JPH07313475A - 流速センサプローブ - Google Patents
流速センサプローブInfo
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- JPH07313475A JPH07313475A JP6116164A JP11616494A JPH07313475A JP H07313475 A JPH07313475 A JP H07313475A JP 6116164 A JP6116164 A JP 6116164A JP 11616494 A JP11616494 A JP 11616494A JP H07313475 A JPH07313475 A JP H07313475A
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- JP
- Japan
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- thermistor
- flow velocity
- cft
- substrate
- velocity sensor
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】電流の通電により自己加熱するサーミスタの血
流による熱喪失量を連続測定することによって心拍出量
を連続的にモニタする装置において流速測定の感度を向
上させたプローブを提供する。 【構成】側孔２９を有するカテーテルチューブ１と、前
記側孔２９を塞ぐように内側に配置された基板４０とを
備え、前記基板の内側に発熱手段２及び温度検出手段２
が装着されてなることを特徴とする流速センサプローブ
である。
流による熱喪失量を連続測定することによって心拍出量
を連続的にモニタする装置において流速測定の感度を向
上させたプローブを提供する。 【構成】側孔２９を有するカテーテルチューブ１と、前
記側孔２９を塞ぐように内側に配置された基板４０とを
備え、前記基板の内側に発熱手段２及び温度検出手段２
が装着されてなることを特徴とする流速センサプローブ
である。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、血流速などの測定に用
いる流速センサプローブに関する。
いる流速センサプローブに関する。
【０００２】
【従来の技術】重症循環不全患者の管理に必須である心
拍出量測定には、超音波法、色素希釈法、ラジオアイソ
トープ法などがあるが、方法の簡便さ及び正確さよりも
っぱら肺動脈にカテーテルを留置する右心カテーテル法
に基づいた熱希釈法が広く用いられている。
拍出量測定には、超音波法、色素希釈法、ラジオアイソ
トープ法などがあるが、方法の簡便さ及び正確さよりも
っぱら肺動脈にカテーテルを留置する右心カテーテル法
に基づいた熱希釈法が広く用いられている。
【０００３】しかし熱希釈法で得られる情報は不連続で
あり、また心拍出量測定に際しその都度注入液を注入す
るための操作を行わなければならず、手技の煩雑さと、
反復した冷生食水の注入に伴う感染、体温低下、心負荷
増加などの問題から、心拍出量の把握が必要な重症患者
ほど測定回数が限られてしまう。
あり、また心拍出量測定に際しその都度注入液を注入す
るための操作を行わなければならず、手技の煩雑さと、
反復した冷生食水の注入に伴う感染、体温低下、心負荷
増加などの問題から、心拍出量の把握が必要な重症患者
ほど測定回数が限られてしまう。
【０００４】心拍出量を連続的に精度よく測定する方法
として、連続心拍出量モニタリングシステム（Continuo
us Cardiac Output Monitoring System,CCOM)がある
（特開平０３−１２８０３９、特開平０３−１３１２２
７）。これは、カテーテルプローブ部とモニタ装着部と
から構成される連続心拍出量モニタリングシステムであ
り、電流の通電により自己加熱するサーミスタ（ＣＦＴ
と記す）の血流による熱喪失量を連続測定することによ
って、間欠的な冷生食水負荷なしに心拍出量を連続的に
モニタすることを実現している。
として、連続心拍出量モニタリングシステム（Continuo
us Cardiac Output Monitoring System,CCOM)がある
（特開平０３−１２８０３９、特開平０３−１３１２２
７）。これは、カテーテルプローブ部とモニタ装着部と
から構成される連続心拍出量モニタリングシステムであ
り、電流の通電により自己加熱するサーミスタ（ＣＦＴ
と記す）の血流による熱喪失量を連続測定することによ
って、間欠的な冷生食水負荷なしに心拍出量を連続的に
モニタすることを実現している。
【０００５】図７は、従来の流速センサプローブにおけ
る、ＣＦＴサーミスタ装着部の構造を示す。
る、ＣＦＴサーミスタ装着部の構造を示す。
【０００６】図７では、ＣＦＴサーミスタ２は耐水性を
確保するため耐水性エポキシ樹脂３４でディッピングさ
れ、ポリイミド製のカプトンチューブ３１に挿入されて
いる。カプトンチューブに挿入されたＣＦＴサーミスタ
２は、カテーテルチューブ１の側孔２９に装着され、さ
らにカテーテルチューブ１に固定するために固定用エポ
キシ接着剤３６でポッティングされている。
確保するため耐水性エポキシ樹脂３４でディッピングさ
れ、ポリイミド製のカプトンチューブ３１に挿入されて
いる。カプトンチューブに挿入されたＣＦＴサーミスタ
