JPH11318834A

JPH11318834A - 代謝可能な分析物含有液体を使用する拍出量測定方法及び測定装置

Info

Publication number: JPH11318834A
Application number: JP11072634A
Authority: JP
Inventors: Philip E Eggers; イーエッガースフィリップ; Scott P Huntley; ピーハントリースコット; Gamal Eddin Khalil; エディンカーリルギャマル
Original assignee: Cardiox Corp
Current assignee: Cardiox Corp
Priority date: 1998-03-17
Filing date: 1999-03-17
Publication date: 1999-11-24
Also published as: CA2256915C; EP0943289A1; NO991259D0; US5928155A; CA2256915A1; IL128840A0; AU2033299A; AU757810B2; NO991259L

Abstract

(57)【要約】【課題】体のホメオスタシスや安定性に有害な影響を
与えることなく非常に迅速に拍出量を測定する。【解決手段】指示薬希釈法との組合せにてカテーテル
を使用することにより拍出量が測定される。注入液とし
て熱特性を有しない分析物含有液体が使用される。この
液体は患者の体と生物学的に両立可能であり且つ患者の
体内に於いて代謝可能である。分析物の濃度センサがカ
テーテルに設けられ、分析物含有液体が排出されるポー
トより下流側にて血流中に配置される。拍出量の測定は
測定頻度よりも実質的に短い注入時間との組合せにて約
１〜３分の頻度にて行われる。分析物含有液体はアンモ
ニア含有液、ヘパリン、エタノール、二酸化炭素放出
液、ぶどう糖、麻酔剤よりなる群より選択される。測定
装置は測定工程を自動化するマイクロプロセッサにて動
作するコントローラとの組合せにて機能し、拍出量及び
種々の心血管パラメータを表示する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、拍出量測定方法及
び測定装置に係り、更に詳細には代謝可能な分析物含有
液体を使用する拍出量測定方法及び測定装置に係る。

【０００２】

【従来の技術及び発明が解決しようとする課題】心臓の
拍出量の測定、即ち心臓の血液の拍出体積の測定は種々
の医療状況に於いて非常に重要である。集中治療医は集
中治療ユニットに収容された心臓病患者の診断を行うた
めに肺に関する多数の追加の情報と共に拍出量を使用す
る。拍出量を測定するための多数の方法が従来より開発
されているが、それらの何れにも制限事項や不正確さが
ある。拍出量の検出結果により組織への酸素供給の十分
さに関する情報、即ち組織の酸素による処理に関する情
報が得られる。拍出量の測定値を他の測定値と組み合わ
せることにより、患者の心血管系の状況を判定すること
ができる。

【０００３】拍出量の値を求めるための現在広く受け入
れられている方法は、肺カテーテル技術により既に改善
されたことを利用する指示薬希釈技術である。指示薬希
釈法によれば、肺動脈より上流側の血液中に信号が挿入
され、信号希釈の程度が心臓のストローク体積、即ち拍
出体積と関連付けられる。これらの指示薬希釈法のうち
熱希釈法が現在採用されており、特にこの方法に於いて
は信号として低温の注入液が使用される。この方法は体
に対し侵略的な方法であり、先端が肺動脈内の右心室を
ちょうど越えた位置に温度センサを位置決めするようSw
an-Ganz型の肺動脈カテーテルを配置することを必要と
する。使用される指示薬は内在式のカテーテルより右心
房内又はその近傍に注入される低温の等浸透圧の生理食
塩水の塊である。次いで下流側の血液の温度が監視され
ることにより、時間に対する温度変化に関する希釈曲線
（「ウォッシュアウト」曲線と呼ばれることがある）が
求められる。この曲線の下方の面積を血液の冷却により
奪われたエネルギ量と組み合わせることにより、心臓が
血液を拍手する流量（一般にＬ／分の単位にて表され
る）の測定値が求められる。心臓の拍出量が高い場合に
は、ある与えられたエネルギＱについて見て曲線の下方
の面積は周知のStewart-Hamiltonの関係に従って比較的
小さい値になる。逆に心臓の拍出量が低い場合には、あ
る与えられたエネルギＱについて見て熱希釈曲線の下方
の面積は比較的大きい値になる。この点に関し、１９７
１年４月に出版された「American Journal of Cardiolo
gy」（第２７巻）の第３９２頁乃至第３９６頁に記載さ
れた「A New Technique for theMeasurement of Cardia
c Output by Thermodilution in Man」（Ganz等著）を
参照されたい。

【０００４】典型的な測定法に於いては、約５〜１０m
Ｌの量の氷点又は室温の生理食塩水の低温の塊が、完了
するまで約２分を要する測定工程としてカテーテルを経
て注入される。正確さを確保する目的で、この工程は３
回乃至４回繰返され、それらの読みが平均化される。従
って測定工程には４分乃至５分の時間を要する。一般に
カテーテルは約３７℃の温度を有する体の血流中に配置
されるので、最初の測定値は廃棄される。従って最初の
測定工程はカテーテルの希釈通路を冷却する目的で行わ
れ、一つの拍出量の値を求めるべく他の測定値が平均化
される。かくして各測定が行われる度毎に約４０mＬま
での液体が患者の肺血管系中に注入される。従ってこの
測定工程は２４時間乃至７２時間の時間をかけて１時間
当り１回又は２回の割合でしか行われない。

【０００５】外科医は必要な情報が遥かに高い頻度にて
得られることを望むが、非常に高精度の測定を行うべく
測定工程が余りに頻繁に行われると、過剰の液体が心血
管系に供給されてしまう。勿論測定工程の精度は注入さ
れる液体の塊の温度、体積、注入流量を正確に把握する
ことに依存する。手動的に注入される際の液体体積の測
定を高精度に行うことは困難である。例えばカテーテル
を経て液体を注入するために注射器が使用されてよい
が、その場合の注入体積は実際の体積の数％の範囲内で
しか同定されない。また注入体積及び流量の測定に関す
るオペレータによるエラーも問題である。使用される肺
カテーテルは幾分か長く（約３０〜４０inch（７６０〜
１０００mm））、カテーテルの先端近傍の血流中に流入
する点に於いて注入される液体の温度を正確に知ること
は困難である。注射器の如き液体供給装置とカテーテル
との間の熱交換や液体が血液中に実際に放出される点よ
り上流側のカテーテルを囲繞する血液や組織との間の熱
交換により、注入される液体の温度はその実際の温度の
約５％以内の範囲でしか判らない。低温の塊による測定
法はその速度が遅く多大の労力を要するにも拘らず、外
科医により拍出量を測定するための最善の方法と呼ばれ
ることが多い。従って拍出量を測定する他の方法はそれ
らの有用性を判定すべく低温の塊による方法と比較する
ことによって評価されることが多い。

【０００６】拍出量を測定する熱希釈法の他の一つの方
法に於いては、指示薬信号として温度上昇のパルスが使
用される。一般に、加熱コイルが心臓の入口近傍に配置
されるよう内在式のカテーテルに設けられる。加熱コイ
ルは約３秒間加熱され、それに隣接して通過する血液を
加熱する。ヒータ要素により発生される熱の量は血液の
熱凝固やヒータに隣接する組織に損傷が与えられないよ
う制限される。このことにより人体内に於いて熱的ノイ
ズと考えられるものが存在する状況下に於いて発生され
る信号の大きさが制限される。血液の温度は体内に於い
て生理的に変動するので、かかるノイズの現象の結果と
して測定誤差が生じる。かかる温度の変化は呼吸、咳、
体の幾つかの器官の影響により惹起される。この点に関
し、１９６２年に出版された「Journal of Applied Phy
siology」（第１７巻）の第７０６頁乃至第７０８頁に
記載された「Intravascular and Intracardiac Blood T
emperatures in Man」（Afonzo, S.等著）及び米国特許
第４，５９５，０１５号公報を参照されたい。

【０００７】低温の塊による測定法の熱量は約３００カ
ロリーであるので、温度のノイズに起因する問題は上述
の低温の塊による方法には存在しない。これとは対照的
に、温度上昇パルスを使用する方法に於いて発生される
熱の量は制限されるので、この測定法に於いては１５〜
２０カロリーの熱しか使用することができない。研究者
は例えば６〜１２個の読みを移動平均するフィルタ処理
法を用いることによって温度ノイズの問題を是正しよう
と試みている。しかしかかる補正フィルタ処理が使用さ
れる場合には、血液力学系の急激な降下が外科医により
観察されず、外科医によってそれが観察されることが遅
過ぎることがある。この方法に於いて有効な測定頻度や
測定時間はその方法が不正確であるため例えば約１０分
の如き幾分が長い時間である。従って拍出量の値は一連
の多数の測定値が得られて始めて求められる。一般に、
この方法によっては上述の低温の塊による方法の精度を
達成することができない。電気抵抗式のヒータを使用す
ることを含む熱希釈法が例えば米国特許第３，３５９，
９７４号、同第４，２１７，９１０号、同第４，２４
０，４４１号、同第５，４３５，３０８号公報に記載さ
れている。

【０００８】熱希釈法に於いて液体の注入を行わない他
の方法は、例えば好ましくは血液の温度よりも低い温度
の液体をカテーテル内に循環させることによって流動す
る血液中に温度信号を導入する方法である。この点に関
し、米国特許第４，８１９，６５５号公報を参照された
い。この方法に於いては注入液体は使用されないが、こ
の方法には低温の塊による方法に比して限られた熱的信
号しか得られず、従って測定は生理的温度変化に起因す
る誤差の影響を受け易いという欠点がある。他の一つの
例として、種々の継続時間の一連の温度パルスとして存
在する推計学的な励起信号が血流内に与えられ、血液の
温度変化として表れる下流側の出力信号が測定される方
法が提案されている。この方法に於いては励起信号と測
定された出力信号とを相互に関連付けることによって血
液の流量が求められる。この点に関し、米国特許第４，
５０７，９７４号公報を参照されたい。

