
心拍出量値と、前記パラメータ入力手段により入力され
た前記動脈血酸素飽和度値及びヘモグロビン濃度とから
連続的に酸素消費量を算出する酸素消費量算出手段とを
備えることを特徴とする。更に、連続的に酸素摂取率を
算出する酸素摂取率を算出を備えることを特徴とする。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、病院等の医療施設に於
ける手術室，ＩＣＵ等において、患者の酸素需給バラン
スや循環動態の把握に有用な患者監視システムに関する
ものである。
ける手術室，ＩＣＵ等において、患者の酸素需給バラン
スや循環動態の把握に有用な患者監視システムに関する
ものである。
【０００２】
【従来の技術】従来、心機能検査のために右心カテーテ
ル法によって心拍出量を測定するには指示薬希釈法が用
いられており、この指示薬希釈法には熱拡散から心拍出
量を求める熱希釈法、色素拡散による照度の変化から心
拍出量を求める色素希釈法がある。近年では、熱希釈法
により求めた心拍出量と熱式領流量測定により求めた連
続的な血流速度とから連続的に心拍出量の測定が行える
心拍出量測定装置（例えば、特開昭６１−１２５３２９
号公報など）も報告されている。
ル法によって心拍出量を測定するには指示薬希釈法が用
いられており、この指示薬希釈法には熱拡散から心拍出
量を求める熱希釈法、色素拡散による照度の変化から心
拍出量を求める色素希釈法がある。近年では、熱希釈法
により求めた心拍出量と熱式領流量測定により求めた連
続的な血流速度とから連続的に心拍出量の測定が行える
心拍出量測定装置（例えば、特開昭６１−１２５３２９
号公報など）も報告されている。
【０００３】また、血液の吸光（反射）特性を利用した
酸素飽和度モニタが一般に広まってきており、右心カテ
ーテルに光ファイバーを組み込んだ、混合静脈血酸素飽
和度（ＳｖＯ2 ）測定を行なう装置も開発されてきてい
る。
酸素飽和度モニタが一般に広まってきており、右心カテ
ーテルに光ファイバーを組み込んだ、混合静脈血酸素飽
和度（ＳｖＯ2 ）測定を行なう装置も開発されてきてい
る。
【０００４】
【発明が解決しようとしている課題】心拍出量は心機能
評価において有用なパラメータであるが、しかしながら
それだけでは、循環，呼吸，代謝のバランス、言い替え
ると、酸素の需給バランスを総合的に判断することはで
きない。一方、混合静脈血酸素飽和度値は、循環の指標
である心拍出量、呼吸の指標である動脈血酸素飽和度、
および代謝の指標である酸素消費量のどれにも影響され
る複合パラメータであり、その値だけでは患者の病態把
握は難しいと考えられる。
評価において有用なパラメータであるが、しかしながら
それだけでは、循環，呼吸，代謝のバランス、言い替え
ると、酸素の需給バランスを総合的に判断することはで
きない。一方、混合静脈血酸素飽和度値は、循環の指標
である心拍出量、呼吸の指標である動脈血酸素飽和度、
および代謝の指標である酸素消費量のどれにも影響され
る複合パラメータであり、その値だけでは患者の病態把
握は難しいと考えられる。
【０００５】本発明は、上記従来例を鑑みてなされたも
ので、酸素の需給バランスをより確実に把握でき、術
中，術後の患者管理に有用な患者監視システムを提供す
ることを目的としている。
ので、酸素の需給バランスをより確実に把握でき、術
中，術後の患者管理に有用な患者監視システムを提供す
ることを目的としている。
【０００６】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明の患者監視システムは、混合静脈血の酸素飽
和度値を連続的に測定する酸素飽和度測定手段と、連続
的に心拍出量を測定する心拍出量測定手段と、動脈血酸
素飽和度値とヘモグロビン濃度とを入力するパラメータ
入力手段と、前記酸素飽和度測定手段により求められた
混合静脈血の前記酸素飽和度値と、前記心拍出量測定手
段により求められた前記心拍出量値と、前記パラメータ
入力手段により入力された前記動脈血酸素飽和度値及び
ヘモグロビン濃度とから連続的に酸素消費量を算出する
酸素消費量算出手段とを備える。更に、前記酸素飽和度
測定手段により求められた混合静脈血の前記酸素飽和度
値と、前記パラメータ入力手段により入力された前記動
脈血酸素飽和度値とから連続的に酸素摂取率を算出する
酸素摂取率算出手段を備える。
に、本発明の患者監視システムは、混合静脈血の酸素飽
和度値を連続的に測定する酸素飽和度測定手段と、連続
的に心拍出量を測定する心拍出量測定手段と、動脈血酸
素飽和度値とヘモグロビン濃度とを入力するパラメータ
入力手段と、前記酸素飽和度測定手段により求められた
混合静脈血の前記酸素飽和度値と、前記心拍出量測定手
段により求められた前記心拍出量値と、前記パラメータ
入力手段により入力された前記動脈血酸素飽和度値及び
ヘモグロビン濃度とから連続的に酸素消費量を算出する
酸素消費量算出手段とを備える。更に、前記酸素飽和度
測定手段により求められた混合静脈血の前記酸素飽和度
値と、前記パラメータ入力手段により入力された前記動
脈血酸素飽和度値とから連続的に酸素摂取率を算出する
酸素摂取率算出手段を備える。
【０００７】ここで、酸素飽和度測定手段は２つの異な
る波長の光の血液への照射に対する反射光強度の比に基
づいて連続的に血液の酸素飽和度を測定する。また、心
拍出量測定手段は校正時の血液温度，平衡温度及び熱希
釈法により求めた心拍出量に基づいて、測定時の血液温