２は、カテーテルチューブ１の側孔２９に装着され、さ
らにカテーテルチューブ１に固定するために固定用エポ
キシ接着剤３６でポッティングされている。
【０００７】しかしながら、図７で示した構造の流速セ
ンサでは、血流に対するＣＦＴサーミスタの温度変化が
小さく、心拍出量を測定するために必要な感度を満足し
ていないという欠点がある。即ち、流速センサプローブ
のＣＦＴサーミスタ装着部において、ＣＦＴサーミスタ
と外界（血液）との間にある何層もの熱伝達の悪い樹脂
が、ＣＦＴサーミスタの発熱した熱量を効率よく外界に
伝えることを阻む構造をなしており、血流による冷却が
十分に行われないという欠点がある。
ンサでは、血流に対するＣＦＴサーミスタの温度変化が
小さく、心拍出量を測定するために必要な感度を満足し
ていないという欠点がある。即ち、流速センサプローブ
のＣＦＴサーミスタ装着部において、ＣＦＴサーミスタ
と外界（血液）との間にある何層もの熱伝達の悪い樹脂
が、ＣＦＴサーミスタの発熱した熱量を効率よく外界に
伝えることを阻む構造をなしており、血流による冷却が
十分に行われないという欠点がある。
【０００８】また、一定の間隔で固定するための製作工
程が複雑で難しいために、ＣＦＴサーミスタ２の流速セ
ンサとして均一の特性で製作することが難しいという欠
点がある。
程が複雑で難しいために、ＣＦＴサーミスタ２の流速セ
ンサとして均一の特性で製作することが難しいという欠
点がある。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】本発明は、上記問題点
を解決し、ＣＦＴサーミスタが発熱する熱量を効率良く
外界に伝え、流速測定の感度を上げ、さらに製作工程を
簡略化し個々の特性を均一にできる流速センサプローブ
を提供することを目的とする。
を解決し、ＣＦＴサーミスタが発熱する熱量を効率良く
外界に伝え、流速測定の感度を上げ、さらに製作工程を
簡略化し個々の特性を均一にできる流速センサプローブ
を提供することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】本発明は、即ち、側孔を
有するカテーテルチューブと、前記側孔を塞ぐように内
側に配置された基板とを備え、前記基板の内側に発熱手
段及び温度検出手段が装着されてなることを特徴とす
る。
有するカテーテルチューブと、前記側孔を塞ぐように内
側に配置された基板とを備え、前記基板の内側に発熱手
段及び温度検出手段が装着されてなることを特徴とす
る。
【００１１】また、基板は、電気回路基板として作用し
ている。
ている。
【００１２】本発明において基板とは、電気絶縁層を有
し、回路パターンを有しているもののことを指し、回路
パターンは銅パターンであることが好ましい。
し、回路パターンを有しているもののことを指し、回路
パターンは銅パターンであることが好ましい。
【００１３】更に、基板は流体に接触する側が放熱性が
高いことが好ましく、前記流体に接触する側の表面は、
生体適合性の良い金属層を設けることが好ましい。金属
層としては金が最も好ましい。
高いことが好ましく、前記流体に接触する側の表面は、
生体適合性の良い金属層を設けることが好ましい。金属
層としては金が最も好ましい。
【００１４】また、更に発熱手段と温度検出手段とは単
一の抵抗体で構成されていても良い。
一の抵抗体で構成されていても良い。
【００１５】また、基板への発熱手段及び温度検出手段
の装着を半田付けで行っても良い。
の装着を半田付けで行っても良い。
【００１６】
【作用】発熱手段が発熱した熱を基板を通して血流に伝
え、発熱量と血流によって奪われる熱量の平衡温度を温
度検出手段で検出する。この平衡温度は血流の流速に依
存して変化するので、この値によって、血液の流速が測
定され、得られた流速から心拍出量が算出される。
え、発熱量と血流によって奪われる熱量の平衡温度を温
度検出手段で検出する。この平衡温度は血流の流速に依
存して変化するので、この値によって、血液の流速が測
定され、得られた流速から心拍出量が算出される。
【００１７】また、発熱手段と温度検出手段とを基板に
直接装着することにより、基板の絶縁層の厚さが一定と
なり、流速センサの製作工程が簡略化され、均一な性能
が確保されるばかりでなく、放熱性の高い金属層を設け
ることにより、ＣＦＴサーミスタの温度の伝達率が大き
くなり、流速測定の感度が向上する。
直接装着することにより、基板の絶縁層の厚さが一定と
なり、流速センサの製作工程が簡略化され、均一な性能
が確保されるばかりでなく、放熱性の高い金属層を設け
ることにより、ＣＦＴサーミスタの温度の伝達率が大き
くなり、流速測定の感度が向上する。
【００１８】更に流体に接触する側に生体適合性の高い
金属層を設けているので、人体に対しても安全性が高
い。
金属層を設けているので、人体に対しても安全性が高
い。
【００１９】また、更に、発熱手段と温度検出手段とを
一体の抵抗体で構成することにより、基板に対して半田
付けのみで固定することができ、製作工程が簡略化さ
れ、微細化が可能になる。
一体の抵抗体で構成することにより、基板に対して半田
付けのみで固定することができ、製作工程が簡略化さ
れ、微細化が可能になる。
【００２０】
【実施例】本発明の実施例を説明するに先立ち、心拍出
量の算出方法について詳述する。
量の算出方法について詳述する。