【０００９】血流中に染料溶液や生理食塩溶液の如き補
助液体を注入することを含む希釈法や伝導性希釈法も知
られている。この点に関し、米国特許第３，２６９，３
８６号、同第３，３０４，４１３号、同第３，４３３，
９３５号、同第３，８２０，５３０号、同第４，５７
２，２０６号、同第５，０９２，３３９号公報を参照さ
れたい。これらの方法に於いて得られる希釈曲線や伝導
性希釈曲線は上述の熱希釈曲線と同様である。希釈法や
伝導性希釈法には、注入される液体の塊による熱希釈法
について上述した欠点の幾つか、即ち手動的に注入流量
を正確に制御したり注入液体の体積を正確に測定するこ
とが困難であり、またこれらの方法が長時間に亘り頻繁
に又は繰返し使用されるには不適当であるという欠点が
ある。

【００１０】上述の染料希釈法は比較的長い時間に亘り
行われる。一般に、染料が血流中に注入され、次いで種
々の時間的間隔にて血液のサンプルが主要な動脈より取
り出される。この方法は非常に多大の労力を有し、また
正確な測定を行うためには多量の染料が必要であるの
で、測定の頻度が非常に低い。特に頻度を高くしようと
すると、血液の背景色が常に変化するので、ノイズに対
する信号の比（Ｓ／Ｎ比）が許容し難い値になる。生理
食塩溶液法には、例えば約０．９％の塩化ナトリウムで
ある典型的な等浸透圧の生理食塩溶液よりも遥かに高い
単位体積当りの食塩含有量を有する高浸透圧の生理食塩
溶液を注入することが含まれている。高浸透圧の生理食
塩溶液が注入された後に血液の電気抵抗が測定される。
この方法は、各測定毎に多量の電解質が血液に添加さ
れ、そのため体内の電解質バランスが悪影響を受けるの
で批判されている。この方法に於いては、血流中に生じ
る電気的変化が直接検出される。

【００１１】拍出量を測定する他の一つの指示薬希釈法
には、血液中には存在しないカチオン、好ましくはリチ
ウムを使用することが含まれている。このカチオンは塊
として血液中に注入される。熱希釈法の場合と同様の要
領にて濃度を測定し、しかる後カチオン希釈曲線を求め
るためにカチオン選択性電極が使用される。このカチオ
ン希釈式の拍出量測定法には液体の塊による熱希釈法に
ついて上述した欠点の幾つかが存在する。この点に関
し、米国特許第５，３９５，５０５号を参照されたい。

【００１２】拍出量を測定する目的で従来より超音波共
鳴心拍記録法が使用されている。この侵略的な方法に於
いては、測定位置よりも上流側に於いて複数の微小気泡
が血液中に導入される。米国特許第４，３１６，９３１
号公報に記載されている如く、例えば体の外部に配置さ
れた超音波変換／受信装置を使用して流動する微小気泡
の領域より反対側に隔置された位置に於いて超音波パル
スが発生される。分散された微小気泡により反射された
超音波パルスにより形成され反射超音波画像が測定さ
れ、従来の希釈法を使用して拍出量、即ち血液の流量と
関連付けられる。この方法に於いては各測定を行うべく
ゼラチン薄膜に収容された窒素や二酸化炭素の如き不活
性ガスを含む微小気泡が使用されることが好ましい。従
ってこの方法は、体自身の除去過程によって体より除去
されなければならない薄膜物質が蓄積することに起因し
て、長時間に亘り連続的に又は断続的に臨床的な測定を
行うには適していない。

【００１３】血液の速度及び血管の形状を同時に測定す
ることにより拍出量を求める方法が例えば米国特許第
４，７３３，６６９号及び同第４，８６９，２６３号公
報に記載されている。この方法によれば、瞬間的な血管
直径の測定値及び主肺動脈内の瞬間的な血液流速プロフ
ィールのマップを発生するドップラー式の肺動脈カテー
テル装置が使用される。かかるデータより瞬間的な拍出
量が演算される。この点に関し、１９８９年５月に出版
された「Journal of the American College of Cardiol
ogy」（第１３巻、Nｏ.６）の第１３８２頁乃至第１３
９２頁に記載された「Instantaneous and Continuous C
ardiac Output Obtained with a DopplerPulmonary Art
ery Catheter」を参照されたい。

【００１４】圧電式超音波変換器が大動脈又は肺動脈に
近接して患者の気管内に配置される方法を含む同様の方
法が記載されている。超音波は動脈中の血液の流路へ向
けて送信され、反射された超音波が受信される。動脈の
断面の大きさが送信音波と受信音波との間のドップラー
周波数の差に基づいて求められる。またＸ線法又は放射
性同位体法の如き画像形成法も使用される。これらに関
し、１９８９年１月に出版された「Anesthesiology」
（第７０巻、No.１）の第１３４頁乃至第１３８頁に記
載された「Transtracheal Doppler: A New Procedure f
or Continuous Cardiac Output Measurement」を参照さ
れたい。また米国特許第４，６７１，２９５号及び同第
４，７２２，３４７号公報を参照されたい。

【００１５】二次的なキャリブリレーションを必要とす
る血液流速を測定するパルス形状法が、１９９０年に出
版された「Update in Intensive Care and Emergency M
edicine, Berlin: Springer-Verlag」の第４１３頁乃至
第４１７頁の「Continuous Cardiac Output Monitoring
During Cardiac Surgery」と題する記事に記載されて
いる。

【００１６】他の一つの方法に於いては、米国特許第
４，８４１，９８１号、欧州特許第２３５８１１号、米
国特許第４，６８５，４７０号、国際公開第ＷＯ８８／
０６４２６号の各公報に記載されている如く、所謂「ホ
ットワイヤー」式の風速計又は加熱式のサーミスタが使
用される。

【００１７】拍出量を求める血流速度の何れの測定方法
も、指示薬希釈法には存在しない基本的な問題に直面し
ている。その問題は血液が流れる血管の断面形状を知る
必要があるということである。肺動脈の形状や直径は判
らず、また血液の脈動に応じて動的に変化する。勿論血
液の流速自体が血管の内面の影響について補償されなけ
ればならず、血液の流速は血管の内面に於ける実質的に
０の値より血管の内部へ向けて最大値まで変化する。

【００１８】胸部の電気バイオインピーダンスを測定し
て拍出量を求める非侵略的な方法が例えば心電図信号
（ＥＣＧ）を使用して従来より研究されている。しかし
その測定結果を広く受け入れられている熱希釈法と比較
すると、この方法には信頼性に疑問がある。

【００１９】現在使用されている指示薬希釈法に対する
代替法に関する一つの一般的な論文として、１９９１年
８月に出版された「Surgical Clinics of North Americ
a」（第７１巻、No.４）の第６９９頁乃至第７２１頁に
記載された「Alternativesto Swan-Ganz Cardiac Outpu
t Monitoring」（Moore等著）を参照されたい。

【００２０】かくしてこの血液力学の分野に於いて必要
とされているものは、例えば現在可能であるものよりも
遥かに高い測定頻度、例えば１〜３分の間隔にて少なく
とも低温の塊による方法と同程度の精度の拍出量の値を
求めることができる拍出量測定法である。使用される方
法は現在外科医が遭遇しているコストの制約に鑑みると
多大の労力を必要とするものであってはならない。また
使用される方法は患者の体の安定性に悪影響を及ぼすも
のであってはならない。即ち血液成分が治療によって医
原性の問題を惹起す程度にまで悪く希釈されたり変化さ
れたりしてはならない。

【００２１】

【発明の概要】本発明は患者の体の心血管系の拍出量
（ＣＯ）を測定するための装置及び方法に係る。カテー
テルによる指示薬希釈法を使用することにより、本発明
の装置は体のホメオスタシス、即ち安定性に有害な影響
を与えることなく非常に迅速に拍出量を測定することが
できる。非常に迅速に拍出量を測定し得ることは、温度
特性を有しておらず且つ患者の体と生物学的に両立可能
であり且つ患者の体内に於いて代謝可能である分析物含
有液体を希釈注入液として選択することによって達成さ
れる。かくして分析物を選択することは、本発明の測定
装置に於いて、カテーテルに設けられ高精度にて迅速に
評価可能な出力応答を発生する分析物濃度センサを選択
することと組み合わされる。かかる高精度は例えば熱希
釈による従来の拍出量測定法に於いて必要であった多数
の測定値平均化を要することなく達成される。

【００２２】本発明の方法によれば、それがマイクロプ
ロセッサにより動作するベッドサイド用コントローラに
組み込まれると、多大の労力を要する拍出量測定工程が
不要になり、しかも種々の心血管パラメータをディスプ
レイに表示したり記録媒体に記録したりすることができ
る。またコントローラはヘモスタシスに対応する濃度レ
ベルを確認すべく血流中の分析物含有液体の濃度を監視
する。ヘモスタシスに対応する濃度レベルは、分析物含
有液体の濃度が体の代謝作用と釣合う濃度である。拍出
量の測定は体の生理的状態がかくして安定な平衡状態に
ある状況下にて行われ、血液中の指示薬濃度は顕著には
上昇しない。集中治療医は医原性の問題を惹起す血液中
の分析物含有液体濃度に対応するホメオスタシス閾値を
入力する。次いでコントローラは閾値についてのホメオ
スタシスに対応する血流中の分析物含有液体の背景濃度
を監視し、その濃度が閾値を越えると警報を含む認識可
能な信号を出力する。

