JPH0716490B2 - 超音波ドプラ血流量監視装置 - Google Patents
超音波ドプラ血流量監視装置Info
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- JPH0716490B2 JPH0716490B2 JP30196391A JP30196391A JPH0716490B2 JP H0716490 B2 JPH0716490 B2 JP H0716490B2 JP 30196391 A JP30196391 A JP 30196391A JP 30196391 A JP30196391 A JP 30196391A JP H0716490 B2 JPH0716490 B2 JP H0716490B2
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、超音波振動子を備えた
カテーテルを血管内に挿入し、血流に対し超音波を送受
信し、得られた超音波ドプラ信号に基づき血流量を算出
する血流量監視装置に関する。
カテーテルを血管内に挿入し、血流に対し超音波を送受
信し、得られた超音波ドプラ信号に基づき血流量を算出
する血流量監視装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】近年、医療技術の発達により、従来外科
的治療が困難であった疾病などに対しても手術が可能と
なり、治療ができるようになってきている。そして、こ
のような複雑な手術は、その所要時間が長くなる傾向が
あり、この長い手術中適確な心機能のモニタを行い、患
者の容体を随時把握することは手術者にとって非常に重
要なことである。
的治療が困難であった疾病などに対しても手術が可能と
なり、治療ができるようになってきている。そして、こ
のような複雑な手術は、その所要時間が長くなる傾向が
あり、この長い手術中適確な心機能のモニタを行い、患
者の容体を随時把握することは手術者にとって非常に重
要なことである。
【０００３】現在、手術中及び手術後の心機能のモニタ
としては、熱希釈法により心拍出量を求めるのが一般的
となっている。熱希釈法は頸静脈や大腿静脈よりカテー
テルを挿入し、カテーテル先端部を大静脈、右心房、右
心室を通し、肺動脈まで到達させる。そして、このカテ
ーテルより右心房内に冷水を注入し、肺動脈内の血液の
温度をカテーテルに備えられた温度センサによって検出
し、この温度の経時変化から心拍出量を算出する方法で
ある。このように熱希釈法は血液に冷水を注入する方法
であるため、冷水注入時、瞬時の心拍出量を計測するこ
ととなり、心拍出量を連続的に計測することはできな
い。
としては、熱希釈法により心拍出量を求めるのが一般的
となっている。熱希釈法は頸静脈や大腿静脈よりカテー
テルを挿入し、カテーテル先端部を大静脈、右心房、右
心室を通し、肺動脈まで到達させる。そして、このカテ
ーテルより右心房内に冷水を注入し、肺動脈内の血液の
温度をカテーテルに備えられた温度センサによって検出
し、この温度の経時変化から心拍出量を算出する方法で
ある。このように熱希釈法は血液に冷水を注入する方法
であるため、冷水注入時、瞬時の心拍出量を計測するこ
ととなり、心拍出量を連続的に計測することはできな
い。
【０００４】しかし、患者管理において実際欲しい情報
は随時の心機能データであり、連続的にこれをモニタで
きれば更に良い。この点において、冷水注入時の心拍出
量しか測定できない熱希釈法は、満足できる方法ではな
い。つまり、熱希釈法においては手術中の患者の容体の
急変を即座に検知することができず、対応が遅れてしま
う場合があった。
は随時の心機能データであり、連続的にこれをモニタで
きれば更に良い。この点において、冷水注入時の心拍出
量しか測定できない熱希釈法は、満足できる方法ではな
い。つまり、熱希釈法においては手術中の患者の容体の
急変を即座に検知することができず、対応が遅れてしま
う場合があった。
【０００５】このような熱希釈法の問題点を改善し、連
続的に心機能をモニタする装置を、ＣＡＲＤＩＯＭＥＴ
ＯＲＩＣＳ社は開発している。この装置は ＤＯＰＣＯ
Ｍ／ＦＬＯＷＣＡＴＨと呼ばれ、肺動脈に、超音波ドプ
ラ振動子を備えたカテーテルを挿入し、受信された超音
波ドプラ信号に基づき、血管内径及び血流速度を測定す
ることにより血流量すなわち心拍出量を求め、これによ
って心機能のモニタを行うものである。図７（Ａ）、
（Ｂ）にこの装置のカテーテル５０の要部を示す。第１
超音波振動子５１は血流方向に対し所定の角度をもって
超音波を送受信するよう配置され、第２超音波振動子５
２及び第３超音波振動子５３はカテーテル５０に対し直
角方向で互いに反対の向きに超音波を送受信するように
配置されている。この装置においては、一方向のみの超