度と平衡温度とから連続的に心拍出量を測定する。
る波長の光の血液への照射に対する反射光強度の比に基
づいて連続的に血液の酸素飽和度を測定する。また、心
拍出量測定手段は校正時の血液温度，平衡温度及び熱希
釈法により求めた心拍出量に基づいて、測定時の血液温
度と平衡温度とから連続的に心拍出量を測定する。
【０００８】更に、前記酸素飽和度測定手段と前記心拍
出量測定手段とに必要な信号を検出して供給する単一の
プローブを備える。
出量測定手段とに必要な信号を検出して供給する単一の
プローブを備える。
【０００９】
【作用】以上の構成において、連続測定した心拍出量と
混合静脈血酸素飽和度値、およびモニタ開始時または定
期的に、または連続的に装置に入力されるヘモグロビン
濃度と動脈血酸素飽和度値から、酸素消費量や酸素摂取
率が計算され、心拍出量および混合静脈酸素飽和度値と
合わせ、連続的に酸素消費量と酸素摂取率とが監視され
るようにしたものである。
混合静脈血酸素飽和度値、およびモニタ開始時または定
期的に、または連続的に装置に入力されるヘモグロビン
濃度と動脈血酸素飽和度値から、酸素消費量や酸素摂取
率が計算され、心拍出量および混合静脈酸素飽和度値と
合わせ、連続的に酸素消費量と酸素摂取率とが監視され
るようにしたものである。
【００１０】
【実施例】以下、添付図面を参照して本発明に関わる好
適な一実施例を詳細に説明する。 ＜システム構成＞図１は本実施例の患者監視システム１
の構成を示すブロック図である。本実施例の患者監視シ
ステム１は基本的には、酸素消費量を算出する酸素消費
量演算部１０と、心拍出量（以下ＣＣＯＭともいう）を
算出する心拍出量モニタ部２０と、酸素飽和度（以下Ｃ
ＯＳＭともいう）を算出する酸素飽和度モニタ部３０
と、電源部４０と、プローブ５０とから構成されてい
る。
適な一実施例を詳細に説明する。 ＜システム構成＞図１は本実施例の患者監視システム１
の構成を示すブロック図である。本実施例の患者監視シ
ステム１は基本的には、酸素消費量を算出する酸素消費
量演算部１０と、心拍出量（以下ＣＣＯＭともいう）を
算出する心拍出量モニタ部２０と、酸素飽和度（以下Ｃ
ＯＳＭともいう）を算出する酸素飽和度モニタ部３０
と、電源部４０と、プローブ５０とから構成されてい
る。
【００１１】酸素消費量演算部１０は、システム全体を
制御するメインＣＰＵ回路１１と、メインＣＰＵ回路１
１の制御手順を格納するＲＯＭ１２と、ヘモグロビン濃
度記憶部１３ａ及び動脈血酸素飽和度記憶部１３ｂを含
む補助記憶用のＲＡＭ１３と、システムの操作キーある
いはヘモグロビン濃度や動脈血酸素飽和度を入力する入
力操作部１４と、監視情報等を表示する表示部１５と、
システム外へのデータのアナログ出力を実現するＤ／Ａ
変換及びアナログ出力部１６と、システム外部へのデジ
タル出力を実現するＲＳ−２３２Ｃ等のデジタル出力部
１７とを有する。
制御するメインＣＰＵ回路１１と、メインＣＰＵ回路１
１の制御手順を格納するＲＯＭ１２と、ヘモグロビン濃
度記憶部１３ａ及び動脈血酸素飽和度記憶部１３ｂを含
む補助記憶用のＲＡＭ１３と、システムの操作キーある
いはヘモグロビン濃度や動脈血酸素飽和度を入力する入
力操作部１４と、監視情報等を表示する表示部１５と、
システム外へのデータのアナログ出力を実現するＤ／Ａ
変換及びアナログ出力部１６と、システム外部へのデジ
タル出力を実現するＲＳ−２３２Ｃ等のデジタル出力部
１７とを有する。
【００１２】心拍出量モニタ部２０は、後で詳細に説明
するが、基本的には人体に設置されたプローブからの必
要なデータを入力処理するＣＣＯＭ計測部２１とＣＣＯ
Ｍ計測部２１からのデータに基づいて心拍出量を算出す
るＣＣＯＭ演算部２２とから成る。
するが、基本的には人体に設置されたプローブからの必
要なデータを入力処理するＣＣＯＭ計測部２１とＣＣＯ
Ｍ計測部２１からのデータに基づいて心拍出量を算出す
るＣＣＯＭ演算部２２とから成る。
【００１３】酸素飽和度モニタ部３０は、後で詳細に説
明するが、基本的には人体に設置されたプローブからの
必要なデータを入力処理するＣＯＳＭ計測部３１とＣＯ
ＳＭ計測部３１からのデータに基づいて酸素飽和度を算
出するＣＯＳＭ演算部２２とから成る。
明するが、基本的には人体に設置されたプローブからの
必要なデータを入力処理するＣＯＳＭ計測部３１とＣＯ
ＳＭ計測部３１からのデータに基づいて酸素飽和度を算
出するＣＯＳＭ演算部２２とから成る。
【００１４】電源部４０は、商用電源からの電源ノイズ
を減衰させるためのラインフイルタ４１とシステム内の
各種電源を作成して前記各部に供給するスイツチング・
レギユレータを有する電源回路４２から成る。
を減衰させるためのラインフイルタ４１とシステム内の
各種電源を作成して前記各部に供給するスイツチング・
レギユレータを有する電源回路４２から成る。
【００１５】プローブ５０は図５に詳細に示されている
ように単一のプローブであり、本システムに必要な全て
のデータの収集が可能である。
ように単一のプローブであり、本システムに必要な全て
のデータの収集が可能である。
【００１６】尚、本システムでは各制御部が独立に非同
期で動作するようクロツクは独立しているが、メインＣ
ＰＵ回路１１からのクロツクに全ての制御を同期させる
ようにしてもよい。
期で動作するようクロツクは独立しているが、メインＣ
ＰＵ回路１１からのクロツクに全ての制御を同期させる
ようにしてもよい。
【００１７】＜動作手順＞図２はメインＣＰＵ回路１１