【００２３】カテーテルに設けられる分析物濃度センサ
及び分析物含有液体は、分析物含有液体が血流中に注入
される注入時間（実質的に測定間隔よりも短い）との関
連で約１〜３分程度にて迅速に拍出量の測定値を求める
に有効な濃度センサの出力が得られるよう選定される。
この場合注入時間は約２〜３０秒に選定される。この方
法に採用される分析物含有液体はアンモニア含有液、ヘ
パリン、エタノール、二酸化炭素放出液、ぶどう糖、麻
酔剤よりなる群より選択される。これらのうち、アンモ
ニア感応染料として存在する薄膜にて覆われたリアクタ
との組合せにて機能する光ファイバ組立体を経てアンモ
ニアガス（ＮＨ₃）を検出する分析物濃度センサと組み
合わせてアンモニア含有液体が使用されることが好まし
い。血液に対し不透過性を有するがアンモニアガス（Ｎ
Ｈ₃）に対し透過性を有する薄膜が使用される。分析物
含有液体としてアンモニア含有液を使用することの一つ
の利点はそれが血液のヘモグロビン及び血漿成分の両方
と混ざり合うということである。従って後者のパラメー
タ（即ち血液のヘマトクリット値）に関しコントローラ
の分析に於いて補正が行われる必要がない。

【００２４】本発明の他の一つの局面として、患者の体
の心血管系の拍出量を測定する方法であって、（ａ）測
定領域まで延在する根元側端部領域と、根元側端部領域
に流体入口を有し分析物含有液体を排出する注入出口を
測定領域に有する指示薬通路と、カテーテルに設けられ
注入出口より希釈測定距離だけ隔置された測定領域の位
置に於いて流動する血液と接触可能な前端組立体を有す
る分析物濃度センサとを有するカテーテルであって、セ
ンサは分析物の濃度に応答して血液中の分析物の濃度に
対応する出力を発生し、約１〜３分の拍出量測定頻度を
達成する注入時間内に前記出力を発生することができる
カテーテルを用意する工程と、（ｂ）分析物濃度センサ
が血流中にて注入出口より下流側に位置する拍出量測定
方向にて患者の心臓の領域に測定領域が配置されるよう
体の血流中にカテーテルを配置する工程と、（ｃ）体と
生物学的に両立可能であり且つ体内に於いて代謝可能な
分析物含有液体の供給源であって、分析物は分析物含有
液体の熱エネルギ量とは無関係であり、予め設定された
指示薬濃度を有する分析物含有液体の供給源を用意する
工程と、（ｄ）濃度センサより下流側の分析物濃度に対
応するベースラインの値を求める工程と、（ｅ）注入時
間に亘り予め設定された質量流量にて分析物含有液体の
供給源より指示薬通路の液体入口内へ分析物含有液体を
供給する工程と、（ｆ）注入時間中に濃度センサの出力
より血流中の分析物濃度に対応する後の値を求める工程
と、（ｇ）上記ベースラインの値、後の値、予め設定さ
れた指示薬濃度、予め設定された質量流量を相互に関連
付けることによって体の心臓の拍出量の値を求める工程
と、を含む方法が提供される。

【００２５】

【発明の実施の形態】以下に添付の図を参照しつつ、本
発明を好ましい実施形態について詳細に説明する。

【００２６】拍出量の測定は１９７０年代以来実質的な
研究及び臨床外科の主題になっている。現在使用されて
いる方法に於いては、かかる研究により開発された技術
や確立された検出技術が使用される。一般に、希釈法は
心臓に隣接して心臓内に配置されるカテーテルを使用し
て行われる。希釈法に使用される注入液は患者の体と生
物学的に両立可能であると共に患者の体内に於いて代謝
可能な分析物含有液体である。本明細書に於いて使用さ
れる「分析物」なる用語は分析される代謝可能な物質で
ある。分析物含有液体は実質的にその全てが分析物であ
ってもよく、また幾種類かの分析物の組合せ又は特定の
分析物と代謝可能な他の物質との組合せであってよい。
使用される分析物含有液体供給源内の分析物、即ち注入
前の分析物の合計の濃度は「指示薬濃度」と呼ばれる。
分析物含有液体が約２〜３０秒の注入時間に亘り注入さ
れると、血液中の分析物又は分析物成分の濃度の検出が
開始される。例えば１〜３分の頻繁な測定間隔にて測定
されると、体内の指示薬濃度が漸次上昇する。しかしこ
れと同時に体が注入液を代謝し、長時間の測定時間が経
過した後に代謝の平衡状態、即ち指示薬濃度が医原性の
問題を生じる分析物含有液体の濃度に対応するヘモスタ
シス閾値よりも低い一定の値になる。この濃度は患者に
悪影響を及ぼす濃度である。

【００２７】この方法を成功させるための一つの重要な
点は、短い注入時間内に濃度検出出力を発生する分析物
濃度検出センサを選択することにある。本発明の分析物
含有液体は、患者の体と生物学的に両立可能であると共
に患者の体内に於いて代謝可能であることに加えて、熱
特性を有しない。従って本発明の分析物含有液体がその
熱特性について使用されることはない。分析物は分析物
含有液体の熱エネルギ量には依存しない。分析物含有液
体はアンモニア含有液、ヘパリン、エタノール、二酸化
炭素放出液、ぶどう糖、麻酔剤よりなる群より選択され
る。本発明の測定装置に於いて使用可能な種々の分析物
濃度センサについて説明する。体の代謝との関連で相補
的な分析物及び分析物濃度センサが使用されるので、本
発明の測定装置は制御装置による制御により作動するよ
う自動化される。

【００２８】本発明の一つの好ましい実施形態に於いて
は、現代の熱希釈法に使用されている供給装置である肺
動脈カテーテルを配置することを含む良好に確立された
技術が使用される。またこの好ましい実施形態に於いて
は、分析物含有液体としてアンモニア含有液、例えば塩
化アンモニウムが使用される。かかる選択が行われた場
合の分析物含有液体の指示薬濃度、即ち分析物濃度はア
ンモニアガス及びアンモニウムイオンの合計の濃度であ
る。この場合、アンモニアガス（ＮＨ₃）及びアンモニ
ウムイオン（ＮＨ₄ ⁺）は平衡状態にある（ＮＨ₃＋Ｈ⁺→
ＮＨ₄ ⁺）。この反応のｐＫａは９．３であり、生理学的
pＨに於いてはアンモニアの大部分はアンモニウムイオ
ンＮＨ₄ ⁺として存在する。しかし血液中の濃度検出に好
ましい分析物成分はアンモニアガス（ＮＨ₃）である。
測定用の分析物含有液体、即ち注入液としてアンモニア
含有液を使用することにより得られる一つの特定の利点
は、動物実験により発見されたこと、即ちこの分析物含
有液体が使用される場合には拍出量測定法がヘマトクリ
ット（ＨＣＴ）値に依存しないということである。分析
物含有液体の成分は赤血球及び血漿中に均一に侵入し、
従ってアンモニア（ＮＨ₃）の量を検出することにより
測定装置は血液のへマトクリット成分に依存しない希釈
に基づく測定値を出力する。

【００２９】図１に於いて、人間の心臓が符号１０によ
り全体的に示されている。一般に、心臓１０は体の種々
の組織や血管より戻る静脈血を受ける右側部分を含む二
つの部分に於いて機能する。心臓の右側部分が符号１２
により全体的に示されており、種々の系より流れて来る
酸素が不足した血液をそれが酸素にて処理されるよう肺
へ拍出する。血液は酸素にて処理され余剰の二酸化炭素
が除去されると、肺より戻され、符号１４により示され
た心臓の左側部分により体全体の血管抵抗に抗して動脈
を経て拍出される。心臓のポンプ室が右心房１６及び右
心室１８として図１に示されている。これに対応して左
心房が符号２０により示され、左心室が符号２２により
示されている。右房室間弁が符号２４により示されてお
り、左房室間弁（左僧帽弁）が符号２６により示されて
いる。心臓１０の右側部分１２への血液流入部分につい
て見ると、上大静脈が符号２８により示されており、下
大静脈が符号３０により示されている。右心室の吐出部
は肺動脈３２まで延在し、肺動脈３２は左肺動脈３６及
び右肺動脈３８を郭定する符号３４により示された分岐
点まで延在している。左心室２２は大動脈円弧部を有す
る大動脈４０まで延在し、大動脈４０より符号４２によ
り示された左鎖骨下動脈が延在し、符号４４により示さ
れた左共通頸動脈が延在し、符号４６により示された腕
頭幹線が延在している。肺弁が符号４８により示されて
おり、大動脈弁が符号５０により示されている。下大静
脈３０及び上大静脈２８は右心房１６へ延在している。
一般に下大静脈３０より導かれる静脈血は体の下方部
分、即ち下肢、胸、腹腔より流れて来る。また上大静脈
２８より流入する静脈血は体の上方部分、即ち腕、頭
部、脳より流れて来る。これら二つの大静脈より導入さ
れない静脈血流の血液は血管の拡張部分より心臓内の静
脈組織へ流れる血液である。またこれらの血液は右心房
１６、上大静脈２８及び下大静脈３０に於いて互いに混
ざり合う。これらの全ての血液は右心室を経て肺動脈３
２へ流れる。この領域に於いて濃度を測定することによ
り、拍出量の測定精度を高くすることができる。