【００２１】心拍出量（Cardiac Output;CO）とは、単
位時間に心臓から駆出される血液量であって、通常１分
間あたりの値で表現される。通常、心臓または大血管に
短絡がないとすれば、右心の駆出量と左心の駆出量は等
しく、心拍出量ＣＯ(リットル／分［L/min]）は、肺動
脈での血流速ｖ［cm/sec]と肺動脈断面積ｓ[cm2]から次
式でも求められる。
位時間に心臓から駆出される血液量であって、通常１分
間あたりの値で表現される。通常、心臓または大血管に
短絡がないとすれば、右心の駆出量と左心の駆出量は等
しく、心拍出量ＣＯ(リットル／分［L/min]）は、肺動
脈での血流速ｖ［cm/sec]と肺動脈断面積ｓ[cm2]から次
式でも求められる。
【００２２】 ＣＯ＝０．０６・ｓ・ｖ （１） ここで、連続心拍出量測定の原理について説明する。
【００２３】サーミスタは、温度変化に依存してその抵
抗値が変化する性質を利用して、通常温度センサとして
用いられている。
抗値が変化する性質を利用して、通常温度センサとして
用いられている。
【００２４】しかしそのサーミスタも抵抗体であるの
で、電流を多めに流せばサーミスタ自体が発熱する。従
って血流中にこのようなサーミスタをおけば、サーミス
タの温度は、電流による発熱量と血流によって奪われる
熱量とが平衡する温度になる。この平衡温度Ｔｔは流速
に依存して変化するので、サーミスタは流速センサとし
て利用できる。
で、電流を多めに流せばサーミスタ自体が発熱する。従
って血流中にこのようなサーミスタをおけば、サーミス
タの温度は、電流による発熱量と血流によって奪われる
熱量とが平衡する温度になる。この平衡温度Ｔｔは流速
に依存して変化するので、サーミスタは流速センサとし
て利用できる。
【００２５】平衡温度Ｔｔ[℃]と血流速ｖ[cm/sec]との
関係は実験的に次式のように表すことができる。
関係は実験的に次式のように表すことができる。
【００２６】 ｌｏｇＴｔ＝Ａ・ｌｏｇｖ＋Ｂ （２） ここでＡ，Ｂは、流体及びサーミスタ等の特性に依存し
た定数である。
た定数である。
【００２７】ところで、連続的に心拍出量ＣＯを測定す
るためには、平衡温度ＴｔとＣＯとの関係式を得る必要
があるので、（１）及び（２）式から血流速ｖを消去す
ると、次式を得る。
るためには、平衡温度ＴｔとＣＯとの関係式を得る必要
があるので、（１）及び（２）式から血流速ｖを消去す
ると、次式を得る。
【００２８】 ｌｏｇＴｔ＝Ａ・ｌｏｇＣＯ＋Ｂ−ｌｏｇ［０．０６・ｓ］ （３） しかしながら（３）式には肺動脈断面積ｓという未知の
パラメータが含まれており、このままでは心拍出量の測
定には用いることができない。そこで心拍出量と平衡温
度とを少なくとも１回測定し、その測定値をそれぞれＣ
ＯCALとＴｔCALとして（３）式に代入すると、 ｌｏｇＴCAL＝Ａ・ｌｏｇＣＯCAL＋Ｂ−ｌｏｇ［０．０６・ｓ］ （４） となる。これら（３）式、及び（４）式から肺動脈断面
積ｓを消去すると、 ｌｏｇ［Ｔｔ／ＴｔCAL］＝Ａ・ｌｏｇ［ＣＯ／ＣＯCAL］ （５） が得られる。
パラメータが含まれており、このままでは心拍出量の測
定には用いることができない。そこで心拍出量と平衡温
度とを少なくとも１回測定し、その測定値をそれぞれＣ
ＯCALとＴｔCALとして（３）式に代入すると、 ｌｏｇＴCAL＝Ａ・ｌｏｇＣＯCAL＋Ｂ−ｌｏｇ［０．０６・ｓ］ （４） となる。これら（３）式、及び（４）式から肺動脈断面
積ｓを消去すると、 ｌｏｇ［Ｔｔ／ＴｔCAL］＝Ａ・ｌｏｇ［ＣＯ／ＣＯCAL］ （５） が得られる。
【００２９】従って、心拍出量ＣＯは平衡温度Ｔｔの関
数として、 ＣＯ＝ＣＯCAL・［Ｔｔ／ＴｔCAL］1/A （６） のように表すことができ、自己加熱型サーミスタを用い
た連続心拍出量測定が可能となる。
数として、 ＣＯ＝ＣＯCAL・［Ｔｔ／ＴｔCAL］1/A （６） のように表すことができ、自己加熱型サーミスタを用い
た連続心拍出量測定が可能となる。
【００３０】次に、ＣＣＯＭシステムによる心拍出量の
算出方法について記す。
算出方法について記す。
【００３１】ＣＣＯＭシステムおいては、上述の較正を
熱希釈法により行い、カテーテルプローブには２個のサ
ーミスタを取り付ける。尚、それらのサーミスタの内、
自己加熱し平衡温度を計測するサーミスタをＣＦＴサー
ミスタと、熱希釈法で用いる血液温度を測定するサーミ
スタをＰＡＴサーミスタと以下記すことにする。
熱希釈法により行い、カテーテルプローブには２個のサ
ーミスタを取り付ける。尚、それらのサーミスタの内、
自己加熱し平衡温度を計測するサーミスタをＣＦＴサー
ミスタと、熱希釈法で用いる血液温度を測定するサーミ
スタをＰＡＴサーミスタと以下記すことにする。
【００３２】ＣＦＴサーミスタ温度ＴｔRは血流速変化
に依存しているが、血液温度ＴBの変化にも依存してい
る。従って、較正時からの血液温度変化に伴うＴｔRの
補正を以下の式によって行う。
に依存しているが、血液温度ＴBの変化にも依存してい
る。従って、較正時からの血液温度変化に伴うＴｔRの
補正を以下の式によって行う。
【００３３】 Ｔｔ＝ＴｔR−Ｋ・（ＴB−ＴBCAL） （７） ここで、 ＴｔR ： 計測時のＣＦＴサーミスタ温度 Ｋ ： 血液温度補正係数 ＴB ： 血液温度 ＴBCAL： 較正時の血液温度 （６）式に（７）式の温度補正を行うと次式が得られ
る。
る。