音波ドプラ信号に基づき血流速度を求めている。すなわ
ち、第１超音波振動子５１より送受信された超音波のド
プラ周波数偏移よりこの超音波送受方向の速度成分（ｖ
α）を算出し、更に超音波の血流方向に対する入射角
（α）により補正を行い血流速度の絶対値（ｖ）を算出
している。ただし、ここでカテーテルは血流方向に平行
に配置され、超音波の入射角（α）は第１振動子５１の
カテーテルに対する設置角に等しいとしている。式で示
すと次式となる。
続的に心機能をモニタする装置を、ＣＡＲＤＩＯＭＥＴ
ＯＲＩＣＳ社は開発している。この装置は ＤＯＰＣＯ
Ｍ／ＦＬＯＷＣＡＴＨと呼ばれ、肺動脈に、超音波ドプ
ラ振動子を備えたカテーテルを挿入し、受信された超音
波ドプラ信号に基づき、血管内径及び血流速度を測定す
ることにより血流量すなわち心拍出量を求め、これによ
って心機能のモニタを行うものである。図７（Ａ）、
（Ｂ）にこの装置のカテーテル５０の要部を示す。第１
超音波振動子５１は血流方向に対し所定の角度をもって
超音波を送受信するよう配置され、第２超音波振動子５
２及び第３超音波振動子５３はカテーテル５０に対し直
角方向で互いに反対の向きに超音波を送受信するように
配置されている。この装置においては、一方向のみの超
音波ドプラ信号に基づき血流速度を求めている。すなわ
ち、第１超音波振動子５１より送受信された超音波のド
プラ周波数偏移よりこの超音波送受方向の速度成分（ｖ
α）を算出し、更に超音波の血流方向に対する入射角
（α）により補正を行い血流速度の絶対値（ｖ）を算出
している。ただし、ここでカテーテルは血流方向に平行
に配置され、超音波の入射角（α）は第１振動子５１の
カテーテルに対する設置角に等しいとしている。式で示
すと次式となる。
【０００６】ｖ＝ｖα× cosα また、第２振動子５２と第３振動子５３によって超音波
を送受信し、血管内壁９１までの距離ｄ1 ，ｄ2 を測定
する。血管内径（Ｄ）は前記ｄ1 ，ｄ2 及び第２振動子
５２と第３振動子５３の間隔ｄ0 の和である。
を送受信し、血管内壁９１までの距離ｄ1 ，ｄ2 を測定
する。血管内径（Ｄ）は前記ｄ1 ，ｄ2 及び第２振動子
５２と第３振動子５３の間隔ｄ0 の和である。
【０００７】Ｄ＝ｄ1 ＋ｄ2 ＋ｄ0 これより血管断面積（Ａ）を算出する。以上、求められ
た断面積（Ａ）と血流速度（ｖ）との積として血流量
（Ｑ）を算出し、これをもって心機能のモニタを行う。
た断面積（Ａ）と血流速度（ｖ）との積として血流量
（Ｑ）を算出し、これをもって心機能のモニタを行う。
【０００８】Ａ＝πＤ2 ／４ Ｑ＝ｖ×Ａ
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】前述のようにＤＯＰＣ
ＯＭ／ＦＬＯＷＣＡＴＨ装置においては、カテーテル５
０の向きは血流方向（ｖ）と平行に配置されていると仮
定して血流速度を算出し、そして測定された血管壁間の
距離が血管直径であるとして血流量の算出を行う。しか
しながら、血管の屈曲部の影響を受ける場合など、血流
方向（ｖ）とカテーテル５０の方向が必ずしも平行とな
るとは限らない。この場合の状態を図８に示す。また、
血管壁間の距離もカテーテル５０が血管の中央部になく
偏っていた場合など、血管直径を測定できるとは限ら
ず、更に血管の断面形状が円であるとも限らない。カテ
ーテル５０が血管の中央部になく、偏っている状態を図
９に示す。
ＯＭ／ＦＬＯＷＣＡＴＨ装置においては、カテーテル５
０の向きは血流方向（ｖ）と平行に配置されていると仮
定して血流速度を算出し、そして測定された血管壁間の
距離が血管直径であるとして血流量の算出を行う。しか
しながら、血管の屈曲部の影響を受ける場合など、血流
方向（ｖ）とカテーテル５０の方向が必ずしも平行とな
るとは限らない。この場合の状態を図８に示す。また、
血管壁間の距離もカテーテル５０が血管の中央部になく
偏っていた場合など、血管直径を測定できるとは限ら
ず、更に血管の断面形状が円であるとも限らない。カテ
ーテル５０が血管の中央部になく、偏っている状態を図
９に示す。
【００１０】このように、血流方向（ｖ）とカテーテル
５０の方向が一定でないと、超音波の入射角（α）も一
定とはならず、これに基づき算出された血流速度（ｖ）
は誤差を含むことになる。また、カテーテル５０が偏っ
た場合、血管内径も実際の内径（Ｄ）より小さな値（Ｄ
1 ）を測定してしまい、これより算出される断面積
（Ａ）も誤差を含んでしまう。従って、血流速度（ｖ）
と血管断面積（Ａ）の積として求めている血流量（Ｑ）
も誤差を含む。
５０の方向が一定でないと、超音波の入射角（α）も一
定とはならず、これに基づき算出された血流速度（ｖ）
は誤差を含むことになる。また、カテーテル５０が偏っ
た場合、血管内径も実際の内径（Ｄ）より小さな値（Ｄ