【００３０】本発明の測定装置及び測定方法の実施を行
うよう構成された肺動脈（ＰＡ）カテーテルが、拍出量
（ＣＯ）測定を含む心臓の監視に於いて一般的に行われ
る体内位置に配置された状態にて符号６０により全体的
に示されている。特にカテーテル６０は従来のSwan-Gan
z型の血流により導かれる熱希釈カテーテルの場合と同
様の要領にて心臓１０に配置される。この点に関し、１
９８５年にC. B. Mosby Co.により出版された「Techniq
ues in Bedside Hemodynamic Monitoring」（Daily, E
著）を参照されたい。符号６２により全体的に示され部
分的に膨らまれた袋６４を含む種々の構成要素が設けら
れた先端及び測定領域が、分岐点３４より上流側の肺動
脈３２内に配置される。この位置に於いては、先端領域
６２は流動し互いに混ざり合う静脈血中に浸漬され、体
の全ての血液は上述の如く酸素にて処理されるよう肺へ
戻る際にこの測定位置より流れる。

【００３１】心臓１０の右側部分１２の弁の作用を過度
に阻害しないよう、符号６０により示されている如きカ
テーテルには従来より多数の通路が設けられ、またカテ
ーテルは柔軟な材料にて形成されている。一般に、符号
６０により示されている如きカテーテルは約７．５Fren
ch（０．０９inch（２．３mm））の直径及び約４０inch
（１０００mm）の長さを有し、体の外側に配置される根
元側端部（図示せず）より測定領域６２まで延在してい
る。またカテーテルは皮膚を貫通して体内に導入され、
一般に肩や首の領域にある鎖骨下静脈や頸静脈より導入
され、或いは脚部の大腿部より導入される。カテーテル
は血流によって導かれるカテーテルと呼ばれ、所定の位
置への移動は部分的に膨らまされた袋６４が血流によっ
て導かれることにより達成される。これに対応して先
端、即ち測定領域６２の適正な位置決めは、例えばカテ
ーテル６０を貫通して延在し先端にて開口し液体にて充
填された通路又は内腔を使用することによって求められ
る肺の血圧波形により確認される。カテーテル６０の通
路はその外端６６に於いて開口している。この場合カテ
ーテル６０の挿入はカテーテルの血圧測定通路に使用さ
れる圧力モニタが適当な圧力プロフィールを示した時点
に於いて停止される。

【００３２】カテーテルが適正に配置されると、その先
端は図示の如く肺動脈３８内に位置決めされる。この先
端及び測定領域６２は例えば温度センサを含み、好まし
い実施形態に於いてはアンモニアセンサ及び光学式のp
Ｈセンサの光ファイバ要素の前端組立体を含み、これら
のセンサはそれぞれ測定位置に於ける分析物のアンモニ
ア成分の濃度を示す信号及び血液のpＨを示す信号を出
力する。血流の方向に見てカテーテル６０の測定領域６
２より上流側には分析物含有液体注入ポート７０が設け
られており、この注入ポートは制御された質量流量にて
隣接する血流中に既知量の溶液を注入し、かくして血流
中へ溶液を注入することは図示の領域、即ち右心房への
入口及び右心房内に於いて行われる。カテーテル６０の
うちポート７０の近傍及び先端６６より延在する領域は
符号７２により全体的に示された測定領域を示してい
る。この測定領域に於いては、先端領域６２に配置され
た分析物濃度センサの前端組立体が血流中にて注入ポー
ト７０より希釈測定距離だけ下流側方向へ隔置された位
置にある。

【００３３】図１に於いて、「点」の密度は、分析物が
吸引され上大静脈２８より右心房１６内へ流入し、右房
室間弁２４を経て右心室１６へ流入する際に於ける血流
中の分析物の濃度変化を示している。分析物は肺動脈３
２内へ延在する先端領域６２に設けられた分析物濃度セ
ンサを通過するよう肺弁４８を経て血液の流量に対応し
て徐々に希釈される。ポート７０より分析物含有液体の
注入が開始される時点に於いては、先端領域６２に設け
られたセンサはポート７０より供給される分析物含有液
体による分析物を検出しない。注入された分析物の検出
が開始されるまでの時間的遅れは心臓１０の拍出量に依
存し、また分析物が流動する血液と良好に混ざり合うに
必要な装置の要件に依存する。一般的な時間的遅れは約
２乃至４秒である。

【００３４】本発明の測定装置を使用する好ましい態様
は心臓の右側部分に関するものであるが、本発明は心臓
の左側部分１４との関連で機能するカテーテルを使用し
て採用されてもよい。図２に於いて、図１に於いて付さ
れた符号と同一の符号を使用して心臓１０の各部分が図
示されている。図２に於いて、符号８０により全体的に
示されたカテーテルが心臓１０の左側部分１４内へ大動
脈を経て導入される。カテーテル８０は体の外に配置さ
れる根元側端部（図示せず）よりその反対側に位置し符
号８２により全体的に示された測定領域まで延在してい
る。測定領域８２は先端８６より根元側に位置し符号８
４により全体的に示された先端領域より延在している。
この実施形態に於ける先端８６は分析物含有液体を排出
する注入ポートを郭定するよう構成されている。先端８
６に設けられたポートは流動する血液と接触可能な前端
組立体８８を有する分析物濃度センサより上流側へ希釈
測定距離だけ隔置されている。図１に於いて符号６４に
より示されている如き部分的に膨らまされた袋はこの実
施形態に於いては設けられていない。しかし図１の場合
と同様、「点」の密度は流動する血液中への分析物の導
入及び血液中に於いて分析物が徐々に希釈されることを
示しており、分析物の希釈された濃度はセンサの前端組
立体８８により大動脈４０内に於いて測定される。

【００３５】図１に於いて、拍出量（ＣＯ）を測定する
ための一般的な手続きはまず第一段階として血液中の分
析物含有液体のベースライン濃度を測定することを含ん
でいる。測定開始時にまず患者に内在する分析物につい
てのベースライン濃度の測定が行われる。検出される分
析物成分がアンモニアガスである場合には、分析物の濃
度は血液中の合計のアンモニア成分の濃度、即ちアンモ
ニアガス（ＮＨ₃）及びアンモニウムイオン（ＮＨ₄ ⁺）
の合計の濃度により表される。ベースライン濃度の情報
が求められると、患者の体と生物学的に両立可能であり
且つ患者の体内に於いて代謝可能な分析物含有液体が、
注入時間の間図１のポート又は図２に示された先端領域
８４に設けられたポートを経て所定の質量流量にて血流
中に注入される。注入時間は分析物検出の速さ及び注入
ポートよりセンサの前端組立体までの距離範囲に於ける
希釈の程度により決定される。注入時間中に分析物又は
分析物成分の濃度レベルの検出が行われ、その検出値は
図１の場合と同様合計の分析物濃度レベルに変換され
る。分析物含有液体供給源の指示薬濃度、注入時間中に
於ける質量流量、血液中の分析物のベースライン濃度及
び後に測定された分析物の濃度、必要とされる他の因子
を相互に関連付けることにより、拍出量が求められる。
分析物含有液体としてアンモニア含有液が使用される好
ましい実施形態に於いては、pＨの値が相互の関連付け
に使用される。アンモニア含有液を使用することによる
一つの特定の利点はヘマクリット（ＣＨＴ）成分につい
て分析物濃度の値を調整する必要がないということであ
り、分析物は血液の血漿及び血液細胞構造体中に取り込
まれる。また拍出量（ＣＯ）の値を求めるのに１回の測
定しか必要ではなく、多数の測定値の平均化は不要であ
る。本明細書に於いて使用される「質量流量」なる用語
は測定される液体の任意の流量、例えば温度が判ってい
る場合の体積流量を含むものである。

【００３６】図３に於いて、曲線９４乃至９８は分析物
含有液体の注入開始後の経過時間（秒）に対する拍出量
（ＣＯ）の値であって、混ざり合う静脈血中の指示薬の
検出された濃度変化、即ち血液中の分析物の濃度の変化
に関連付けられることによって求められた値を示してい
る。曲線９４乃至９８はそれぞれ１０、８、６、４、２
Ｌ／分の拍出量に対応している。この図３より、或る与
えられた注入流量について、拍出量が小さくなればなる
ほど血液中の指示薬濃度の増加率が大きくなることが解
る。かくして血液中の分析物の濃度の上昇率に依存性が
あることは、血液の流量（即ち拍出量）が低くなればな
るほど分析物含有液体の分散、即ち希釈の程度が低下す
るという指示薬希釈効果に起因する。一般に、本発明の
測定装置の好ましい実施形態に使用されるアンモニアガ
スセンサの測定応答時間は、約２〜３０秒のうちに曲線
９４乃至９８の平坦な部分に示されている如き平衡値又
は平衡値に近い値に到達することを許す。生物学的に両
立可能であり且つ代謝可能な指示薬を使用しこれに対応
するデータを求めることにより、長時間に亘り拍出量の
測定を繰返し行うことができる。測定の繰返しの頻度、
即ちデータ更新の頻度は非常に高く、従って集中治療医
に対し現在の状況に非常に近い拍出量のデータを得るこ
とができる。

【００３７】一般に、本発明に於いて使用される指示薬
は同化産物、即ち構築的代謝過程の産物又は異化代謝産
物、即ち異化代謝過程により排泄される化合物に変換さ
れる産物である。後者の代謝カテゴリーに於いては、発
生する変化は器官に使用可能なエネルギを形成する有用
性を示している。実質的な血液希釈や体の器官系の不安
定性は存在しないので測定頻度を高くすることができ
る。血液中の指示薬のベースライン濃度が僅かに変動す
るが、導入される生物学的に両立可能な分析物含有液体
に対する代謝反応は患者を安定な状態に維持するよう機
能する。

