JPH06511166A - 心拍出量モニター用加熱式カテーテル - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 心拍出量モニター用加熱式カテーテル 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。

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ポ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　ｗａｓｈｏ ｕｔ　ｃｕｒｖｅ）をめれば、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めるのに、冷却した注入 物と血液の混合物（ｃｈｉｌｌｅｄ　１ｎ−ｊｅｃｔａｔｅ／ｂｌｏｏｄ　ｍ１ ｘｔｕｒｅ）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、冷液を注入する麿に患者の 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゜ ８１９、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 ーグルに付与された米国特許第３．３５９．９７４号及び同第４．２４０．４４ １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流があ るわけでもないから抵抗ヒーターが焼は付いてしまうので、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、ニューポウア−（Ｅ、　Ｔｒａｕｔｍａｎ、　Ｒ，Ｎｅｗｂｏｖｅｒ、 　”Ｔｈｅ　Ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ　ｏｆＩｎｄｉｃａｔｏｒ　Ｄｉｌｕｔｉ ｏｎ　Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ（指示薬希釈法の開発につし）て）”、　１．Ｅ、 Ｅ、Ｅ、　Ｔｒａｎｓ、　ＢＭＥ−３１Ｎｏ、　１２　Ｄｅｃｅｍｂｅｒ　１９ ８４．　ｐｐ、８００−９０７；　Ｒ，Ｎｅｗｂｏｗｅｒ　ｅｔ　ａｌ、、　h Ｃｏｎｔｉｎ ｕｏｕｓ　Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ　Ｔｈｅｒｍａｌ　Ｄｉｌｕｔｉｏｎ　Ｍｅａ ｓｕｒｅｍｅｎｔｓ（熱希釈法による電子的連続測定法）”　ｉｎ　Ｐｒｏｃ、 　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（ないことから、大刀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（嘘制御 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力（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１こなっ てＬ）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（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６二伴って変化す 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。

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窓パワー発散量 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ツノ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。

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。

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。

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。

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。

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。

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である。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の取付は個所は、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１ ５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（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−（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める場合、抵抗ヒーターの温度は、血液の心臓貫流量（ｒ ａｔｅ　ｏｆ　ｆｌｏｗ　ｏｆ　ｂｌｏｏｄ　ｔｈｒｏｕｇｈ　ｔｈｅ　ｈｅａ ｒｔ）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には破線を付けである。）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Ｖｌｌｌｔｍｐ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■７．１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　 ｒ　＊　ｌ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ＶＨ１ｅｍｏと信 号Ｖ　Ｔ　Ｉ　＋との差をゲインにだけ増幅して、下記の関係式の電圧Ｖ。を出 力するものである。

Ｖ、＝　（Ｖ、、＋　−Ｖｌ、＋＋、、、）　零にこの電圧■。により、電流Ｉ 。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）ｖｈｌｔは電圧Ｖ０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Ｖ。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■。が出力されることになる。

■。＝　（Ｖ、、＋　−ｖＨ＋ｅｎｐ）　零にこの電流Ｉ０は、電流センサー４ ９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。

ところで、ヒータ一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、、、（第２Ａ図の実施例の場合）もしくは電流 １、（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、ヒータ一温度が基準温度 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Ｖ、、、 （第２Ａ図の実施例の場合）もしくは電流■。（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Ｉ０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Ｖ１１．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Ｖ　ｈ　ｌ　ｖとヒーターを流れる電流【。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。