1 ）を測定してしまい、これより算出される断面積
（Ａ）も誤差を含んでしまう。従って、血流速度（ｖ）
と血管断面積（Ａ）の積として求めている血流量（Ｑ）
も誤差を含む。
【００１１】更に、現在得られている臨床データは熱希
釈法により得られたデータが大部分であり、ＤＯＰＣＯ
Ｍ／ＦＬＯＷＣＡＴＨ装置による臨床データはまだ少な
く、実際に手術の際に用いるには信頼性が十分ではな
い。
釈法により得られたデータが大部分であり、ＤＯＰＣＯ
Ｍ／ＦＬＯＷＣＡＴＨ装置による臨床データはまだ少な
く、実際に手術の際に用いるには信頼性が十分ではな
い。
【００１２】以上のように、ＤＯＰＣＯＭ／ＦＬＯＷＣ
ＡＴＨ装置による血流量測定において、 （イ）算出される血流速度、血管断面積が誤差を含み、
これより算出される血流量の精度は十分ではない。 （ロ）この装置における血流量測定の臨床データはまだ
少なく、手術中の心機能のモニタとして十分なデータの
蓄積量を得るには至っていない。 という問題がある。
ＡＴＨ装置による血流量測定において、 （イ）算出される血流速度、血管断面積が誤差を含み、
これより算出される血流量の精度は十分ではない。 （ロ）この装置における血流量測定の臨床データはまだ
少なく、手術中の心機能のモニタとして十分なデータの
蓄積量を得るには至っていない。 という問題がある。
【００１３】本発明は、前記問題点を解決するためにな
されたものであり、熱希釈法による血流量を基準として
連続的に血流量を測定できる血流量監視装置を供給する
ことを目的とする。
されたものであり、熱希釈法による血流量を基準として
連続的に血流量を測定できる血流量監視装置を供給する
ことを目的とする。
【００１４】
【課題を解決するための手段】本発明に係る装置は、所
定の時間間隔をもって熱希釈法により血流量を測定する
血流量測定部と、超音波ドプラ信号に基づき連続的に血
流量を測定する超音波ドプラ血流量測定部と、前記熱希
釈法により測定された血流量により前記ドプラ信号より
測定された血流量を較正しこの較正された基準血流量と
前記連続的に測定された超音波ドプラ信号に基づく血流
量とを比較することにより、連続的に熱希釈法により測
定したと等価の血流量を算出する血流量補正部とを有す
ることを特徴とする。
定の時間間隔をもって熱希釈法により血流量を測定する
血流量測定部と、超音波ドプラ信号に基づき連続的に血
流量を測定する超音波ドプラ血流量測定部と、前記熱希
釈法により測定された血流量により前記ドプラ信号より
測定された血流量を較正しこの較正された基準血流量と
前記連続的に測定された超音波ドプラ信号に基づく血流
量とを比較することにより、連続的に熱希釈法により測
定したと等価の血流量を算出する血流量補正部とを有す
ることを特徴とする。
【００１５】また、本発明に係る装置は、所定の時間間
隔をもって熱希釈法により血流量を測定する血流量測定
部と、超音波ドプラ信号に基づき連続的に血流速度を測
定する超音波ドプラ血流速度測定部と、前記熱希釈法に
より測定された血流量と前記超音波ドプラ信号より測定
された血流速度とからこれらの関係を示す係数を算出
し、この係数と前記超音波ドプラ信号により連続的に測
定された血流速度とから、連続的に血流量を算出する熱
希釈法により測定したと等価の血流量算出部とを有する
ことを特徴とする。
隔をもって熱希釈法により血流量を測定する血流量測定
部と、超音波ドプラ信号に基づき連続的に血流速度を測
定する超音波ドプラ血流速度測定部と、前記熱希釈法に
より測定された血流量と前記超音波ドプラ信号より測定
された血流速度とからこれらの関係を示す係数を算出
し、この係数と前記超音波ドプラ信号により連続的に測
定された血流速度とから、連続的に血流量を算出する熱
希釈法により測定したと等価の血流量算出部とを有する
ことを特徴とする。
【００１６】
【作用】超音波ドプラ信号に基づき算出された血流量を
熱希釈法により求められた血流量によって較正すること
により、熱希釈法を基準とした血流量の測定を連続的に
行う。これによって、手術中及び手術後の心機能の監視
を連続的に行うことが可能となる。
熱希釈法により求められた血流量によって較正すること
により、熱希釈法を基準とした血流量の測定を連続的に
行う。これによって、手術中及び手術後の心機能の監視
を連続的に行うことが可能となる。
【００１７】また、超音波ドプラ信号に基づき算出され
た血流速度と熱希釈法により求められた血流速度とを比
較し、これらの関係を示す係数を求める。そして、連続
的に血流速度を測定することにより、熱希釈法をによる
血流量の測定を連続的に行ったと同様の測定結果を得
る。これによって、手術中及び手術後の心機能の監視を
連続的に行うことが可能となる。
た血流速度と熱希釈法により求められた血流速度とを比