の制御手順を示すフローチヤートである。
の制御手順を示すフローチヤートである。
【００１８】まず、ステツプＳ２１で数値（ヘモグロビ
ン濃度あるいは動脈血酸素飽和度）の入力か否か、ステ
ツプＳ２５で酸素消費量（および／または酸素摂取率）
のモニタ表示か否かを判定する。どちらの処理でもない
場合は、ステツプＳ２１，Ｓ２５をループする。
ン濃度あるいは動脈血酸素飽和度）の入力か否か、ステ
ツプＳ２５で酸素消費量（および／または酸素摂取率）
のモニタ表示か否かを判定する。どちらの処理でもない
場合は、ステツプＳ２１，Ｓ２５をループする。
【００１９】数値入力の場合は、ステツプＳ２２でどち
らの値の入力かを判断し、ヘモグロビン濃度の場合はス
テツプＳ２３で入力値をヘモグロビン濃度記憶部１３ａ
に記憶し、動脈血酸素飽和度の場合はステツプＳ２４で
動脈血酸素飽和度記憶部１３ｂに記憶する。
らの値の入力かを判断し、ヘモグロビン濃度の場合はス
テツプＳ２３で入力値をヘモグロビン濃度記憶部１３ａ
に記憶し、動脈血酸素飽和度の場合はステツプＳ２４で
動脈血酸素飽和度記憶部１３ｂに記憶する。
【００２０】一方、酸素消費量のモニタ表示の場合は、
ステツプＳ２６に進んで、酸素飽和度モニタ部３０から
混合静脈血酸素飽和度を受信し、ステツプＳ２７で心拍
出量モニタ部４０から心拍出量を受信する。ステツプＳ
２８で受信した混合静脈血酸素飽和度及び心拍出量と、
予め入力されて記憶されているヘモグロビン濃度及び動
脈血酸素飽和度とから酸素消費量を算出する。
ステツプＳ２６に進んで、酸素飽和度モニタ部３０から
混合静脈血酸素飽和度を受信し、ステツプＳ２７で心拍
出量モニタ部４０から心拍出量を受信する。ステツプＳ
２８で受信した混合静脈血酸素飽和度及び心拍出量と、
予め入力されて記憶されているヘモグロビン濃度及び動
脈血酸素飽和度とから酸素消費量を算出する。
【００２１】ここで、酸素消費量の算出方法について説
明する。以下に示すように、酸素消費量（ＶＯ2 ），動
脈血酸素含量（ＣａＣ2 ），混合静脈血酸素含量（Ｃｖ
Ｏ2）、および心拍出量（ＣＯ）との間に成立する関係
式として、Ｆｉｃｋの式がある。
明する。以下に示すように、酸素消費量（ＶＯ2 ），動
脈血酸素含量（ＣａＣ2 ），混合静脈血酸素含量（Ｃｖ
Ｏ2）、および心拍出量（ＣＯ）との間に成立する関係
式として、Ｆｉｃｋの式がある。
【００２２】 ＶＯ2 ＝（ＣａＯ2 −ＣｖＯ2 ）×ＣＯ …［１］ 一方、酸素含量は、次式のように、ヘモグロビン濃度
（Ｈｂ），酸素飽和度（ＳｘＯ2 ）および酸素分圧（Ｐ
ｘＯ2 ）とで表わされ（ここでｘはａ〜ｚ）、 ＣａＯ2 ＝１．３４×Ｈｂ×ＳａＯ2 ＋０．００３１×ＰａＯ2 …［２］ ＣｖＯ2 ＝１．３４×Ｈｂ×ＳｖＯ2 ＋０．００３１×ＰｖＯ2 …［３］ ［２］および［３］式の第２項は極めて小さく無視でき
るので、［１］式は次式のようになる。
（Ｈｂ），酸素飽和度（ＳｘＯ2 ）および酸素分圧（Ｐ
ｘＯ2 ）とで表わされ（ここでｘはａ〜ｚ）、 ＣａＯ2 ＝１．３４×Ｈｂ×ＳａＯ2 ＋０．００３１×ＰａＯ2 …［２］ ＣｖＯ2 ＝１．３４×Ｈｂ×ＳｖＯ2 ＋０．００３１×ＰｖＯ2 …［３］ ［２］および［３］式の第２項は極めて小さく無視でき
るので、［１］式は次式のようになる。
【００２３】 ＶＯ2 ＝１．３４×Ｈｂ×（ＳａＯ2 −ＳｖＯ2 ）×ＣＯ …［４］ ［４］式より、酸素消費量（ＶＯ2 ）は、ヘモグロビン
濃度（Ｈｂ）と動脈血酸素飽和度（ＳａＯ2 ）と混合静
脈血酸素飽和度（ＳｖＯ2 ）と心拍出量（ＣＯ）とから
算出される。酸素消費量が算出できれば、酸素摂取率も
算出できるのは自明である。
濃度（Ｈｂ）と動脈血酸素飽和度（ＳａＯ2 ）と混合静
脈血酸素飽和度（ＳｖＯ2 ）と心拍出量（ＣＯ）とから
算出される。酸素消費量が算出できれば、酸素摂取率も
算出できるのは自明である。
【００２４】ステツプＳ２９で、酸素消費量以下酸素摂
取率あるいは測定された混合静脈血酸素飽和度，心拍出
量等を必要に応じてフオーマツト処理して表示器１５に
表示する。
取率あるいは測定された混合静脈血酸素飽和度，心拍出
量等を必要に応じてフオーマツト処理して表示器１５に
表示する。
【００２５】＜心拍出量モニタ部の構成例＞図３は心拍
出量モニタ部の一構成例のブロツク図である。
出量モニタ部の一構成例のブロツク図である。
【００２６】図３において、２０は心拍出量モニタ部の
本体であり、外部に交換自在型の心拍出量測定用カテー
テル１０２及び１０７を接続する。カテーテル１０２
は、熱希釈法に基づく指示薬注入用及び指示薬温度検出
用カテーテルであり、内部には指示薬温度を検出する感
温素子１０３、及び前記感温素子の特性のバラツキを補
正する補正抵抗器１０４から成る指示薬検温プローブ回
路１１５を備える。そして、この指示薬検温プローブ回
路１１５はコネクタ１０５及び１０６を介して心拍出量
モニタ部本体の計測部２１の注入液温度計測回路１２４
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。
本体であり、外部に交換自在型の心拍出量測定用カテー
テル１０２及び１０７を接続する。カテーテル１０２
は、熱希釈法に基づく指示薬注入用及び指示薬温度検出
用カテーテルであり、内部には指示薬温度を検出する感
温素子１０３、及び前記感温素子の特性のバラツキを補
正する補正抵抗器１０４から成る指示薬検温プローブ回
路１１５を備える。そして、この指示薬検温プローブ回
路１１５はコネクタ１０５及び１０６を介して心拍出量