【００３８】アンモニア含有液をべースとする指示薬は
更に異化代謝され排泄されるよう体の幾つかの器官によ
り取り込まれる対象物であり、或いは同化作用、即ち他
の窒素生成物中に組み込まれることにより体内に残留す
る。各拍出量測定毎に注入される指示薬の量はセンサの
測定精度、１日当りに必要される拍出量測定の頻度、代
謝の速度に依存する。アンモニア含有液の場合には、代
謝の速度、即ち血液よりアンモニアが除去される速度は
濃度に応じて増大することが報告されている。この点に
関し、１９７９年に出版された「J. Clin. Invest. 」
(第６３巻)の第４４９頁乃至第４６０頁に記載された
「The Dynamics of Ammonia Metabolism in Man--Effec
ts of Liver Disease and Hyperammonemia」(Lockwood,
A. H.等著)を参照されたい。休息状態に於いては、血
液中の大抵のアンモニアは食事を起源とするものであ
る。通常の消化過程は消化された蛋白質よりアンモニア
を発生し、胃腸管内のバクテリアが食物蛋白質の消化及
び尿の蛋白質生成物の代謝によりアンモニア／アンモニ
ウムを発生する。種々の形態の窒素化合物、例えばアン
モニアガス（ＮＨ₃）、アンモニウムイオン（Ｎ
Ｈ₄ ⁺）、又は関連する窒素副生成物を含むアンモニア／
アンモニウムの形成、使用、循環の主要な器官の一例が
図４に示されている。体の或る器官に於いて代謝により
形成されるアンモニア／アンモニウムは一般に広く分散
される。

【００３９】図４に於いて、血液プール、即ち血管系が
ブロック１００により示されている。血液プール１００
は矢印１０２により示されている如くブロック１０４に
より示された胃腸管へグルタミン（ＧＬＮ）を供給す
る。蛋白質の消化及びグルタミン（ＧＬＮ）の脱アミノ
作用により胃腸管１０４内に於いて発生されたアンモニ
アは矢印１０６及び１０８により示されている如く門脈
循環へ流入し、ブロック１１０により示されている如く
肝臓の機能に関与する。血液プール、即ち血管系１００
と肝臓との間の代謝関係が矢印１１２〜１１４により示
されている。ブロック１１６として示された腎臓による
代謝作用が矢印１１８及び１１９により示されており、
異化代謝アンモニウムは矢印１２０及びブロック１２２
により示されている如く排泄される。脳への流れ及び脳
より血液プールへの流れがブロック１２４及び矢印１２
６〜１２８により示されている。骨格筋に対する代謝の
相互関係がブロック１３０及び矢印１３２、１３３によ
り示されている。運動により過剰のアンモニアが発生さ
れると、矢印１３４により示されている如くアンモニウ
ムイオンが血液プールへ移動する。かかる比較的短い時
間の変化は体により容易に許容される。短時間の変化は
現在の拍出量測定装置に於いても生じる。この点に関
し、１９９０年に出版された「Int. J. of Sports Medi
cine」（第１１巻）の第５１２９頁乃至第５１４２頁に
記載された「Exercise-Induced Hyperammonemia: Perip
heral and Central Effects」(Bannister等著)を参照さ
れたい。

【００４０】集中治療装置にいる患者に一般的な条件下
に於いては、休止状態の筋肉が循環血液よりアンモニア
／アンモニウムを取り込み、アンモニア／アンモニウム
はケトグルタール酸及びグルタミン酸を経て蛋白質合成
に使用される。筋肉が活動を再開すると、アンモニア／
アンモニウムが筋肉より血流中に放出される。追加のア
ンモニア／アンモニウム（アンモニウム塩溶液の形態を
なす）が末梢血管中に注入されると、追加のアンモニア
が血液を経て直接組織へ供給され、組織に於いて保有さ
れ、その後アミノ酸及び蛋白質合成に使用される。この
点に関し、１９６９年に出版された「Journal of Appli
ed Physiology」(第２６巻、Ｎｏ．１)の第１３頁乃至
第２２頁に記載された「Nitrogen Balance After Intra
venous and Oral Administration of Ammonia Salts in
Man」（Furst, P．等著）を参照されたい。

【００４１】図３に示された曲線９４〜９８の特徴的な
形状が、拍出量の値を求める従来の指示薬希釈法、例え
ば低温の生理食塩指示薬の短時間の注入を含む方法に於
いて見られる対応する温度／時間応答と比較される。図
５に於いて、混合された静脈血のベースライン温度が例
えば３７℃の値を有する破線１４０により示されてい
る。低温の生理食塩水の塊が破線１４４により示された
時間線まで延在する記号１４２により示された時間をか
けて上述の要領にて注入される。符号１４２により示さ
れた時間中に例えば５℃の温度の１０mLの等浸透圧の生
理食塩水の塊が右心房の入口に注入される。次いで温度
特性曲線１４６により示されている如く、サーミスタ又
は熱電対が肺動脈の領域に於いて応答し、指示薬の比較
的急激な温度変化を検出する。これとは対照的に、本発
明の測定装置は指示薬が長時間に亘り低い流量にて注入
されるので比較的ゆっくりとした温度応答を示す。

【００４２】拍出量、即ち体積流量は、測定され又は制
御される分析物含有液体の注入流量ｍ_I及び測定される
血液中の指示薬濃度、即ち分析物濃度の上昇量の関数と
して実験的に求められる。これらの関係がグラフ化され
る。例えば好ましい分析物含有液体としてアンモニア含
有液を考えると、図６に於いて、分析物含有液体の特定
の供給流量に於ける血液中の混合された合計のアンモニ
ア成分濃度Ｃaの差に対する拍出量（Ｌ／分）がプロッ
トされている。曲線１５０は分析物含有液体の注入質量
流量がmL／秒の単位にて一般に求められる所定の値であ
る場合に於ける血液中の指示薬濃度、即ち分析物濃度の
測定された差に対する拍出量の関係を示している。下側
の曲線１５２は注入質量流量が小さい場合の値である。
この図より解る如く、一群のかかる曲線が或る与えられ
た装置により求められる。この一群の曲線は分析物含有
液体がアンモニア含有液である場合には下記の式により
表される。ＣＯ（ｔ_i）＝Ｋ＊ｍ_I＊［ＩＣa−Ｃa（ｔ_i′）］／{[Ｃa(ｔ_i′)−Ｃa（ｔ _i ）］｝ ……（１）

【００４３】ここに、ＣＯは時点ｔ_iに於いて測定され
る拍出量（Ｌ／分）であり、Ｋは定数であり、ｍ_Iはア
ンモニア含有液の注入質量流量（Ｌ／分）であり、ＩＣ
aは分析物含有液体の合計のアンモニア成分濃度（所定
の指示薬濃度）（μmol／Ｌ）であり、Ｃa（ｔ_i′）は
指示薬注入時間中に測定される血液中の指示薬含有液体
の合計のアンモニア成分濃度（血液中の指示薬濃度）
（μmol／Ｌ）であり、Ｃa（ｔ_i）は指示薬注入前に測
定される血液中の分析物の合計のアンモニア成分濃度
（ベースライン濃度）（μmol／Ｌ）である。

【００４４】測定された心臓の拍出体積流量は、患者の
「体の表面積」（ＢＳＡ）（ｍ²の単位にて表示され
る）により測定された拍出量を除算することにより患者
の体格に対し正規化されることが多く、体の表面積は一
般に患者の身長及び体重に基づいて求められる。かくし
て正規化された心臓拍出量の値は心指数ＣＩと呼ばれ、
下記の式により与えられる。ＣＩ(ｔ_i）＝ＣＯ(ｔ_i）／ＢＳＡ ……（２）

【００４５】本発明の測定装置により行われる測定法は
分析物含有液体及び分析物濃度センサを相補的に選定す
ることの利点を活かすものものである。測定装置の構成
部材をマッチングさせると共に体内に於いて代謝可能な
分析物含有液体を選定するとこにより、平均化工程を要
することなく高精度にて拍出量を迅速に測定することが
できる。例示の目的で分析物含有液体としてアンモニア
含有液を使用する高頻度の測定法が図７にグラフにより
図示されている。図７に於いて、二つの一連の分析物含
有液体注入時間が時間を横軸にとって図示されており、
左側の座標軸は血液中のアンモニア含有液濃度を示し、
右側の座標軸はアンモニア含有液、即ち分析物含有液体
の注入流量を示している。

【００４６】本発明の方法によれば、図１及び図２との
関連で上述した如く患者の血流中にカテーテルを配置し
た後に、分析物濃度センサにより血流中の分析物のベー
スライン濃度の値が測定される。この値は血液中のアン
モニア含有液濃度に変換され、破線の曲線部分１６０に
よりＣoとして図示されたベースラインの値を示す。次
いでこの例示のための分析物含有液体、即ちアンモニア
含有液の初期注入が長方形１６２により示された注入時
間に亘り行われる。この注入時間の開始時点がｔ₁によ
り表されている。アンモニア含有液が分析物濃度センサ
へ向けて血流中を移動する間は濃度センサの出力は上昇
しない。しかし血液と混合された分析物含有液体が図７
に於いて時点ｔ₁′により示されている如く濃度センサ
に到達すると、符号１６０により示されたベースライン
濃度より指示薬注入時間中に測定され破線のレベルライ
ン１６６により示されたピーク濃度まで上昇する曲線１
６４により示されている如く、血液中の指示薬濃度が急
峻に上昇する。その後の分析物濃度の値は血液中のアン
モニア含有液濃度を測定する分析物濃度センサにより求
められる。次いでその値より上述の式（１）との関連で
上述した如く拍出量（ＣＯ）が求められる。次いで曲線
１６４は分析物含有液体の注入終了後に曲線領域１６８
により示されている如く比較的急激に低下し、注入され
たアンモニア含有液が体によって代謝されるにつれて更
に低下する。しかし新しい平衡レベルが曲線領域１７０
により示されている如くベースラインとして確立され、
この新しい僅かに高いレベルが破線１７２により示され
ている。