較し、これらの関係を示す係数を求める。そして、連続
的に血流速度を測定することにより、熱希釈法をによる
血流量の測定を連続的に行ったと同様の測定結果を得
る。これによって、手術中及び手術後の心機能の監視を
連続的に行うことが可能となる。
【００１８】
【実施例】以下、本発明の好適な実施例を図面を用いて
説明する。
説明する。
【００１９】図１は第１の実施例の全体構成を示す図で
ある。１は血管内に挿入するカテーテルである。装置本
体には前記カテーテル１から送出される信号を基に血流
量を算出する熱希釈法血流量測定部２、超音波ドプラ血
流量測定部３が備えられ、更にこれらの両血流量測定部
２，３により算出された血流量を比較し補正を行う血流
量補正部８、補正された血流量が所定値以下となった場
合警報を発するように警報器１１に指示する判定部１
０、血流量を表示する表示部９を備えている。前記超音
波ドプラ血流量測定部３は、血管断面積測定部４と血流
速度測定部５と超音波ドプラ血流量算出部６とを含んで
いる。心拍数検出部７は、患者に取り付けられた心電電
極により心拍を検知し、この心拍信号を血流速度測定部
５及び熱希釈法血流量測定部２に送出する。
ある。１は血管内に挿入するカテーテルである。装置本
体には前記カテーテル１から送出される信号を基に血流
量を算出する熱希釈法血流量測定部２、超音波ドプラ血
流量測定部３が備えられ、更にこれらの両血流量測定部
２，３により算出された血流量を比較し補正を行う血流
量補正部８、補正された血流量が所定値以下となった場
合警報を発するように警報器１１に指示する判定部１
０、血流量を表示する表示部９を備えている。前記超音
波ドプラ血流量測定部３は、血管断面積測定部４と血流
速度測定部５と超音波ドプラ血流量算出部６とを含んで
いる。心拍数検出部７は、患者に取り付けられた心電電
極により心拍を検知し、この心拍信号を血流速度測定部
５及び熱希釈法血流量測定部２に送出する。
【００２０】図２は、カテーテル１の先端部の詳細を示
した図である。２１，２２は血流速度を測定するための
超音波振動子であり、血流に対し各々異なった入射角を
有するようにカテーテル１上に配置されている。２３，
２４は血管内壁の間隔を測定するための超音波振動子で
あり、カテーテル１の軸に直交する方向で、かつ互いに
反対方向に超音波を送信するように配置されている。２
５は熱希釈法により血流量を測定するとき右心房内に冷
水を注入する注水孔であり、２６は肺動脈内の血液の温
度をサーミスタにより検出する温度検出部である。２７
はカテーテル１を血流に乗せて右心房を通り肺動脈まで
送るバルーンである。
した図である。２１，２２は血流速度を測定するための
超音波振動子であり、血流に対し各々異なった入射角を
有するようにカテーテル１上に配置されている。２３，
２４は血管内壁の間隔を測定するための超音波振動子で
あり、カテーテル１の軸に直交する方向で、かつ互いに
反対方向に超音波を送信するように配置されている。２
５は熱希釈法により血流量を測定するとき右心房内に冷
水を注入する注水孔であり、２６は肺動脈内の血液の温
度をサーミスタにより検出する温度検出部である。２７
はカテーテル１を血流に乗せて右心房を通り肺動脈まで
送るバルーンである。
【００２１】このバルーン２７はゴムなどの伸縮性のあ
る材料から成り、通常はカテーテル１と密着している
が、他端より管を通して液体（例えば生理食塩水）を注
入すると膨らみ図に示すようにカテーテル１先端の一部
にカテーテル１の径より太い部分を形成する。カテーテ
ル１の先端部を静脈内に挿入し、前述のようにバルーン
を膨らませると、カテーテル１が大静脈９２の血流に乗
って心臓に送られ右心房９３、右心室９４を通り肺動脈
９５まで達する。そして、バルーン内の液体を抜きカテ
ーテルの位置を固定する。カテーテルが所定の位置に達
した状態を図３に示す。
る材料から成り、通常はカテーテル１と密着している
が、他端より管を通して液体（例えば生理食塩水）を注
入すると膨らみ図に示すようにカテーテル１先端の一部
にカテーテル１の径より太い部分を形成する。カテーテ
ル１の先端部を静脈内に挿入し、前述のようにバルーン
を膨らませると、カテーテル１が大静脈９２の血流に乗
って心臓に送られ右心房９３、右心室９４を通り肺動脈
９５まで達する。そして、バルーン内の液体を抜きカテ
ーテルの位置を固定する。カテーテルが所定の位置に達
した状態を図３に示す。
【００２２】この状態で、前記超音波振動子２１，２
２，２３，２４と温度検出部２６は肺動脈９５内に位置
するようにカテーテル１に配置され、前記注水孔２５は
右心房９３内に位置するようにカテーテル１に配置され
ている。
２，２３，２４と温度検出部２６は肺動脈９５内に位置
するようにカテーテル１に配置され、前記注水孔２５は