【００３４】 ＣＯ＝ＣＯCAL・｛［ＴｔR−Ｋ・（ＴB−ＴBCAL）］／ＴｔCAL｝1/A （８） 上述のように、心拍出量ＣＯは連続的に計測されるＣＦ
Ｔサーミスタ温度ＴｔRと血液温度ＴBとから（８）式で
算出されるが、心拍出量の全範囲（０〜１４L/min)を、
（８）式中の定数Ａの値を単一値として算出すると精度
が低下するので、以下に記すように、心拍出量の測定範
囲を二分割する。即ち、心拍出量が高流領域のＡの値を
AH，低流領域のＡの値をALと場合分けをした演算式を用
いて心拍出量を算出する。尚、定数Ａは流速に対する温
度の指標であり、以降これを「Ａ値」と記す。
Ｔサーミスタ温度ＴｔRと血液温度ＴBとから（８）式で
算出されるが、心拍出量の全範囲（０〜１４L/min)を、
（８）式中の定数Ａの値を単一値として算出すると精度
が低下するので、以下に記すように、心拍出量の測定範
囲を二分割する。即ち、心拍出量が高流領域のＡの値を
AH，低流領域のＡの値をALと場合分けをした演算式を用
いて心拍出量を算出する。尚、定数Ａは流速に対する温
度の指標であり、以降これを「Ａ値」と記す。
【００３５】（Ｉ）心拍出量の較正値ＣＯCALが２．７
５L/minより大きい場合の演算処理 最初に、熱希釈法にて心拍出量の較正を行う。続いて、
較正値ＣＯCALとＴｔCALから２．７５L/minのときのＣ
ＦＴサーミスタ温度Ｔｔ2・75を演算する。即ち、（６）
式からＴｔを求める式に変換し、Ａ値をAHとしてＣＯ＝
２．７５L/minを代入すると、 Ｔｔ2・75＝ＴｔCAL・（２．７５／ＣＯCAL）AH （９） となる。
５L/minより大きい場合の演算処理 最初に、熱希釈法にて心拍出量の較正を行う。続いて、
較正値ＣＯCALとＴｔCALから２．７５L/minのときのＣ
ＦＴサーミスタ温度Ｔｔ2・75を演算する。即ち、（６）
式からＴｔを求める式に変換し、Ａ値をAHとしてＣＯ＝
２．７５L/minを代入すると、 Ｔｔ2・75＝ＴｔCAL・（２．７５／ＣＯCAL）AH （９） となる。
【００３６】そして、計測時には、以下の場合分けをし
た演算式に従い心拍出量を求める。
た演算式に従い心拍出量を求める。
【００３７】ＴｔR−Ｋ・（ＴB−ＴBCAL）＞Ｔｔ2・75
のとき ＣＯ＝２．７５・{［ＴｔR−Ｋ・（ＴB−ＴBCAL）］／Ｔｔ2・75}1/AL （１０） ＴｔR−Ｋ・（ＴB−ＴBCAL）≦Ｔｔ2・75のとき ＣＯ＝ＣＯCAL・{［ＴｔR−Ｋ・（ＴB−ＴBCAL）］／ＴｔCAL}1/AH （１１） （ＩＩ）心拍出量の較正値ＣＯCALが２．７５L/minより
小さい場合の演算処理 （Ｉ）の場合と同様に、較正値ＣＯCALとＴｔCALから
２．７５L/minのときのＣＦＴサーミスタ温度Ｔｔ2・75
を演算する。即ち、Ａ値をALとし、（６）式から、 Ｔｔ2・75＝ＴｔCAL・（２．７５／ＣＯCAL）AL （１２） を得る。
のとき ＣＯ＝２．７５・{［ＴｔR−Ｋ・（ＴB−ＴBCAL）］／Ｔｔ2・75}1/AL （１０） ＴｔR−Ｋ・（ＴB−ＴBCAL）≦Ｔｔ2・75のとき ＣＯ＝ＣＯCAL・{［ＴｔR−Ｋ・（ＴB−ＴBCAL）］／ＴｔCAL}1/AH （１１） （ＩＩ）心拍出量の較正値ＣＯCALが２．７５L/minより
小さい場合の演算処理 （Ｉ）の場合と同様に、較正値ＣＯCALとＴｔCALから
２．７５L/minのときのＣＦＴサーミスタ温度Ｔｔ2・75
を演算する。即ち、Ａ値をALとし、（６）式から、 Ｔｔ2・75＝ＴｔCAL・（２．７５／ＣＯCAL）AL （１２） を得る。
【００３８】計測時には、以下の場合分けをした演算式
に従い心拍出量を求める。
に従い心拍出量を求める。
【００３９】ＴｔR−Ｋ・（ＴB−ＴBCAL）＞Ｔｔ2・75
のとき ＣＯ＝ＣＯCAL・{［ＴｔR−Ｋ・（ＴB−ＴBCAL）］／ＴｔCAL}1/AL （１３） ＴｔR−Ｋ・（ＴB−ＴBCAL）≦Ｔｔ2・75のとき ＣＯ＝２．７５・{［ＴｔR−Ｋ・（ＴB−ＴBCAL）］／Ｔｔ2・75}1/AH （１４） 以下、添付図面を参照して本発明に係わる好適な一実施
例を詳細に説明する。図６は、本発明の流速センサプロ
ーブの全体斜視図を示しており、カテーテルチューブ１
にマニホールド６を介してバルーン膨張ライン９、圧力
測定ライン１０、注入液注入ライン１１、及びサーミス
タ連結ライン１２が接続されている。
のとき ＣＯ＝ＣＯCAL・{［ＴｔR−Ｋ・（ＴB−ＴBCAL）］／ＴｔCAL}1/AL （１３） ＴｔR−Ｋ・（ＴB−ＴBCAL）≦Ｔｔ2・75のとき ＣＯ＝２．７５・{［ＴｔR−Ｋ・（ＴB−ＴBCAL）］／Ｔｔ2・75}1/AH （１４） 以下、添付図面を参照して本発明に係わる好適な一実施
例を詳細に説明する。図６は、本発明の流速センサプロ
ーブの全体斜視図を示しており、カテーテルチューブ１
にマニホールド６を介してバルーン膨張ライン９、圧力
測定ライン１０、注入液注入ライン１１、及びサーミス
タ連結ライン１２が接続されている。
【００４０】カテーテルチューブ１は先端部に圧力測定
孔４、ＣＦＴサーミスタ２、そしてＰＡＴサーミスタ３
を配する構造となっている。、また、ＣＦＴサーミスタ
２、及びＰＡＴサーミスタ３はそれぞれＣＦＴコネクタ
７、及びＰＡＴコネクタ８と電気的に接続されている。
孔４、ＣＦＴサーミスタ２、そしてＰＡＴサーミスタ３
を配する構造となっている。、また、ＣＦＴサーミスタ
２、及びＰＡＴサーミスタ３はそれぞれＣＦＴコネクタ