【００４７】２分後に拍出量測定のための２回目の注入
が長方形１７４により示されてる如く行われる。注入時
間１７４は時ｔ₃に於いて開始する。血液と混合された
分析物含有液体が濃度センサの前端組立体まで移行し得
る短い時間が経過した後、濃度センサにより検出される
分析物濃度、従って血液中のアンモニア含有液濃度が時
点ｔ₃′に於いて曲線領域１７６により示されている如
く急峻に上昇する。第１回目の場合と同様、曲線領域１
７６は領域１７８に於いてピーク値になる。しかしこの
ピークは破線にて示されたピークライン１６６よりも幾
分か高い。このことは破線１７２により示されたベース
ラインが僅かに上昇することによる。２回目の注入時間
は時点ｔ₄に於いて終了し、血液中のアンモニア含有液
濃度は曲線領域１８０により示されている如く急激に低
下する。この過程は長時間に亘る測定時間の間繰返され
る。各注入時間の終了時に体は再度確立されるベースラ
イン濃度レベルにて分析物濃度に対する代謝平衡レベル
に到達する。このことはベースライン濃度が長時間に亘
る平衡濃度レベルに到達し代謝作用の最終的な平衡状態
として濃度が上昇せず、血液中の指示薬濃度のレベルが
一定になるまで一連の測定過程に亘り生じる。分析物含
有液体としてアンモニア含有液が使用される測定法の場
合には、注入時間中に観察される破線１６６及び曲線領
域１７８により示される濃度のピーク値は患者の体に有
害な影響を及ぼさない。この場合人体は図４の矢印１３
４との関連で上述した如く運動の過程に於いて使用じる
アンモニア／アンモニウムイオンの変化を経験する。本
発明の装置及び方法は測定時間よりも実質的に短い注入
時間との組合せにて約１〜３分の頻度にて拍出量（Ｃ
Ｏ）を測定することができる。注入時間は医者の判断、
使用される特定の分析物、使用される濃度センサ、分析
物含有液体の注入質量流量に応じて約２〜３０秒以内に
選定される。

【００４８】図８は患者の体の代謝ホメオスタシスによ
り達成される血液中の分析物の濃度、即ち血液中の指示
薬濃度の平衡状態を示している。図８に於いて、血液中
の指示薬濃度、即ち血液中の分析物の濃度が縦軸に示さ
れており、時間が横軸に示されており、時間は一連の拍
出量測定に対応している。特に図８は対応するベースラ
イン濃度レベルＣ₁〜Ｃ₇、Ｃ_n〜Ｃ_n+4より上方へ延在す
る一連の血液中指示薬濃度のスパイクＣ₁′〜Ｃ₇′及び
Ｃ_n′〜Ｃ_n+4′を示している。各スパイクの幅は血流中
に導入される分析物含有液体の注入時間に対応してい
る。ベースラインの値Ｃ₁〜Ｃ₇により示されている如
く、血液中の指示薬のベースライン濃度は拍出量の測定
毎に上昇する。測定中に指示薬濃度の代謝による平衡状
態が生じ、平衡状態に於ける濃度の値は最初のベースラ
イン濃度レベルＣoよりも高い値になる。しかし実質的
に水平の破線の濃度レベルライン１８２により示されて
いる如く、一連の拍出量測定が行われた後に血液中の指
示薬濃度はホメオスタシスレベルに到達する。この時点
に於いては、指示薬の平均注入流量は患者の代謝速度に
等しくなる。この分析物濃度レベルは患者の体の代謝ホ
メオスタシスに対応している。測定装置の一部として、
外科医は医原性の問題が生じるレベルよりも低いレベル
（即ち安全な濃度レベル）を示す血液中の指示薬濃度レ
ベル、即ち分析物の濃度レベルに対応するホメオスタシ
ス閾値を測定装置の制御装置に入力する。分析物の濃度
がその閾値を越えると測定過程が停止され、或いは外科
医に警報を発するべく例えば警報の如き認識可能な出力
が発生される。

【００４９】分析物含有液体としてアンモニア含有液を
使用し、例えば２分毎に拍出量の測定が行われることを
示す１時間当り３０回の吐出量測定頻度を採用する好ま
しい実施形態に於いては、好ましいアンモニア塩溶液注
入流量は１回の拍出量測定当り０．５〜５．０mLであ
り、より好ましい注入流量は１回の拍出量測定当り１．
０〜２．０mLである。分析物含有液体の指示薬濃度、即
ちアンモニア含有液濃度は好ましくは１０〜２５０mmol
／Ｌ、より好ましくは３０〜１２０mmol／Ｌである。或
る与えられた拍出量測定に於ける分析物含有液体の注入
流量は先に測定された拍出量の値に基づいて決定され
る。例えば拍出量のレベルが高い（分析物含有液体の希
釈の程度が高い）場合には、高精度の拍出量測定を行う
ために注入流量を高く設定することができる。逆に拍出
量のレベルが低い（分析物含有液体の希釈の程度が低
い）場合には、高精度の拍出量の測定を行いつつ注入流
量を小さく設定することができる。

【００５０】一例として、下記の指示薬注入流量が１０
秒の注入時間を基準に拍出量測定装置にプログラムされ
る。

【００５１】表１先の拍出量分析物含有液体測定値（ＣＯ）注入流量測定間隔（Ｌ／分）（mL／秒）（分）３．０未満０．１０２．０３．０以上５．０未満０．１５２．０５．０以上７．０未満０．２０２．０７．０以上９．０未満０．２５２．５９．０以上０．３０３．０

【００５２】この拍出量のレベルに依存する注入流量を
使用することにより、１回の測定毎に注入される分析物
含有液体の量を生理的な拍出量の値全体に亘り比較的均
一な測定精度を確保し得るよう選定することができ、し
かも体内に注入される分析物含有液体の総量を低減する
ことができる。拍出量が高いときには測定の頻度が低減
され、これにより長時間に亘り注入される分析物含有液
体の総量が所定の限界値を越えることがないよう、注入
流量に応じて測定間隔を調節することができる。例えば
測定された拍出量のレベルが約９．０Ｌ／分である場合
には、測定間隔は３．０分である。また拍出量のレベル
が７．０Ｌ／分及びそれ以下である場合には、測定間隔
は２．０分である。かくして測定間隔を調節することに
より、注入流量が患者の体が注入された分析物含有液体
を代謝する能力を越えることが回避される。血液中の分
析物含有液体のレベルを継続的に頻繁に測定し、上述の
ホメオスタシス閾値を選定することにより、分析物の濃
度が上述の安全限界を越えることが確実に回避される。

【００５３】或る患者の監視中に本発明の測定装置によ
り行われる拍出量の測定回数は５０回未満より２０００
回以上の範囲である。何回かの測定が行われた後に、注
入される分析物含有液体の時間平均流量が代謝速度及び
血流より注入液を除去する速度に一致した段階で分析物
の濃度が上述のホメオスタシスレベル１８２に到達す
る。体の種々の器官や組織内に於ける自然のホメオスタ
シス過程は注入される分析物の代謝速度、即ち高濃度の
分析物の除去速度を増大させる。この指示薬希釈式の拍
出量測定法に分析物含有液体を選定することは以下の最
適パラメータをバランスさせることを含んでいる。

【００５４】（ａ）分析物測定精度……このパラメータ
を高くすることにより、各測定毎に目標測定精度を達成
すべく注入される分析物含有液体の量を少なくすること
ができる。

【００５５】（ｂ）分析物含有液体の背景濃度レベル、
即ちベースライン濃度レベル……ベースライン濃度、即
ち背景濃度レベルが低い分析物含有液体を選定すること
により、或る与えられた分析物注入流量に於ける分析物
の濃度レベルの変化を大きくすることができる。

【００５６】（ｃ）代謝速度／分析物除去速度……体の
代謝速度、即ち分析物除去速度が高い分析物含有液体を
選定することにより、ベースライン濃度レベルを大きく
増大させることなく、また体内の分析物の濃度レベルを
安全な濃度レベルよりも高くすることなく、拍出量の測
定頻度を高くすることができる。

【００５７】（ｄ）分析物のベースライン濃度レベルの
一時的な安定性……血液中の分析物のベースライン濃度
の短時間の安定性（即ち分析物のベースライン濃度を測
定する時点と一般的には数秒乃至数十秒の範囲である注
入時間中に後の分析物濃度を測定する時点との間の時間
中の安定性）が高ければ高いほど、或る与えられた分析
物含有液注入流量に対する測定精度が高くなる（即ちＳ
／Ｎ比が高くなる）。血液中の分析物のベースライン濃
度がかくして短い時間の間安定になることは静脈注入液
や投薬の常用、ベッドに於ける患者の移動、不規則な呼
吸、咳の如き変化に起因するベースライン濃度の大きな
変化がないことを意味する。

【００５８】（ｅ）センサの応答時間……センサの応答
時間が短ければ短いほど、分析物含有液体の注入時間が
短くなる。分析物含有液体の注入時間が短ければ短いほ
ど、目標測定精度レベルを達成すべく各拍出量測定毎に
注入される分析物含有液体の量を少なくすることがで
き、また体により代謝され除去されなければならない分
析物含有液体の量が少なくなる。