右心房９３内に位置するようにカテーテル１に配置され
ている。
【００２３】熱希釈法による血流量の測定 カテーテル１に設けられた注水孔２５より右心房９３内
に所定量、所定温度の冷水を注入すると、右心房９３内
の血液の温度が低下する。この低い温度の血液は、心臓
の拍動に伴って右心室９４、肺動脈９５に送られる。心
拍出量が大きい場合、右心房９５内の温度の低い血液は
速やかに肺動脈９５へと送られ、肺動脈９５内の血液の
温度も低下するが、通常の温度に復帰するのも早い。こ
れとは逆に心拍出量が小さい場合は、一旦低下した血液
温度が通常の温度に復帰するのに時間がかかる。このよ
うな温度履歴を基に心拍出量、つまり血流量（Ｑn ）を
測定するのが熱希釈法である。
に所定量、所定温度の冷水を注入すると、右心房９３内
の血液の温度が低下する。この低い温度の血液は、心臓
の拍動に伴って右心室９４、肺動脈９５に送られる。心
拍出量が大きい場合、右心房９５内の温度の低い血液は
速やかに肺動脈９５へと送られ、肺動脈９５内の血液の
温度も低下するが、通常の温度に復帰するのも早い。こ
れとは逆に心拍出量が小さい場合は、一旦低下した血液
温度が通常の温度に復帰するのに時間がかかる。このよ
うな温度履歴を基に心拍出量、つまり血流量（Ｑn ）を
測定するのが熱希釈法である。
【００２４】超音波による血流量の測定 前述の２個の超音波振動子２１，２２より血流に対し超
音波を送信し、反射波を受信する。このときの血流方向
に対する各々の超音波の入射角（α，α＋θ）が異なる
ようにカテーテル上に配置されている。その詳細を図４
に示す。この各々の振動子により受信された反射波の受
信信号は血流速度測定部５に送られる。この反射波の周
波数はドプラ効果のため血流速度に応じて周波数が偏移
している。この両振動子より得られたドプラ偏移周波数
（Δｆ1 ，Δｆ2 ）と血流速度ｖとの関係は次式のよう
に表される。
音波を送信し、反射波を受信する。このときの血流方向
に対する各々の超音波の入射角（α，α＋θ）が異なる
ようにカテーテル上に配置されている。その詳細を図４
に示す。この各々の振動子により受信された反射波の受
信信号は血流速度測定部５に送られる。この反射波の周
波数はドプラ効果のため血流速度に応じて周波数が偏移
している。この両振動子より得られたドプラ偏移周波数
（Δｆ1 ，Δｆ2 ）と血流速度ｖとの関係は次式のよう
に表される。
【００２５】 Δｆ1 ＝ (2*ｆc )*v* cosα （１） Δｆ2 ＝ (2*ｆc )*v*cos(α +θ) （２） ｆc 送信超音波（参照波）の周波数 ｃ 生体内の音速 ｖ 血流速度 α 血流方向に対する送信超音波の入射角 θ ２つの超音波の送受信方向のなす角度 血流速度測定部５は両振動子より送られてきた受信信号
に基づき各々独立して前記ドプラ偏移周波数（Δｆ1 ，
Δｆ2 ）を算出する。
に基づき各々独立して前記ドプラ偏移周波数（Δｆ1 ，
Δｆ2 ）を算出する。
【００２６】前２式よりαを消去すると次式が得られ
る。
る。
【００２７】 ｖ＝｛ｃ/(2*ｆc *sinθ)} ＊{(Δｆ1 ) 2 −2*Δｆ1 *Δｆ2 *cosθ+(Δｆ2 ) 2 } 1/2 （３） この式に基づき血流速度測定部５は超音波入射角（α）
に影響されない血流速度（ｖ）を算出する。このように
２方向より超音波を送受信することにより、カテーテル
１が血管の屈曲部などの影響を受け血流の方向との方向
が平行でない場合においても血流速度（ｖ）が算出可能
となる。
に影響されない血流速度（ｖ）を算出する。このように
２方向より超音波を送受信することにより、カテーテル
１が血管の屈曲部などの影響を受け血流の方向との方向
が平行でない場合においても血流速度（ｖ）が算出可能
となる。
【００２８】このように、超音波の入射角によらず血流
速度の絶対値を測定するためには、少なくとも２方向か
らドプラ計測を行えばよく、図４（Ａ）に示した振動子
の配置で十分である。しかし、製造上の容易さと精度管
理の容易さとから、２個の振動子の配置方向は互いに直
交されれば更に望ましい。図４（Ｂ），（Ｃ）にこの場
合、つまりθ＝９０°の振動子の配置の例を示す。この
とき式（３）は次式のように簡略化される。
速度の絶対値を測定するためには、少なくとも２方向か
らドプラ計測を行えばよく、図４（Ａ）に示した振動子
の配置で十分である。しかし、製造上の容易さと精度管
理の容易さとから、２個の振動子の配置方向は互いに直
交されれば更に望ましい。図４（Ｂ），（Ｃ）にこの場
合、つまりθ＝９０°の振動子の配置の例を示す。この
とき式（３）は次式のように簡略化される。
【００２９】 ｖ＝｛ｃ/(2*ｆc )}＊{(Δｆ1 ) 2 +(Δｆ2 ) 2 } 1/2 （４） これらの振動子の配置では、振動子２１，２２の各々の