７、及びＰＡＴコネクタ８と電気的に接続されている。
【００４１】図１は、本発明に係わる一実施例である流
速センサプローブを示し、図１（ａ）は側面図、図１
（ｂ）は平面図、図１（ｃ）は図１（ａ）の基板４０の
拡大図をそれぞれ示す。基板４０は電気回路基板として
も作用する。図２は、ＣＦＴサーミスタのカテーテル側
孔装着部の構造を示す。
速センサプローブを示し、図１（ａ）は側面図、図１
（ｂ）は平面図、図１（ｃ）は図１（ａ）の基板４０の
拡大図をそれぞれ示す。基板４０は電気回路基板として
も作用する。図２は、ＣＦＴサーミスタのカテーテル側
孔装着部の構造を示す。
【００４２】図１に示したように本発明の流速センサで
は、基板へのサーミスタの固定は半田付けである。即
ち、基板４０の銅パターン４１にＣＦＴサーミスタチッ
プ２が半田で固定され、サーミスタ上部と銅パターン４
１のリード部にリード線３２がそれぞれ半田付けされて
いる。そして基板４０に固定されたＣＦＴサーミスタ２
は耐水性の確保のため、耐水性エポキシ樹脂３４でポッ
ティングされている。また耐水性エポキシ樹脂３４とし
ては、熱伝導性に優れたものを選択し使用している。
は、基板へのサーミスタの固定は半田付けである。即
ち、基板４０の銅パターン４１にＣＦＴサーミスタチッ
プ２が半田で固定され、サーミスタ上部と銅パターン４
１のリード部にリード線３２がそれぞれ半田付けされて
いる。そして基板４０に固定されたＣＦＴサーミスタ２
は耐水性の確保のため、耐水性エポキシ樹脂３４でポッ
ティングされている。また耐水性エポキシ樹脂３４とし
ては、熱伝導性に優れたものを選択し使用している。
【００４３】この基板の構造は図１に示す如く、絶縁層
としてガラスエポキシ４２を使用し、放熱性を向上させ
る目的で、血流と接する側に銅箔４３が圧着され、さら
に血液適合性を考慮し、銅表面に金４４がメッキ、蒸
着、スパッタリング等により固着されている。尚、ガラ
スエポキシの代わりにポリイミド、ポリエステル、エポ
キシ、アラミドなどを使用してもよく、銅箔の代わりに
他の金属層を用いたり、直接金を圧着する構造も可能で
ある。ここで銅箔を使用するのは、コスト的にすべてを
金で作るよりも安価に製造することが可能であるからで
ある。
としてガラスエポキシ４２を使用し、放熱性を向上させ
る目的で、血流と接する側に銅箔４３が圧着され、さら
に血液適合性を考慮し、銅表面に金４４がメッキ、蒸
着、スパッタリング等により固着されている。尚、ガラ
スエポキシの代わりにポリイミド、ポリエステル、エポ
キシ、アラミドなどを使用してもよく、銅箔の代わりに
他の金属層を用いたり、直接金を圧着する構造も可能で
ある。ここで銅箔を使用するのは、コスト的にすべてを
金で作るよりも安価に製造することが可能であるからで
ある。
【００４４】これらの層は薄いほど感度等が良くなる
が、強度上及び構造上の理由から以下の厚さが好まし
い。銅パターンの厚さは１０〜３０μｍの範囲が好まし
く、特に好ましくは１０〜２０μｍであり、絶縁層ガラ
スエポキシ層の厚さは１０〜１００μｍが好ましく、特
に好ましくは５０〜８０μｍである。銅の層は１０〜１
００μｍが好ましく、特に好ましくは５０〜８０μｍで
ある。金の層は１〜１０μｍが好ましく、特に好ましく
は１〜２μｍである。またガラスエポキシの絶縁抵抗は
１×１０10〜１×１０15Ωであり、好ましくは１×１０
12〜１×１０15Ωである。
が、強度上及び構造上の理由から以下の厚さが好まし
い。銅パターンの厚さは１０〜３０μｍの範囲が好まし
く、特に好ましくは１０〜２０μｍであり、絶縁層ガラ
スエポキシ層の厚さは１０〜１００μｍが好ましく、特
に好ましくは５０〜８０μｍである。銅の層は１０〜１
００μｍが好ましく、特に好ましくは５０〜８０μｍで
ある。金の層は１〜１０μｍが好ましく、特に好ましく
は１〜２μｍである。またガラスエポキシの絶縁抵抗は
１×１０10〜１×１０15Ωであり、好ましくは１×１０
12〜１×１０15Ωである。
【００４５】図２において、基板４０に固定されたＣＦ
Ｔサーミスタ２は、カテーテルチューブ１の側孔２９に
装着され、さらにカテーテルチューブ１に固定するため
に固定用エポキシ接着剤３６でポッティングされ、さら
にカテーテル側孔２９と基板４０との隙間の耐水性を保
つためにカテーテルチューブ１（塩ビ製）と接着性の良
好なエポキシ接着剤３３でポッティングされている。
Ｔサーミスタ２は、カテーテルチューブ１の側孔２９に
装着され、さらにカテーテルチューブ１に固定するため
に固定用エポキシ接着剤３６でポッティングされ、さら
にカテーテル側孔２９と基板４０との隙間の耐水性を保
つためにカテーテルチューブ１（塩ビ製）と接着性の良
好なエポキシ接着剤３３でポッティングされている。
【００４６】サーミスタリード線３２は、カテーテルチ
ューブ１内を通ってサーミスタ連結ライン１２のＣＦＴ
コネクタ７に電気的に接続される。
ューブ１内を通ってサーミスタ連結ライン１２のＣＦＴ
コネクタ７に電気的に接続される。
【００４７】流速センサプローブの流速に対する感度
は、上述のＡ値を指標として表すことができる。
は、上述のＡ値を指標として表すことができる。
【００４８】図３は、Ａ値と（２）式から計算される流
速に対するＣＦＴサーミスタ温度変化との関係を示して
いる。
速に対するＣＦＴサーミスタ温度変化との関係を示して
いる。
【００４９】図３から明らかなように、Ａ値が大きくな