モニタ部本体の計測部２１の注入液温度計測回路１２４
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。
【００２７】カテーテル１０７は、血液の温度を検出し
たり、定電流源回路１２３からの一定電流によつて加温
され血流によつて冷却される感温素子の温度（以下、平
衡温度と呼ぶ）を検出する血液温度・平衡温度検出用カ
テーテルであり、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サーミスタ１０８と前記サー
ミスタの特性を補正する補正抵抗器１０９から成る血液
検温プローブ回路１１６、そして熱式流量測定法により
血流速変化を平衡温度として検出するサーミスタ１１０
（好ましくは自己加温型サーミスタ）から成る平衡温度
検温プローブ回路１１７を備える。
たり、定電流源回路１２３からの一定電流によつて加温
され血流によつて冷却される感温素子の温度（以下、平
衡温度と呼ぶ）を検出する血液温度・平衡温度検出用カ
テーテルであり、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サーミスタ１０８と前記サー
ミスタの特性を補正する補正抵抗器１０９から成る血液
検温プローブ回路１１６、そして熱式流量測定法により
血流速変化を平衡温度として検出するサーミスタ１１０
（好ましくは自己加温型サーミスタ）から成る平衡温度
検温プローブ回路１１７を備える。
【００２８】血液検温プローブ回路１１６及び平衡温度
検温プローブ回路１１７は、コネクタ１１１及び１１２
を介して、それぞれ心拍出量モニタ部本体の計測部２１
の血液温度計測回路１２５と平衡温度計測回路１２６に
電気的に接続され、心拍出量測定の際は肺動脈に位置
し、中枢部の体温を血液温度信号として検出する。
検温プローブ回路１１７は、コネクタ１１１及び１１２
を介して、それぞれ心拍出量モニタ部本体の計測部２１
の血液温度計測回路１２５と平衡温度計測回路１２６に
電気的に接続され、心拍出量測定の際は肺動脈に位置
し、中枢部の体温を血液温度信号として検出する。
【００２９】次に、心拍出量モニタ部の動作を説明す
る。
る。
【００３０】心拍出量モニタ部２０は、機能の面から以
下の如く分けられる。即ち、カテーテル１０２及び１０
７を介して各種温度計測を実行する計測部２１と、計測
部２１で計測した測定データ等を光学的手段により伝送
するオプトアイソレーシヨン通信回路１３５と、オプト
アイソレーシヨン通信回路１３５を介して入力した測定
データに基づいて熱希釈法により間欠的に、あるいは平
衡温度測定により連続的に心拍出量を演算し出力するメ
インＣＰＵ部２２と、前記メインＣＰＵ部２２が演算し
て求めた心拍出量値を外部に出力する外部出力回路１５
１とに分けられる。
下の如く分けられる。即ち、カテーテル１０２及び１０
７を介して各種温度計測を実行する計測部２１と、計測
部２１で計測した測定データ等を光学的手段により伝送
するオプトアイソレーシヨン通信回路１３５と、オプト
アイソレーシヨン通信回路１３５を介して入力した測定
データに基づいて熱希釈法により間欠的に、あるいは平
衡温度測定により連続的に心拍出量を演算し出力するメ
インＣＰＵ部２２と、前記メインＣＰＵ部２２が演算し
て求めた心拍出量値を外部に出力する外部出力回路１５
１とに分けられる。
【００３１】計測部２１において、注入液温度計測回路
１２４はカテーテル１０２の開口部から右心房に吐出す
る指示薬温度を検出し、その温度に対応する電圧信号を
出力する。また、血液温度計測回路１２５は肺動脈にお
いて血液温度を検出して、対応する電圧信号を出力し、
平衡温度計測回路１２６は、例えば自己加温型のサーミ
スタに加えた熱量と周囲の血液の流速によつて奪われる
熱量との関係から平衡温度を検出し、対応する電圧信号
を出力する。
１２４はカテーテル１０２の開口部から右心房に吐出す
る指示薬温度を検出し、その温度に対応する電圧信号を
出力する。また、血液温度計測回路１２５は肺動脈にお
いて血液温度を検出して、対応する電圧信号を出力し、
平衡温度計測回路１２６は、例えば自己加温型のサーミ
スタに加えた熱量と周囲の血液の流速によつて奪われる
熱量との関係から平衡温度を検出し、対応する電圧信号
を出力する。
【００３２】メインＣＰＵ１４４はローカルＣＰＵ１３
０に対して、ＲＯＭ１４５に格納されたプログラムに従
い前記各計測回路（注入液温度計測回路１２４、血液温
度計測回路１２５、平衡温度計測回路１２６）に計測の
実行を指示し、計測動作を制御する信号を送る。ＲＡＭ
１４６には制御に必要なデータを一時的に格納する。こ
れらの信号は、後述する伝送形式にてオプトアイソレー
シヨン通信回路を介して伝えられる。また、ローカルＣ
ＰＵ１３０は前記各計測回路からの計測データを選択す
るために、アナログスイツチ１２７に選択信号を送る。
その結果、各計測回路からの計測データはアナログスイ
ツチを介してＡ／Ｄ変換器１２８に達し、そこでデジタ
ルデータに変換された後ローカルＣＰＵ１３０に取り込
まれる。そして、ローカルＣＰＵ１３０は、ＲＯＭ１２
９に格納されたプログラムに従い、自己の有するシリア
ル通信機能により受信データをシリアルデータとしてオ
プトアイソレーシヨン通信回路１３５に送る。
０に対して、ＲＯＭ１４５に格納されたプログラムに従
い前記各計測回路（注入液温度計測回路１２４、血液温
度計測回路１２５、平衡温度計測回路１２６）に計測の