サンプル点を同一点とすることができないが、血管内の
血流速度を測定することを考えれば、サンプル点の深さ
は１cm程度であり、１mm四方の振動子を用いれば、この
場合各々のサンプル点の間隔は２cm以内に抑えることが
可能である。この程度であれば血流の方向はほぼ一定と
してよく、血流速度の算出に当たっての問題はない。
サンプル点を同一点とすることができないが、血管内の
血流速度を測定することを考えれば、サンプル点の深さ
は１cm程度であり、１mm四方の振動子を用いれば、この
場合各々のサンプル点の間隔は２cm以内に抑えることが
可能である。この程度であれば血流の方向はほぼ一定と
してよく、血流速度の算出に当たっての問題はない。
【００３０】更に、図４（Ｂ）に示す振動子の配置で
は、２個の振動子からの超音波が交差するので送受信は
２個の振動子で交互に行う必要があり、図４（Ｃ）に示
す振動子の配置では、図４（Ｂ）に比してサンプル点の
間隔が更に広がるが、振動子からの超音波が交差しない
ので送受信を同時に行っても何ら問題なく、従ってより
速い流速まで計測可能となる。
は、２個の振動子からの超音波が交差するので送受信は
２個の振動子で交互に行う必要があり、図４（Ｃ）に示
す振動子の配置では、図４（Ｂ）に比してサンプル点の
間隔が更に広がるが、振動子からの超音波が交差しない
ので送受信を同時に行っても何ら問題なく、従ってより
速い流速まで計測可能となる。
【００３１】超音波振動子２３，２４は、従来例と同様
に超音波を血管内壁に対し照射し、反射波を受波する。
血管断面積測定部４は超音波が送信されてから受信され
るまでの時間を基に血管内壁までの距離を算出し、血管
の断面積（Ａ）を算出する。以上、算出された血流速度
（ｖ）と血管断面積（Ａ）より、血流量（Ｑd ）の算出
を行う。
に超音波を血管内壁に対し照射し、反射波を受波する。
血管断面積測定部４は超音波が送信されてから受信され
るまでの時間を基に血管内壁までの距離を算出し、血管
の断面積（Ａ）を算出する。以上、算出された血流速度
（ｖ）と血管断面積（Ａ）より、血流量（Ｑd ）の算出
を行う。
【００３２】血流量の補正 以上２通りの方法によって血流量（Ｑn ，Ｑd ）を算出
することができるが、前述のように熱希釈法による血流
量の測定は連続的に行なうことができない。そこで、ま
ず熱希釈法と超音波ドプラによる血流量の測定を同時に
行い、血流量補正部８にて熱希釈法による血流量（Ｑn
）により超音波ドプラによる血流量（Ｑd ）を較正
し、この血流量を基準血流量（Ｑd0）とする。以後、超
音波ドプラによる血流量（Ｑd1）のみを計測し、次式に
基づき連続的に血流量が算出される。 Ｑ＝（Ｑd1／Ｑd ）・d0 （５） このようにして、肺動脈内の血流量すなわち心拍出量の
測定を行い、このようにして、熱希釈法により測定した
心拍出量と同等の測定を連続的に行うことができる。ま
た、熱希釈法による補正は、必要があれば所定の時間間
隔をもって行っても良い。
することができるが、前述のように熱希釈法による血流
量の測定は連続的に行なうことができない。そこで、ま
ず熱希釈法と超音波ドプラによる血流量の測定を同時に
行い、血流量補正部８にて熱希釈法による血流量（Ｑn
）により超音波ドプラによる血流量（Ｑd ）を較正
し、この血流量を基準血流量（Ｑd0）とする。以後、超
音波ドプラによる血流量（Ｑd1）のみを計測し、次式に
基づき連続的に血流量が算出される。 Ｑ＝（Ｑd1／Ｑd ）・d0 （５） このようにして、肺動脈内の血流量すなわち心拍出量の
測定を行い、このようにして、熱希釈法により測定した
心拍出量と同等の測定を連続的に行うことができる。ま
た、熱希釈法による補正は、必要があれば所定の時間間
隔をもって行っても良い。
【００３３】以上のように、算出された心拍出量を表示
部９に表示し、手術中及び手術後もリアルタイムで監視
することが可能となる。また、患者の容体が変化し心拍
出量が低下した場合これを直ちに手術者に報知するため
に、判定部１０ではに心拍出量が所定の値より下がった
とき、警報器１１に警報を発するように指示する。
部９に表示し、手術中及び手術後もリアルタイムで監視
することが可能となる。また、患者の容体が変化し心拍
出量が低下した場合これを直ちに手術者に報知するため
に、判定部１０ではに心拍出量が所定の値より下がった
とき、警報器１１に警報を発するように指示する。
【００３４】図５，６に本発明に係る血流量監視装置の
第２の実施例を示す。図５は第２実施例の全体の構成を
示す図であり、第１実施例との相違は血管断面積測定部
４及び超音波ドプラ血流量算出部６がなくなり、血流量
補正部８が血流量算出部１２となっている点である。ま
た、図６はカテーテルの先端部を示しており、第１実施
例のカテーテルとの相違は血管内径測定用の超音波振動