【００５９】次に使用される測定装置について説明す
る。前述の如く従来の構造のカテーテルが使用される。
しかし使用される分析物濃度センサの種類は二つのカテ
ゴリー、即ち光ファイバを使用する光学式のものとイオ
ン選択性電極式のものとに大別される。以下の説明に於
いては、分析物濃度センサは図１との関連で上述したSw
an-Ganz型の肺動脈カテーテルとの関連で説明される。

【００６０】図９に於いて、図１との関連で上述したカ
テーテル６０が詳細に図示されている。カテーテル６０
は光学式センサの前端組立体を含んでいる。かかる組立
体の特殊な構造を図面を参照して説明する。カテーテル
は部分的に膨らまされた袋６４及び外端６６を有する先
端領域６２を含むものとして符号６０により全体的に示
されている。測定領域７２が外端６６より注入ポート７
０まで希釈測定距離に亘り延在し、ポート７０を経て分
析物含有液体が排出される。一般に注入ポート７０は外
端６６より約３０cm根元側の位置に設けられ、分析物含
有液体が心臓の右心房若しくは右心房内の位置に於いて
血流中に拡散されるよう図１との関連で上述した位置に
設けられている。注入ポート７０に近接した位置には補
助ポート１９０が設けられており、この補助ポート１９
０は血流中に医薬を導入すべく従来の要領にて使用され
る。またポート１９０は低温の塊の噴射による熱希釈法
を使用する定期的な拍出量（ＣＯ）測定を行うために使
用される。或いは低温の塊を注入するための独立のポー
トが設けられてもよい。また先端領域６２にはサーミス
タ等であってよい温度センサ１９２及び肺動脈に於ける
血圧を測定するために使用される液体を搬送する通路又
は内腔が設けられている。分析物含有液体としてアンモ
ニア含有液が使用される実施形態に於いては、外端６６
には例えばアンモニアセンサの如き分析物濃度センサ及
びpＨセンサの前端組立体が設けられる。

【００６１】カテーテル６０は符号１９４により全体的
に示された根元側端部組立体にて終っており、根元側端
部組立体１９４に於いて種々の通路、分析物含有液体供
給源、対応する制御装置及びモニタ装置との間に通信が
行われる。前述の如く、分析物含有液体は液体供給コネ
クタ１９８にて終る導管１９６より制御された質量流量
ｍ_Iにて供給される。例えば分析物の検出やpＨの検出を
行うための光ファイバを担持する光ファイバ組立体が先
端領域６２に設けられた前端組立体より根元側端部組立
体１９４及びケーブル２００を経て光学式カプラ２０２
まで延在している。光学式カプラ２０２は後述の光検出
器及び発光ダイオード型の光源に接続された光ケーブル
（図示せず）に光学式カプラ２０３によって接続され
る。補助ポート１９０との連通は流体コネクタ２０６に
て終る導管２０４を介して行われる。袋６４はコネクタ
及び弁組立体２１０にて終るガス供給導管２０８を経て
供給される例えば二酸化炭素にて膨らまされる。外端６
６に於いて開口し血圧測定を行う液体通路のコラムが導
管２１２として根元側端部組立体１９４より延在してお
り、導管２１２はコネクタ２１４にて終っている。温度
センサ１９２に接続された導線がケーブル２１６を介し
て根元側端部組立体１９４より延在しており、ケーブル
２１６は電気コネクタ２１８に接続されている。例えば
符号２１９により示されている如く、カテーテルの外面
には距離を示す目印が設けられている。

【００６２】図１０及び図１１にはカテーテル６０の先
端領域６２の構造が断面図として図示されている。特に
図１０は図１１に示された楔状平面１０−１０に沿う断
面図であり、図１１は図１０に示された平面１１−１１
に沿う断面図である。図１０に於いて、外端６６は重合
体製のカラー２２０を含み、カラー２２０はカテーテル
６０の通路の一部を閉ざすと共に、光ファイバ及び血圧
に関連する通路のための端部要素支持体を構成してい
る。この場合通路（内腔）２２２がカテーテル６０を貫
通して延在し、外端６６に於いて受ける血圧を伝送すべ
く生理食塩水を供給する。袋６４は内部に設けられたポ
ート２２４より供給されるガスによって膨らまされ、ポ
ート２２４は通路２２６とガスの流通が可能に連通して
いる。通路２２６はカラー２２０により閉ざされてお
り、上述の二酸化炭素の如き袋を膨らませるためのガス
を受ける。サーミスタや温度センサ１９２との関連で機
能する二つの導線２２８及び２３０が外端６６に於いて
カラー２２０により閉ざされた通路２３２を貫通して延
在している。

【００６３】図１１はそれぞれ血液中の分析物濃度のレ
ベル及びpＨのレベルを測定する符号２３８及び２４０
により全体的に示された光ファイバ組立体を担持する二
つの通路２３４及び２３６が設けられていることを示し
ている。測定用の分析物が好ましいアンモニアである場
合には、合計のアンモニア成分量、即ちアンモニウムイ
オン及びアンモニアガスの合計の量を演算するためにp
Ｈのレベルが必要とされる。光ファイバ組立体２３８及
び２４０は濃度センサ及びpＨセンサの前端組立体より
延在している。また図１１は分析物含有液体供給通路２
４２及び第四の補助通路２４４を示している。これら二
つの通路はそれらのポートに隣接してその後方に於いて
閉ざされている。

【００６４】図１２には先端領域６２に於ける光学要素
の前端組立体がそれらを支持する要素と共にブロック図
として図示されている。分析物や分析物成分の濃度及び
pＨを光学式に検出するための種々の部材について説明
する。図１２は光ファイバ組立体２３８及び２４０がそ
れぞれpＨセンサ及び分析物濃度センサの機能を有する
ブロック２４６及び２４８として示された前端組立体ま
で延在している。光ファイバ組立体２３８及びそれに対
応する前端組立体２４６はブロック２５０として全体的
に示された光源及び変換器モジュールに光学的に接続さ
れている。モジュール２５０はそれぞれブロック２５２
及び２５４により示された光源及び変換機能部の機能を
果たす二つのチャンネルを含んでいる。分析物検出用光
ファイバ組立体２３８とモジュール２５０との間の動作
関係が双頭の矢印２５６により示されており、光ファイ
バ組立体２４０を含むpＨ検出組立体とモジュール２５
０との間の動作関係が光源と変換ブロック２５４との通
信を行うことを示す双頭の矢印２５８により示されてい
る。ブロック２５２及び２５４により示された光源及び
変換機能部に対する制御はブロック２６０により示され
た監視機能部及び対応する導線２６２、２６４により与
えられる。モジュール２５０及びモニタ２６０に対応す
る光学式の監視装置が、例えばアメリカ合衆国ウッディ
ンビル所在のResearch Internationalにより「ChemＣar
d 2000」なる商品名にて市販されている。

【００６５】図１３及び図１４には注入ポート、即ち注
入液出口７０が分析物含有液体供給通路２４２に設けら
れた状態にて図示されている。ポート７０は通路用のプ
ラグ２６６より上流側に設けられており、通路２４２に
隣接するカテーテルの壁の一部を局部的に除去すること
によって形成されている。図１３に於いて記号Ｌ₁によ
り示されたポート７０の長さ方向の最大寸法は０．１〜
０．８cmの範囲であり、好ましくは０．２〜０．３cmの
範囲内である。また図１４に於いて記号Ｗ₁により示さ
れたポート７０の幅方向の最大寸法は０．０５〜０．２
cmの範囲であり、好ましくは約０．０５〜０．１cmの範
囲内である。

【００６６】添付の図面には示されていないが、カテー
テル６０は光ファイバ組立体２３８及び２４０と同一の
長さに亘り延在する第三の光ファイバ組立体を担持する
他の通路を含むよう構成されてよい。この第三の通路は
血液の酸素飽和レベルを測定するために使用される。酸
素飽和レベルの測定は例えば１９８３年にアメリカ合衆
国、カリフォルニア州、サンジエゴ所在のBeach Intern
ational, Inc.より出版された「Continuous Measuremen
t of Blood Oxygen Saturation in the HighRisk Patie
nt」（第１巻）（Schweiss, J. F.著）の第１頁乃至第
１２頁に記載されている如き反射式の酸素測定法を使用
して行われる。

【００６７】また酸素測定法に関する他の説明が１９９
７年１月２４日付にて出願された米国特許出願第０８／
７９２，９６７号に記載されている。或いは例えば光フ
ァイバ組立体２３８の如く一方の光ファイバ組立体が血
液の酸素飽和レベルの測定を含む二つの目的を果たすよ
う使用されてもよい。

【００６８】拍出量測定カテーテルに使用されるセンサ
の種類は使用される分析物含有液体と相補的な関係にあ
るよう選定される。光学式のセンサが使用される場合に
は、種々のカテゴリーのセンサを使用することができ
る。しかし全ての場合に於いて、センサ系の前端組立体
は血液が捕捉され静的な状態に維持される胴部内に配置
されるのではなく、流動する血液中に配置されなければ
ならない。一般に光学式のセンサとして直接式分光計セ
ンサ、間接式分光計センサ、透過式分光計センサ、透過
／反射式分光計センサ、測色計センサ、蛍光分析センサ
がある。これらのセンサについては後述の図面との関連
で説明する。