実行を指示し、計測動作を制御する信号を送る。ＲＡＭ
１４６には制御に必要なデータを一時的に格納する。こ
れらの信号は、後述する伝送形式にてオプトアイソレー
シヨン通信回路を介して伝えられる。また、ローカルＣ
ＰＵ１３０は前記各計測回路からの計測データを選択す
るために、アナログスイツチ１２７に選択信号を送る。
その結果、各計測回路からの計測データはアナログスイ
ツチを介してＡ／Ｄ変換器１２８に達し、そこでデジタ
ルデータに変換された後ローカルＣＰＵ１３０に取り込
まれる。そして、ローカルＣＰＵ１３０は、ＲＯＭ１２
９に格納されたプログラムに従い、自己の有するシリア
ル通信機能により受信データをシリアルデータとしてオ
プトアイソレーシヨン通信回路１３５に送る。
【００３３】オプトアイソレーシヨン通信回路１３５
は、計測部２１とメインＣＰＵ部２２間のデータの送受
信を電気的に完全に絶縁した状態で行ない、計測部２１
側及びメインＣＰＵ１４４側それぞれに、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成る光送受信
回路１３６，１３７と、前記光送受信回路を互いに電気
的に絶縁させ、両者の信号伝達媒体となる光フアイバグ
ラス１３８とで構成される。従つて、計測部２０の電圧
信号とメインＣＰＵ部２２の電圧信号との電気的接続は
完全に遮断され、被験者人体とメインＣＰＵ側とは如何
なる閉ループも形成されることがないので、安全な計測
が行なえる。
は、計測部２１とメインＣＰＵ部２２間のデータの送受
信を電気的に完全に絶縁した状態で行ない、計測部２１
側及びメインＣＰＵ１４４側それぞれに、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成る光送受信
回路１３６，１３７と、前記光送受信回路を互いに電気
的に絶縁させ、両者の信号伝達媒体となる光フアイバグ
ラス１３８とで構成される。従つて、計測部２０の電圧
信号とメインＣＰＵ部２２の電圧信号との電気的接続は
完全に遮断され、被験者人体とメインＣＰＵ側とは如何
なる閉ループも形成されることがないので、安全な計測
が行なえる。
【００３４】次に、メインＣＰＵ部２２の動作を説明す
る。オプトアイソレーシヨン通信回路１３５からのシリ
アルデータは、メインＣＰＵ１４４にて受信される。心
拍出量校正手段１４１は、心拍出量の校正が熱希釈法に
よつて行なわれる場合を例にとると、冷却された、ある
いは暖められた注入液の注入によつて生じる血液の温度
変化を計測する前記血液温度計測回路１２５から、熱希
釈された血液温度に関する信号をメインＣＰＵ１４４か
ら受け取る。同時に心拍出量校正手段１４１は、スチユ
ワート・ハミルトンの式に基づいて注入液温度、注入液
比熱、注入液比重、血液比重、血液比熱、及び熱希釈さ
れた血液温度から熱希釈心拍出量を演算し、結果を校正
時心拍出量信号として校正時信号記憶手段１４２に出力
する。尚、重篤な患者で熱希釈法による指示薬の注入が
行なえない場合には、サムホイールスイツチやデジタル
スイツチ等の設定スイツチ、並びにキーボードより成る
心拍出量入力手段１５０により相応の心拍出量の値が入
力され、校正時の心拍出量値として校正時信号記憶手段
１４２に出力するという方法を採る。
る。オプトアイソレーシヨン通信回路１３５からのシリ
アルデータは、メインＣＰＵ１４４にて受信される。心
拍出量校正手段１４１は、心拍出量の校正が熱希釈法に
よつて行なわれる場合を例にとると、冷却された、ある
いは暖められた注入液の注入によつて生じる血液の温度
変化を計測する前記血液温度計測回路１２５から、熱希
釈された血液温度に関する信号をメインＣＰＵ１４４か
ら受け取る。同時に心拍出量校正手段１４１は、スチユ
ワート・ハミルトンの式に基づいて注入液温度、注入液
比熱、注入液比重、血液比重、血液比熱、及び熱希釈さ
れた血液温度から熱希釈心拍出量を演算し、結果を校正
時心拍出量信号として校正時信号記憶手段１４２に出力
する。尚、重篤な患者で熱希釈法による指示薬の注入が
行なえない場合には、サムホイールスイツチやデジタル
スイツチ等の設定スイツチ、並びにキーボードより成る
心拍出量入力手段１５０により相応の心拍出量の値が入
力され、校正時の心拍出量値として校正時信号記憶手段
１４２に出力するという方法を採る。
【００３５】校正時信号記憶手段１４２は、熱希釈法に
よる心拍出量値、あるいは前記心拍出量入力手段１５０
によつて入力された心拍出量値を校正時心拍出量として
記憶保持すると共に、血液温度計測回路１２５からの血
液温度信号と平衡温度計測回路１２６からの平衡温度信
号を、それぞれ校正時血液温度、校正時平衡温度として
保持記憶する。そして、連続心拍出量演算手段１４３か
ら要求があつた場合、記憶保持したデータを出力する。
よる心拍出量値、あるいは前記心拍出量入力手段１５０
によつて入力された心拍出量値を校正時心拍出量として
記憶保持すると共に、血液温度計測回路１２５からの血
液温度信号と平衡温度計測回路１２６からの平衡温度信
号を、それぞれ校正時血液温度、校正時平衡温度として
保持記憶する。そして、連続心拍出量演算手段１４３か
ら要求があつた場合、記憶保持したデータを出力する。
【００３６】連続心拍出量演算手段１４３は、前記校正
時信号記憶手段１４２が記憶保持している校正時心拍出
量、校正時血液温度、校正時平衡温度、並びに計測時の
血液温度、計測時の平衡温度とから、以下の［５］式に
基づいて連続心拍出量を演算する。