子２３，２４が備えられていないことである。その他の
構成は、第１実施例の構成と同じであり、これらには第
１実施例と同じ符号を付し説明は省略する。
第２の実施例を示す。図５は第２実施例の全体の構成を
示す図であり、第１実施例との相違は血管断面積測定部
４及び超音波ドプラ血流量算出部６がなくなり、血流量
補正部８が血流量算出部１２となっている点である。ま
た、図６はカテーテルの先端部を示しており、第１実施
例のカテーテルとの相違は血管内径測定用の超音波振動
子２３，２４が備えられていないことである。その他の
構成は、第１実施例の構成と同じであり、これらには第
１実施例と同じ符号を付し説明は省略する。
【００３５】本実施例が第１実施例と相違する点は、超
音波ドプラ信号から血流量を算出せず、血流速度を直接
熱希釈法による血流量と比較する点である。
音波ドプラ信号から血流量を算出せず、血流速度を直接
熱希釈法による血流量と比較する点である。
【００３６】血流量算出部１２は、熱希釈法により算出
された血流量（Ｑn ）とこれと同時に計測された血流速
度測定部５により算出された血流速度（ｖ）とから式
（６）に基づき流量係数（ｋ）を求め、その後は血流速
度（ｖ）と流量係数（ｋ）より連続的に血流量（Ｑ）を
式（７）に従い算出する。
された血流量（Ｑn ）とこれと同時に計測された血流速
度測定部５により算出された血流速度（ｖ）とから式
（６）に基づき流量係数（ｋ）を求め、その後は血流速
度（ｖ）と流量係数（ｋ）より連続的に血流量（Ｑ）を
式（７）に従い算出する。
【００３７】 ｋ＝Ｑn ／ｖ （６） Ｑ＝ｋ×ｖ （７）
【００３８】
【発明の効果】以上のように、本発明によれば、心拍出
量を持続的に測定することができ、連続的に心機能を監
視することが可能となる。これにより、患者の容体の急
変を即座に検知することができ、速やかにこれに対応す
ることが可能となる。また、熱希釈法による測定のため
に血管内に冷水を注入し、血液濃度を薄めてしまうこと
を最小限に抑えることができる。
量を持続的に測定することができ、連続的に心機能を監
視することが可能となる。これにより、患者の容体の急
変を即座に検知することができ、速やかにこれに対応す
ることが可能となる。また、熱希釈法による測定のため
に血管内に冷水を注入し、血液濃度を薄めてしまうこと
を最小限に抑えることができる。
【図１】本発明に係る血流量監視装置の第１実施例の構
成図である。
成図である。
【図２】第１実施例のカテーテル先端部の詳細図であ
る。
る。
【図３】肺動脈にカテーテル先端が達した状態を示す図
である。
である。
【図４】超音波振動子の配置例を示した図である。
【図５】本発明に係る血流量監視装置の第２実施例の構
成図である。
成図である。
【図６】第２実施例のカテーテル先端部の詳細図であ
る。
る。
【図７】従来の血流量測定装置の説明図である。
【図８】従来の血流量測定装置の説明図である。
【図９】従来の血流量測定装置の説明図である。
１ カテーテル ２ 熱希釈法血流量測定部 ３ 超音波ドプラ血流量測定部 ８ 血流量補正部 ９ 表示部 １０ 判定部 １１ 警報器 １２ 血流量算出部 ２１，２２ 血流速度測定用超音波振動子 ２３，２４ 血管内壁間隔測定用超音波振動子
Claims (2)
- 【請求項１】所定の時間間隔をもって熱希釈法により血
流量を測定する血流量測定部と、 超音波ドプラ信号に基づき連続的に血流量を測定する超
音波ドプラ血流量測定部と、 前記熱希釈法により測定された血流量により前記ドプラ
信号より測定された血流量を較正し、この較正された基
準血流量と前記連続的に測定された超音波ドプラ信号に
基づく血流量とを比較することにより、連続的に熱希釈
法により測定したと等価の血流量を算出する血流量補正
部と、を有する血流量監視装置。 - 【請求項２】所定の時間間隔をもって熱希釈法により血
流量を測定する血流量測定部と、 超音波ドプラ信号に基づき連続的に血流速度を測定する
超音波ドプラ血流速度測定部と、 前記熱希釈法により測定された血流量と前記超音波ドプ
ラ信号より測定された血流速度とから、これらの関係を
示す係数を算出し、この係数と前記超音波ドプラ信号に
より連続的に測定された血流速度とから、連続的に熱希
釈法により測定したと等価の血流量を算出する血流量算
出部と、を有する血流量監視装置。
Priority Applications (6)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP30196391A JPH0716490B2 (ja) | 1991-11-18 | 1991-11-18 | 超音波ドプラ血流量監視装置 |