るにつれてＣＦＴサーミスタ温度は小さくなるので、流
速センサプローブの感度は上がることが分かる。尚、図
３に示したＡ値は、（２）式のＡを−１０００倍した値
である。
るにつれてＣＦＴサーミスタ温度は小さくなるので、流
速センサプローブの感度は上がることが分かる。尚、図
３に示したＡ値は、（２）式のＡを−１０００倍した値
である。
【００５０】次に、流速センサプローブのＡ値を測定す
るシステムについて説明する。図４は流速センサプロー
ブのＡ値を測定するシステムのブロック図で、システム
はφ２０ｍｍのアクリル管と塩ビ製チューブによって構
成されており、血液の代わりに生理食塩水を循環させて
いる。図中の矢印は、生理食塩水２０の循環方向を示し
ている。生理食塩水２０は恒温槽１９で３７℃に加温さ
れ、拡散ポンプ２３と流量調節用バルブ２２で所定流量
に調節される。循環流量は電磁血流計１７によって連続
的に計測されるが、この電磁血流計１７の値は、あらか
じめメスシリンダで流量を測定する方法と比較し較正し
てある。
るシステムについて説明する。図４は流速センサプロー
ブのＡ値を測定するシステムのブロック図で、システム
はφ２０ｍｍのアクリル管と塩ビ製チューブによって構
成されており、血液の代わりに生理食塩水を循環させて
いる。図中の矢印は、生理食塩水２０の循環方向を示し
ている。生理食塩水２０は恒温槽１９で３７℃に加温さ
れ、拡散ポンプ２３と流量調節用バルブ２２で所定流量
に調節される。循環流量は電磁血流計１７によって連続
的に計測されるが、この電磁血流計１７の値は、あらか
じめメスシリンダで流量を測定する方法と比較し較正し
てある。
【００５１】流速センサプローブであるＣＣＯＭカテー
テルプローブ１５は循環回路１４中に設けられた逆止弁
１６を介して挿入され、撹拌器２１（熱希釈法の較正を
行うとき冷生食水の撹拌をするもので、生体における心
臓の代用である）の下流にＣＦＴサーミスタが位置する
よう配置されている。
テルプローブ１５は循環回路１４中に設けられた逆止弁
１６を介して挿入され、撹拌器２１（熱希釈法の較正を
行うとき冷生食水の撹拌をするもので、生体における心
臓の代用である）の下流にＣＦＴサーミスタが位置する
よう配置されている。
【００５２】ＣＦＴサーミスタは、ＣＣＯＭモニタ２４
により監視され、ＣＣＯＭモニタ２４と電磁血流計１７
で測定された値はコンピュータ２５に送られる。
により監視され、ＣＣＯＭモニタ２４と電磁血流計１７
で測定された値はコンピュータ２５に送られる。
【００５３】Ａ値の算出は、流量調節用バルブ２２を操
作して循環流量１４の循環流量を１４L/minから段階的
に減量し、その時々のＣＦＴ温度、ＰＡＴ温度（血液温
度）を計測し、電磁血流計１７の流量から換算した流速
との相関から求める。
作して循環流量１４の循環流量を１４L/minから段階的
に減量し、その時々のＣＦＴ温度、ＰＡＴ温度（血液温
度）を計測し、電磁血流計１７の流量から換算した流速
との相関から求める。
【００５４】図５は、本発明の流速センサプローブと従
来のプローブとの性能を実測し、比較したものである。
来のプローブとの性能を実測し、比較したものである。
【００５５】図５から、流速測定に対するプローブの感
度を示すＡ値について言えば、本発明の流速センサプロ
ーブは図７のプローブに比べて高流領域（流速２．７〜
１４L/min）で約６．７倍、低流領域（流速０．２〜
２．７L/min）で約３．９倍大きくなっている。これは
本発明の流速センサプローブは、ＣＦＴサーミスタ２の
発した熱により基板４０の銅パターン４１全体が熱せら
れ、銅パターンのほぼ全面を利用し広い面積で熱伝達が
できるので、流体への熱伝達の効率が良くなるからであ
る。尚、図５において測定プローブ数は測定に使用した
プローブの数で平均した値である。
度を示すＡ値について言えば、本発明の流速センサプロ
ーブは図７のプローブに比べて高流領域（流速２．７〜
１４L/min）で約６．７倍、低流領域（流速０．２〜
２．７L/min）で約３．９倍大きくなっている。これは
本発明の流速センサプローブは、ＣＦＴサーミスタ２の
発した熱により基板４０の銅パターン４１全体が熱せら
れ、銅パターンのほぼ全面を利用し広い面積で熱伝達が
できるので、流体への熱伝達の効率が良くなるからであ
る。尚、図５において測定プローブ数は測定に使用した
プローブの数で平均した値である。
【００５６】従って、本実施例によればＣＦＴサーミス
タが発生する熱を効率よく外界に伝える効果がある。
タが発生する熱を効率よく外界に伝える効果がある。
【００５７】また、基板の絶縁層の厚さが一定であるこ
とから、流体への熱伝達をある程度一定にでき、ＣＦＴ
サーミスタの固定も半田付けするだけでできるので、流
速センサプローブの製作工程が簡略化され、個々の流速
センサプローブの感度を均一に製造できる。
とから、流体への熱伝達をある程度一定にでき、ＣＦＴ
サーミスタの固定も半田付けするだけでできるので、流
速センサプローブの製作工程が簡略化され、個々の流速
センサプローブの感度を均一に製造できる。
【００５８】
【発明の効果】以上説明したように、本発明によればＣ
ＦＴサーミスタが発熱する熱量を効率よく外界に伝える
ことができ、流速測定の感度を上げることができるとい
う効果がある。
ＦＴサーミスタが発熱する熱量を効率よく外界に伝える
ことができ、流速測定の感度を上げることができるとい
う効果がある。