時信号記憶手段１４２が記憶保持している校正時心拍出
量、校正時血液温度、校正時平衡温度、並びに計測時の
血液温度、計測時の平衡温度とから、以下の［５］式に
基づいて連続心拍出量を演算する。
【００３７】 ＣＯ＝ＣＯCAL ×((TtR −K・(TB −TBCAL)) / TtCAL)1/A …［５］ ここで、ＣＯ：心拍出量、ＣＯCAL:校正時の心拍出量Ｔ
ｔR:計測時の平衡温度、ＴＢ: 血液温度ＴＢCAL:校正時
の血液温度、Ｋ: 温度補正定数ＴｔCAL:校正時の平衡温
度、Ａ: 定数である。
ｔR:計測時の平衡温度、ＴＢ: 血液温度ＴＢCAL:校正時
の血液温度、Ｋ: 温度補正定数ＴｔCAL:校正時の平衡温
度、Ａ: 定数である。
【００３８】上記［５］式より、校正時からの血液温度
変化に伴う平衡温度変化の補正も成されていることがわ
かる。従つて、血流速の絶対値を計測しなくても、連続
的に高精度な心拍出量の測定が可能となる。
変化に伴う平衡温度変化の補正も成されていることがわ
かる。従つて、血流速の絶対値を計測しなくても、連続
的に高精度な心拍出量の測定が可能となる。
【００３９】以上の構成において、計測時並びに校正時
の中枢部の体温（肺動脈中での血液温度）、加温が行な
われ血流により冷却され平衡状態に達したときの平衡温
度、及び心拍出量が得られ、血流速の変化を温度変化と
して検出しその温度変化情報から直接心拍出量の変化を
求め、実験的にプローブ出力に合わせた関数、パラメー
タによつて演算することにより、血流速の絶対値を計測
せずに連続的に心拍出量の測定が行なえるようにしたも
のである。
の中枢部の体温（肺動脈中での血液温度）、加温が行な
われ血流により冷却され平衡状態に達したときの平衡温
度、及び心拍出量が得られ、血流速の変化を温度変化と
して検出しその温度変化情報から直接心拍出量の変化を
求め、実験的にプローブ出力に合わせた関数、パラメー
タによつて演算することにより、血流速の絶対値を計測
せずに連続的に心拍出量の測定が行なえるようにしたも
のである。
【００４０】＜酸素飽和度モニタ部の構成例＞図４は酸
素飽和度モニタ部の一構成例を示すブロツク図である。
素飽和度モニタ部の一構成例を示すブロツク図である。
【００４１】図において、２１１は肺動脈等に留置され
血液中での光の反射光強度を測定するためのカテーテル
である。２１２はパルスタイミング回路で、ＬＥＤ駆動
回路２１３にＬＥＤ２１４（２４１と２４２）の駆動タ
イミング信号を出力するとともに、各ＬＥＤより発光さ
れる波長の異なる光よりの反射光強度をサンプリングす
るためのタイミング信号をサンプル・ホールド回路２１
８に出力している。２１３はＬＥＤ駆動回路で、パルス
タイミング回路２１２よりのタイミング信号により、Ｌ
ＥＤ２１４の２つのＬＥＤ２４１と２４２のいずれかを
駆動して発光させている。２１４は６６０ｎｍの波長の
光と８０５ｎｍの波長の光とを出力することができる発
光ダイオード（ＬＥＤ）で、ここではＬＥＤ２４１( 波
長が660nm ) とＬＥＤ２４２( 波長が805nm)の２つで構
成している。こうして各ＬＥＤから発せられる波長の異
なる光は、光カプラで結合されて１本の光フアイバにま
とめられ、カテーテル２１１に送られる。
血液中での光の反射光強度を測定するためのカテーテル
である。２１２はパルスタイミング回路で、ＬＥＤ駆動
回路２１３にＬＥＤ２１４（２４１と２４２）の駆動タ
イミング信号を出力するとともに、各ＬＥＤより発光さ
れる波長の異なる光よりの反射光強度をサンプリングす
るためのタイミング信号をサンプル・ホールド回路２１
８に出力している。２１３はＬＥＤ駆動回路で、パルス
タイミング回路２１２よりのタイミング信号により、Ｌ
ＥＤ２１４の２つのＬＥＤ２４１と２４２のいずれかを
駆動して発光させている。２１４は６６０ｎｍの波長の
光と８０５ｎｍの波長の光とを出力することができる発
光ダイオード（ＬＥＤ）で、ここではＬＥＤ２４１( 波
長が660nm ) とＬＥＤ２４２( 波長が805nm)の２つで構
成している。こうして各ＬＥＤから発せられる波長の異
なる光は、光カプラで結合されて１本の光フアイバにま
とめられ、カテーテル２１１に送られる。
【００４２】なお、ＬＥＤ２１４を、例えば駆動電圧な
どを変化させることによりその出力光の波長を６６０ｎ
ｍと８０５ｎｍとの間で変更できるＬＥＤとすると、１
つのＬＥＤで代用できる。
どを変化させることによりその出力光の波長を６６０ｎ
ｍと８０５ｎｍとの間で変更できるＬＥＤとすると、１
つのＬＥＤで代用できる。
【００４３】２１５はカテーテル２１１と酸素飽和度モ
ニタ部本体とを接続する接続部で、カテーテル２１１と
本体とは光ケーブル２２８で接続されている。２１６は
光電変換部とプリアンプとが一体化された部分で、カテ
ーテル２１１よりの反射光を入力して、その入力光の強
度に対応した電気信号を出力している。２１７はメイン
アンプで、光電変換部２１６よりの電気信号を更に増幅
している。サンプルホールド回路２１８は、パルスタイ
ミング回路２１２よりのタイミング信号を入力し、その
タイミング信号に同期してメインアンプ部２１７よりの
アナログ信号をサンプルホールドする。
ニタ部本体とを接続する接続部で、カテーテル２１１と
本体とは光ケーブル２２８で接続されている。２１６は
光電変換部とプリアンプとが一体化された部分で、カテ
ーテル２１１よりの反射光を入力して、その入力光の強
度に対応した電気信号を出力している。２１７はメイン