| US07/964,549 US5339816A (en) | 1991-10-23 | 1992-10-21 | Ultrasonic doppler blood flow monitoring system |
| EP92118201A EP0538885B1 (en) | 1991-10-23 | 1992-10-23 | Ultrasonic Doppler blood flow monitoring system |
| DE69229802T DE69229802T2 (de) | 1991-10-23 | 1992-10-23 | Ultraschall-Doppler-Anordnung zur Überwachung der Blutströmung |
| EP95107631A EP0670146B1 (en) | 1991-10-23 | 1992-10-23 | Ultrasonic doppler blood flow monitoring system |
| DE69228974T DE69228974T2 (de) | 1991-10-23 | 1992-10-23 | Ultraschall-Doppler-Anordnung zur Messung der Blutströmung |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP30196391A JPH0716490B2 (ja) | 1991-11-18 | 1991-11-18 | 超音波ドプラ血流量監視装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05137725A JPH05137725A (ja) | 1993-06-01 |
| JPH0716490B2 true JPH0716490B2 (ja) | 1995-03-01 |
Family
ID=17903235
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP30196391A Expired - Lifetime JPH0716490B2 (ja) | 1991-10-23 | 1991-11-18 | 超音波ドプラ血流量監視装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0716490B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2013153664A1 (ja) | 2012-04-13 | 2013-10-17 | パイオニア株式会社 | 流体評価装置及び方法 |
Families Citing this family (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| BR112015003896A2 (pt) | 2012-08-31 | 2017-07-04 | Sanofi Aventis Deutschland | dispositivo de administração de fármaco |
| EP3256043B1 (en) * | 2015-02-12 | 2020-03-18 | Foundry Innovation & Research 1, Ltd. | Implantable devices for heart failure monitoring |
| JP6291557B2 (ja) * | 2016-10-26 | 2018-03-14 | パイオニア株式会社 | 流体評価装置及び方法 |
| JP2018105879A (ja) * | 2018-02-09 | 2018-07-05 | パイオニア株式会社 | 流体評価装置及び方法 |
| JP2019168465A (ja) * | 2019-05-28 | 2019-10-03 | パイオニア株式会社 | 流体評価装置及び方法 |
| JP2021067696A (ja) * | 2020-12-28 | 2021-04-30 | パイオニア株式会社 | 流体評価装置及び方法 |
-
1991
- 1991-11-18 JP JP30196391A patent/JPH0716490B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2013153664A1 (ja) | 2012-04-13 | 2013-10-17 | パイオニア株式会社 | 流体評価装置及び方法 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH05137725A (ja) | 1993-06-01 |
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