【００５９】また、本発明によれば、絶縁層の厚さが一
定となり、流速センサの製造が簡略化され、個々の流速
センサプローブの特性を均一にできるという効果があ
る。
定となり、流速センサの製造が簡略化され、個々の流速
センサプローブの特性を均一にできるという効果があ
る。
【００６０】更に、発熱手段と温度検出手段とを一体の
抵抗体で構成することにより、製作工程が簡略化され、
微細化が可能になる。
抵抗体で構成することにより、製作工程が簡略化され、
微細化が可能になる。
【００６１】また、更に、流体に接触する側に生体適合
性の高い金属層を設けているので、人体に対しても安全
性が高いという効果がある。
性の高い金属層を設けているので、人体に対しても安全
性が高いという効果がある。
【図１】図１は、本発明に係わる一実施例である流速セ
ンサプローブの構造を示す図である。
ンサプローブの構造を示す図である。
【図２】図２は、本発明に係わる一実施例である流速セ
ンサプローブのＣＦＴサーミスタのカテーテル側孔装着
部の構造を示す図である。
ンサプローブのＣＦＴサーミスタのカテーテル側孔装着
部の構造を示す図である。
【図３】図３は、Ａ値と、算出した流速に対するＣＦＴ
サーミスタ温度変化との関係を示す図である。
サーミスタ温度変化との関係を示す図である。
【図４】図４は、流速センサプローブのＡ値を測定する
システムのブロック図である。
システムのブロック図である。
【図５】図５は、本発明の流速センサプローブと従来の
プローブの性能比較を示す図である。
プローブの性能比較を示す図である。
【図６】図６は、本発明の流速センサプローブの全体斜
視図を示す図である。
視図を示す図である。
【図７】図７は、従来の流速センサプローブにおける、
ＣＦＴサーミスタ装着部の構造を示す図である。
ＣＦＴサーミスタ装着部の構造を示す図である。
１…カテーテルチューブ、２…ＣＦＴサーミスタ、３…
ＰＡＴサーミスタ ４…圧力測定孔、５…注入液注入孔、６…マニホール
ド、７…ＣＦＴコネクタ ８…ＰＡＴコネクタ、９…バルーン膨張ライン、１０…
圧力測定ライン、１１…注入液注入ライン、１２…サー
ミスタ連結ライン、１４…循環回路、１５…ＣＣＯＭカ
テーテルプローブ、１６…逆止弁，１７…電磁血流計 １８…電磁血流計プローブ、１９…恒温槽、２０…生理
食塩水、２１…撹拌器 ２２…流量調節用バルブ、２３…拡散ポンプ、２４…Ｃ
ＣＯＭモニタ、２５…コンピュータ、２９…側孔、３０
…サーミスタルーメン、３１…カプトンチューブ、３２
…サーミスタリード線、３３…エポキシ接着剤、３４…
耐水性エポキシ樹脂、３５…半田、３６…固定用エポキ
シ接着剤、４０…基板、４１…銅パターン、４２…絶縁
層、４３…銅、４４…金
ＰＡＴサーミスタ ４…圧力測定孔、５…注入液注入孔、６…マニホール
ド、７…ＣＦＴコネクタ ８…ＰＡＴコネクタ、９…バルーン膨張ライン、１０…
圧力測定ライン、１１…注入液注入ライン、１２…サー
ミスタ連結ライン、１４…循環回路、１５…ＣＣＯＭカ
テーテルプローブ、１６…逆止弁，１７…電磁血流計 １８…電磁血流計プローブ、１９…恒温槽、２０…生理
食塩水、２１…撹拌器 ２２…流量調節用バルブ、２３…拡散ポンプ、２４…Ｃ
ＣＯＭモニタ、２５…コンピュータ、２９…側孔、３０
…サーミスタルーメン、３１…カプトンチューブ、３２
…サーミスタリード線、３３…エポキシ接着剤、３４…
耐水性エポキシ樹脂、３５…半田、３６…固定用エポキ
シ接着剤、４０…基板、４１…銅パターン、４２…絶縁
層、４３…銅、４４…金
Claims (1)
- 【請求項１】側孔を有するカテーテルチューブと、前記
側孔を塞ぐように内側に配置された基板とを備え、前記
基板の内側に発熱手段及び温度検出手段が装着されてな
ることを特徴とする流速センサプローブ。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP11616494A JP3507127B2 (ja) | 1994-05-30 | 1994-05-30 | 流速センサプローブ |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP11616494A JP3507127B2 (ja) | 1994-05-30 | 1994-05-30 | 流速センサプローブ |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07313475A true JPH07313475A (ja) | 1995-12-05 |
| JP3507127B2 JP3507127B2 (ja) | 2004-03-15 |
Family
ID=14680370
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP11616494A Expired - Fee Related JP3507127B2 (ja) | 1994-05-30 | 1994-05-30 | 流速センサプローブ |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3507127B2 (ja) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH09215666A (ja) * | 1996-02-09 | 1997-08-19 | Terumo Corp | 流速測定用センサプローブ |