アンプで、光電変換部２１６よりの電気信号を更に増幅
している。サンプルホールド回路２１８は、パルスタイ
ミング回路２１２よりのタイミング信号を入力し、その
タイミング信号に同期してメインアンプ部２１７よりの
アナログ信号をサンプルホールドする。
【００４４】なお、ＬＥＤ２１４より発光される各波長
の光は、互いに時間的な重なりが生じないようにパルス
タイミング回路２１２よりのタイミング信号で制御され
ているため、サンプルホールド回路２１８では各波長に
対する反射光強度を独立してホールドすることができ
る。こうしてサンプルホールドされた信号は、フイルタ
回路２１９によりノイズ成分がフイルタリングされた
後、制御部３２に出力される。
の光は、互いに時間的な重なりが生じないようにパルス
タイミング回路２１２よりのタイミング信号で制御され
ているため、サンプルホールド回路２１８では各波長に
対する反射光強度を独立してホールドすることができ
る。こうしてサンプルホールドされた信号は、フイルタ
回路２１９によりノイズ成分がフイルタリングされた
後、制御部３２に出力される。
【００４５】制御部３２では、フイルタ回路２１９より
のアナログ信号をＡ／Ｄコンバータ２２２によりデジタ
ル信号に変換してＣＰＵ回路２２１に入力している。制
御部３２はパルスタイミング回路２１２よりのタイミン
グ信号２３３，２３４を入力しており、これによりＡ／
Ｄコンバータ２２２より入力したデジタル信号が、いず
れよりのどの波長に対する反射光強度であるかを判別す
ることができる。ここでは、例えばタイミング信号２３
３は波長が６６０ｎｍの光に対する反射光強度の入力タ
イミングを示し、タイミング信号２３４は波長８０５ｎ
ｍの光に対する反射光強度の入力タイミングを示してい
る。
のアナログ信号をＡ／Ｄコンバータ２２２によりデジタ
ル信号に変換してＣＰＵ回路２２１に入力している。制
御部３２はパルスタイミング回路２１２よりのタイミン
グ信号２３３，２３４を入力しており、これによりＡ／
Ｄコンバータ２２２より入力したデジタル信号が、いず
れよりのどの波長に対する反射光強度であるかを判別す
ることができる。ここでは、例えばタイミング信号２３
３は波長が６６０ｎｍの光に対する反射光強度の入力タ
イミングを示し、タイミング信号２３４は波長８０５ｎ
ｍの光に対する反射光強度の入力タイミングを示してい
る。
【００４６】２２１はマイクロプロセツサなどを含むＣ
ＰＵ回路で、ＲＯＭ２２４に記憶されている制御プログ
ラムや各種データに従つて制御を行つている。２２５は
ＣＰＵ回路のワークエリアとして使用され、各種データ
を一時保存するＲＡＭである。２２８は、例えば外部出
力端子を通して接続されている外部装置に測定データな
どを出力するための外部出力回路である。
ＰＵ回路で、ＲＯＭ２２４に記憶されている制御プログ
ラムや各種データに従つて制御を行つている。２２５は
ＣＰＵ回路のワークエリアとして使用され、各種データ
を一時保存するＲＡＭである。２２８は、例えば外部出
力端子を通して接続されている外部装置に測定データな
どを出力するための外部出力回路である。
【００４７】酸素と結合していないヘモグロビンの吸光
特性と酸素と結合しているヘモグロビンの吸光特性との
差が大きくなるときと、これら２つの特性の差が“０”
になるときとに、それぞれに対応する波長は６６０ｎ
ｍ，８０５ｎｍとなつている。従つて、これら２つの波
長のそれぞれを血液中に照射し、その反射光を検出し
て、その比を取ることにより、血液中の酸素飽和度を求
めることができる。
特性と酸素と結合しているヘモグロビンの吸光特性との
差が大きくなるときと、これら２つの特性の差が“０”
になるときとに、それぞれに対応する波長は６６０ｎ
ｍ，８０５ｎｍとなつている。従つて、これら２つの波
長のそれぞれを血液中に照射し、その反射光を検出し
て、その比を取ることにより、血液中の酸素飽和度を求
めることができる。
【００４８】＜プローブの構成例＞図５はプローブ５０
の構成例を示す図である。本プローブは、心拍出量測定
用カテーテル１０７と、酸素飽和度モニタ用カテーテル
２１１とを１つにまとめて含むもので、光照射用の光フ
アイバや血液中で反射されて入射される光を取り入れる
ための光入射用の光フアイバ等を一体化したものであ
る。このプローブ５０は、例えば肺動脈等に挿入され
て、連続的に心拍出量及び血液の酸素飽和度が測定され
る。
の構成例を示す図である。本プローブは、心拍出量測定
用カテーテル１０７と、酸素飽和度モニタ用カテーテル
２１１とを１つにまとめて含むもので、光照射用の光フ
アイバや血液中で反射されて入射される光を取り入れる
ための光入射用の光フアイバ等を一体化したものであ
る。このプローブ５０は、例えば肺動脈等に挿入され
て、連続的に心拍出量及び血液の酸素飽和度が測定され
る。
【００４９】
【発明の効果】本発明により、酸素の需給バランスをよ
り確実に把握でき、術中，術後の患者管理に有用な患者
監視システムを提供できる。
り確実に把握でき、術中，術後の患者管理に有用な患者
監視システムを提供できる。
【００５０】すなわち、連続的に酸素飽和度値と心拍出
量を単一のプローブでモニタできる。また、混合静脈血
酸素飽和度（ＳｖＯ2 ）と心拍出量の連続情報と、ヘモ
グロビン濃度および動脈血酸素飽和度の入力情報とから
酸素消費量を連続的に算出できる。さらに、パルスオキ
シメータ等から動脈血酸素飽和度を連続的に入力するこ
とにより、酸素消費量をより正確にモニタでき、また酸