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 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Ｒ５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めることができ る。このヒーター電流Ｉ　ｈｌ＋は、比Ｅ、／Ｒ，からめることができる。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Ｅ、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Ｖｈ　ｌ　ｖ、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Ｖｈ　ｌｒ・ｌ’ｂ＋＋からめられるヒーター６０での発散パ ワー量と比Ｅ、／Ｒ３から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ＶＩＩ＋ｅｎｐ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Ｌ 　ｅ　＋が出力されるので、この信号に基づいて抵抗ヒーター６０の発散ノくワ 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（Ｖ、、、　−Ｖｌｌ、、、）に 比例したものとなる第３Ａ図に示した実施例において、Ｖ、、＠よ信号はリード 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。このパワー制陣ブロック８０は後述のように信号Ｖ、８．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−ｐｏｉｎｔ　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、Ｖ　ｔ　ｅ　を信号が、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８ ６を介して基準ブロック６８に、信号Ｖ２．．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（ｉｎｃｒｅＩＩｌｅｎｔａｌｌｙ）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Ｖ１１、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６ ０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ｌ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■２３１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（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ｖ１．１ｌｅ−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■。Ｉ　 ＠１１１１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・ソジ回路 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、 ノジ回路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、ブリソノ回路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具なった電位値 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（。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９ ２．９４．９６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Ｉ　１１＋１ をめ、他方では抵抗ヒーターでの電圧降下量Ｖｈ＋ｒをノード９５．９８（接地 ）間でめている。従って、発散パワー量はＩ　ｂｌｒとＶｈｌｔ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。

ＦＩＧ、４゜

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 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．電流源と接続する抵抗ヒーターと、ｂ．血管系を介して心臟に挿入される末 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ている カテーテルと、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と、 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 する制御手段とからなる血液加熱装置。 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。 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。 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。 ５．請求の範囲１に記載のものであって、前記制御手段は、抵抗ヒーターの公称 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 えた時には、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とよりなる血液加熱装置。 ６．請求項１に記載のものであって、前記制御手段が、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。 ７．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発散する電気パワーを測定して、心拍出量の判定に用 いる前記発散パワー量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。 ８．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．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、ｂ．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、 ｃ．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 制御手段とからなる装置。 ９．請求項８に記載の装置であって、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。 １０．請求項８に記載のものであって、前記温度検出手段が、カテーテルの被加 熱部の温度を検出すべく、前記被加熱部に装着した温度センサーからなる装置。 １１．請求項１０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。 １２．請求項１１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。 １３．請求項１１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。 １４．請求項１３に記載のものであって、抵抗ヒーターを流れる電気加熱電流が 、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。 １５．請求項８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被 加熱部で一定の公称パワーを発散するようになっており、而して、前記制御手段 が、当該被加熱部の温度が所定値を越えた時には、抵抗ヒーターを流れる電流を 変化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とよりなる装 置。１６．心拍出量をモニターするのに用いたカテーテルからの伝熱作用に起因 する加熱による血液と生体組織との損傷を防ぐ方法であって、カテーテルの被加 熱部の温度をモニターして、当該被加熱部の温度に対応する信号を発生するステ ップと、 前記彼加熱部の温度が所定最高安全値を超えないように、前記信号に応じて前記 被加熱部の温度を制御するステップとからなる損傷防止方法。 １７．請求項１６に記載の方法であって、前記温度をモニターするステップが、 熱を醸し出すために用いた抵抗ヒーターを流れる電流を測定するステップと、前 記抵抗ヒーターでの電圧降下量を測定するステップとからなり、カテーテルの被 加熱部の温度が前記電圧降下量と前記電流との比に比例してなる損傷防止方法。 １８．請求項１６に記載のものであって、抵抗ヒーターを流れる電流を熱を醸し 出すのの用い、前記温度をモニターするステップが、抵抗ヒーターを含むブリッ ジ回路で生ずる電位差をモニターするステップからなる損傷防止方法。 １９．心拍出量をモニターするのに用いたカテーテルからの伝熱作用に起因する 加熱による血液と生体組織との損傷を防ぐ方法であって、ａ．血液の加熱のため に一定の公称パワー発散量を定めるステップと、ｂ．血液への伝熱作用が行われ る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発生 するステップと、ｃ．血液への伝熱作用が行われる個所でのカテーテルの温度が 少なくとも所定の最大安全温度まで減少されるように、血液の加熱のための一定 の公称パワー発散量を前記信号に応じて減少させるステップとからなる損傷防止 方法。