| JP2007534421A (ja) * | 2004-04-29 | 2007-11-29 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 血流を検出する装置及び方法 |
| WO2015125289A1 (ja) * | 2014-02-24 | 2015-08-27 | ニプロ株式会社 | 熱線流速計およびそれを用いた血流速計 |
| WO2016111261A1 (ja) * | 2015-01-05 | 2016-07-14 | ニプロ株式会社 | 血流計及び測定装置 |
| CN106456026A (zh) * | 2014-04-04 | 2017-02-22 | 圣犹达医疗系统公司 | 血管内压力和流量数据诊断系统、设备和方法 |
-
1994
- 1994-05-30 JP JP11616494A patent/JP3507127B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH09215666A (ja) * | 1996-02-09 | 1997-08-19 | Terumo Corp | 流速測定用センサプローブ |
| JP2007534421A (ja) * | 2004-04-29 | 2007-11-29 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 血流を検出する装置及び方法 |
| JP4772036B2 (ja) * | 2004-04-29 | 2011-09-14 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 血流を検出する装置及び方法 |
| JPWO2015125289A1 (ja) * | 2014-02-24 | 2017-03-30 | ニプロ株式会社 | 熱線流速計およびそれを用いた血流速計 |
| WO2015125289A1 (ja) * | 2014-02-24 | 2015-08-27 | ニプロ株式会社 | 熱線流速計およびそれを用いた血流速計 |
| CN106456026A (zh) * | 2014-04-04 | 2017-02-22 | 圣犹达医疗系统公司 | 血管内压力和流量数据诊断系统、设备和方法 |
| JP2017510412A (ja) * | 2014-04-04 | 2017-04-13 | セント．ジュード メディカル システムズ アーベーＳｔ．Ｊｕｄｅ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍｓ Ａｂ | 血管内圧力及び流量データ診断のシステム、装置、及び方法 |
| US10307070B2 (en) | 2014-04-04 | 2019-06-04 | St. Jude Medical Coordination Center Bvba | Intravascular pressure and flow data diagnostic systems, devices, and methods |
| JP2019193786A (ja) * | 2014-04-04 | 2019-11-07 | セント．ジュード メディカル システムズ アーベーＳｔ．Ｊｕｄｅ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍｓ Ａｂ | 血管内圧力及び流量データ診断のシステム、装置、及び方法 |
| CN106456026B (zh) * | 2014-04-04 | 2020-09-18 | 圣犹达医疗系统公司 | 血管内压力和流量数据诊断系统、设备和方法 |
| CN111938616A (zh) * | 2014-04-04 | 2020-11-17 | 圣犹达医疗系统公司 | 血管内压力和流量数据诊断系统、设备和方法 |
| US11559218B2 (en) | 2014-04-04 | 2023-01-24 | St. Jude Medical Coordination Center Bvba | Intravascular pressure and flow data diagnostic systems, devices, and methods |
| WO2016111261A1 (ja) * | 2015-01-05 | 2016-07-14 | ニプロ株式会社 | 血流計及び測定装置 |
| JPWO2016111261A1 (ja) * | 2015-01-05 | 2017-11-16 | ニプロ株式会社 | 血流計及び測定装置 |
| US11330990B2 (en) | 2015-01-05 | 2022-05-17 | Nipro Corporation | Blood flow meter and measurement device |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3507127B2 (ja) | 2004-03-15 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20031218 |
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