素摂取率も算出できる。
量を単一のプローブでモニタできる。また、混合静脈血
酸素飽和度（ＳｖＯ2 ）と心拍出量の連続情報と、ヘモ
グロビン濃度および動脈血酸素飽和度の入力情報とから
酸素消費量を連続的に算出できる。さらに、パルスオキ
シメータ等から動脈血酸素飽和度を連続的に入力するこ
とにより、酸素消費量をより正確にモニタでき、また酸
素摂取率も算出できる。
【図１】本実施例の患者監視システムの構成を示すブロ
ック図である。
ック図である。
【図２】メインＣＰＵ回路の制御手順を示すフローチヤ
ートである。
ートである。
【図３】心拍出量モニタ部の一構成例のブロツク図であ
る。
る。
【図４】酸素飽和度モニタ部の一構成例を示すブロツク
図である。
図である。
【図５】プローブの構成例を示す図である。
１０…酸素消費量演算部、２０…心拍出量モニタ部、３
０…酸素飽和度モニタ部、４０…電源部、５０…プロー
ブ
０…酸素飽和度モニタ部、４０…電源部、５０…プロー
ブ
Claims (5)
- 【請求項１】 混合静脈血の酸素飽和度値を連続的に測
定する酸素飽和度測定手段と、 連続的に心拍出量を測定する心拍出量測定手段と、 動脈血酸素飽和度値とヘモグロビン濃度とを入力するパ
ラメータ入力手段と、 前記酸素飽和度測定手段により求められた混合静脈血の
前記酸素飽和度値と、前記心拍出量測定手段により求め
られた前記心拍出量値と、前記パラメータ入力手段によ
り入力された前記動脈血酸素飽和度値及びヘモグロビン
濃度とから連続的に酸素消費量を算出する酸素消費量算
出手段とを備えることを特徴とする患者監視システム。 - 【請求項２】 前記酸素飽和度測定手段により求められ
た混合静脈血の前記酸素飽和度値と、前記パラメータ入
力手段により入力された前記動脈血酸素飽和度値とから
連続的に酸素摂取率を算出する酸素摂取率算出手段を更
に備えることを特徴とする請求項１記載の患者監視シス
テム。 - 【請求項３】 酸素飽和度測定手段は２つの異なる波長
の光の血液への照射に対する反射光強度の比に基づいて
連続的に血液の酸素飽和度を測定することを特徴とする
請求項１記載の患者監視システム。 - 【請求項４】 心拍出量測定手段は校正時の血液温度，
血流速に依存する平衡温度及び熱希釈法により求めた心
拍出量に基づいて、測定時の血液温度と血流速に依存す
る平衡温度とから連続的に心拍出量を測定することを特
徴とする請求項１記載の患者監視システム。 - 【請求項５】 前記酸素飽和度測定手段と前記心拍出量
測定手段とに必要な信号を検出して供給する単一のプロ
ーブを更に備えることを特徴とする請求項１記載の患者
監視システム。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP03264039A JP3115374B2 (ja) | 1991-10-11 | 1991-10-11 | 患者監視システム |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP03264039A JP3115374B2 (ja) | 1991-10-11 | 1991-10-11 | 患者監視システム |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0595939A true JPH0595939A (ja) | 1993-04-20 |
| JP3115374B2 JP3115374B2 (ja) | 2000-12-04 |
Family
ID=17397704
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP03264039A Expired - Fee Related JP3115374B2 (ja) | 1991-10-11 | 1991-10-11 | 患者監視システム |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3115374B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN113100758A (zh) * | 2021-04-15 | 2021-07-13 | 深圳市景新浩科技有限公司 | 一种基于移动互联网的老年血氧数据健康监测和管理系统 |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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1991
- 1991-10-11 JP JP03264039A patent/JP3115374B2/ja not_active Expired - Fee Related
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|---|---|---|---|---|
| CN113100758A (zh) * | 2021-04-15 | 2021-07-13 | 深圳市景新浩科技有限公司 | 一种基于移动互联网的老年血氧数据健康监测和管理系统 |
| CN113100758B (zh) * | 2021-04-15 | 2022-03-08 | 深圳市景新浩科技有限公司 | 一种基于移动互联网的老年血氧数据健康监测和管理系统 |
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