【００６９】まず図１５に示された直接式分光計センサ
について説明する。図１５には分析物濃度センサの前端
組立体２４８が図示されている。このセンサは例えば分
析物としてのアンモニアガスを直接測定する。図１５
（Ａ）に於いては光ファイバが符号２７２により示され
ている。光ファイバ２７２は例えば図１１に於いて符号
２３４により示されたセンサ通路内に配置される。光フ
ァイバ２７２はその全長に亘り外装２７４により覆われ
ている。符号２７６により示された光ファイバの先端は
非常に薄い透明の被覆２７８により覆われている。被覆
２７８はフィブリンや血液の被覆の如き付着物が先端２
７６を覆う虞れを低減するヘパリンの如き抗凝固因子で
ある。特に図１５（Ａ）の実施形態は一つ又はそれ以上
の所定の波長の光を伝送すると同時にその反射光を受光
するものである。血流が符号２８０により全体的に示さ
れている。分析物がアンモニアガス（ＮＨ₃）である好
ましい実施形態に於いては、分析は符号２８２により示
された分析物成分（アンモニアガス）粒子への光の伝送
及び光の反射によって行われる。光の伝送は図１５
（Ａ）に於いて符号２８４により示されており、光の反
射は波形の矢印２８６により示されている。矢印２８６
により示された反射光は、分析物成分２８２の種類及び
血流２８０内の分析物成分２８２の濃度に対応するスペ
クトル部分の強度を示すスペクトルを呈する。一般に光
ファイバ２７２の直径は約５０〜１０００μｍの範囲内
にあり、好ましくは約１００〜５００μｍの範囲内にあ
る。典型的な直径は約２５０μｍである。

【００７０】また一つ又はそれ以上の所定波長の測定用
光の伝送及び受光は二つ又はそれ以上の光ファイバを使
用して行われてもよい。この方法に於いては、二つの光
ファイバが互いに隣接して配置される。或いは一つの光
ファイバが伝送機能を果たし、該中央の伝送用光ファイ
バを囲繞する一群の光ファイバが受光機能を果たすよう
になっていてもよい。かかる構成に於いては、伝送され
る光及び反射された光はそれらが血流へ導かれる際及び
血流より戻る際に良好に互いに分離される。

【００７１】図１５（Ｂ）にはセンサの前端組立体が符
号２４８により全体的に示されている。光学式センサに
使用される光ファイバ組立体は典型的にはプラスチック
よりなる一つのファイバであってもよく、また光ファイ
バがガラスにて形成される場合にはガラス繊維束又はガ
ラス繊維の複数のストランドであってよい。図１５
（Ｂ）に於いて、二つの光ファイバが符号２９０及び２
９２により示されている。各光ファイバはその全長に亘
りそれぞれ符号２９４及び２９６により示された外装内
に収容されている。各光ファイバ２９０及び２９２の先
端面２９８及び３００は、先端面２９８が反対側の先端
面３００と同様軸線へ向けて僅かに内方へ傾斜した状態
になるよう構成されている。更に先端面２９８及び３０
０はヘパリンの如き透明の抗凝固因子によりそれぞれ符
号３０２及び３０４により示されている如く被覆されて
いてよい。伝送用及び反射用に分離された光ファイバ組
立体の全体としての直径は図１５（Ａ）の一つの光ファ
イバによる構造の全体としての直径と同一であるよう設
定される。図１５（Ｂ）に於いて、血流が符号３０６に
より示されており、測定される分析物成分、例えばアン
モニアガス（ＮＨ₃）が符号３０８により示されてい
る。図示の構成によれば、一つ又はそれ以上の波長の光
が伝送矢印３１０により示されている如く光ファイバ組
立体２９０を経て伝送される。伝送矢印３１２により示
されている如き反射光は後に分析されるよう光ファイバ
組立体２９２により収集され伝送される。この前端組立
体によれば、伝送される光及び反射された光は、分光強
度を一層正確に測定することができ、従って分析物成分
３０８の濃度を一層正確に測定することができるよう、
それらの光が血流３０６及び血流と混合された分析物成
分３０８へ伝送されこれらより戻る方向へ伝送される際
に良好に互いに分離される。

【００７２】また測定されるべき他の任意の分析物に光
を照射しそれらの分光特性を求めるに適した波長の光を
使用することにより、血液中の一種類以上の分析物や分
析物成分の濃度が定量化されてもよい。例えばアンモニ
ア（ＮＨ₃）の濃度及び血液の酸素飽和レベルを測定す
るために直接式測定構造が使用されてもよい。上述の他
の実施形態の場合と同様、先端面又は前端組立体及びこ
れらに対応する被覆３０２、３０４は流動する血液中に
浸漬される。

【００７３】次に図１６乃至図１８を参照して間接式分
光計センサについて説明する。図１６に於いて、符号２
４８により示されたセンサの前端組立体は先端面３２０
まで延在する伝送及び受光用光ファイバ組立体３１８を
含んでいる。先端面３２０にはキャップ形の薄膜３２２
が配置されており、薄膜３２２は間隙３２６を郭定する
よう先端面３２０より隔置された前側内面３２４を有し
ている。薄膜３２２の周縁側内面３２８は間隙３２６の
完全性を確保すべく光ファイバ組立体３１８の外面３３
０にシールされている。薄膜３２２の外面３３２は符号
３３４により全体的に示された血流の流動する血液と接
触した状態に配置される。上述の他の実施形態の場合と
同様、分析物成分、例えばアンモニアガスの粒子３３６
が血流３３４の血液と混合される。薄膜３２２は微小孔
を含み、血流３３４中の水や他の液体成分の侵入を抑制
し又は阻止しつつ、測定されるべき分析物成分、例えば
アンモニアガスが濃度勾配に起因して薄膜を横切って迅
速に拡散することを許すようになっている。間隙３２６
には符号３３６′にて示された測定されるべき分析物成
分を含む液体空間が形成される。この構成によれば、分
析物成分３３６′と分析物成分３３６との間に平衡状態
が形成される。伝送矢印３３８により示されている如き
一つ又はそれ以上の波長の光が間隙３２６内へ伝送さ
れ、伝送矢印３４０により示されている如く分析物成分
３３６′により反射され、後に分析される。反射光の強
度が矢印３４０により示されており、分析物成分の濃度
は一つ又はそれ以上の波長の光の強度と関連付けられ
る。矢印３３８により示されている如く伝送される光は
特定の波長の光であってよく、また一連の波長の光が測
定されてもよい。

【００７４】このセンサ構造の利点は検出されるべき特
定の物質が血液により搬送される他の物質より分離され
るので分光分析を単純に行うことができるということで
ある。薄膜３２２及び本発明の他の実施形態に採用され
る薄膜は、例えばアメリカ合衆国メリーランド州、エル
クトン所在のW. L. Gore & Associates, Inc.により製
造されているTeflon（登録商標）バリアであってよい。
これらの薄膜は微小孔を含み、微小孔の大きさは分析物
がアンモニアである場合には０．０２〜３μｍの範囲内
であることが好ましい。また薄膜３２２の全厚は１〜１
００μｍの範囲内、好ましくは１０〜５０μｍの範囲内
である。Teflon（登録商標）材料は疎水性を有するの
で、周囲の血液中の水や他の液体成分の侵入が抑制され
る。

【００７５】透過式分光計センサが図１７に図示されて
おり、このセンサのための前端組立体２４８が図示され
ている。図１７に於いて、光ファイバ組立体は光伝送脚
部３４４と復帰脚部３４６とを有する実質的にＵ形をな
している。この組立体に於いては、図１６の組立体の場
合と同様、脚部３４４の端面３５０と復帰脚部３４６の
端面３５２との間に間隙３４８が郭定されている。円筒
形をなしていてよい薄膜３５４が間隙３４８を横切って
その周りに配置されており、対応する脚部３４４及び３
４６の外面３５６及び３５８に対しシールされている。
上述の他の実施形態の場合と同様、薄膜３５４は血流よ
り分析物成分の侵入を許す微小孔を有している。血流は
符号３６０により全体的に示されており、分析物成分、
例えばアンモニアガス（ＨＮ₃）が符号３６２により示
されている。

【００７６】この構成によれば、前端組立体２４８が流
動する血流中に浸漬されると、血流３６０と間隙３４８
との間に濃度勾配が生じ、これにより符号３６２′によ
り示されている如く分析物が間隙３４８内へ侵入する。
一つ又はそれ以上の波長を有する光が伝送矢印３６４に
より示されている如く間隙３４８へ向けて伝送され、分
析物３６２′により選択的に減衰せしめられる。かくし
て減衰された光は、間隙３４８内の分析物、従って血流
３６０中の分析物の濃度を定量分析すべく、伝送矢印３
６６により示されている如く戻される。図１５の場合と
同様、この構成は所定の分析物を他の物質より分離して
分析を単純化することができるという利点を有してい
る。

【００７７】伝送／反射式分光計センサが図１８に解図
的に示されている。図１８（Ａ）に於いて、前端組立体
２４８は側面３７２を有し先端面３７４まで延在する光
ファイバ組立体３７０を含んでいる。内面３７８を有す
る重合体製のエンドピース３７６が先端面３７４より隔
置されており、内面３７８は符号３８０により示された
被覆等として設けられた光反射手段を支持している。エ
ンドピース３７６のエッジ面３８２は光ファイバ組立体
３７０の側面３７２に対応する大きさに設定されてい
る。

【００７８】光反射面３８０は間隙３８４を郭定する距
離だけ先端面３７４より隔置されており、円筒形の薄膜
３８６が間隙３８４を郭定するよう該間隙を囲繞してい
る。薄膜３８６は側面３７２及び３８２に対しシールさ
れている。前端組立体２４８は符号３８８により全体的
に示された流動する血流中に浸漬される。分析物成分３
９０は血流３８８と混合される。この構成によれば、濃
度勾配が血流３８８と間隙３８４との間に形成され、薄
膜３８６の微小孔構造により符号３９０′により示され
た分析物成分が間隙３８４内へ侵入することができる。
光は伝送矢印３９２により示されている如く光ファイバ
組立体に沿って伝送され、光反射面３８０により反射さ
れ、伝送矢印３９４により示されている如く元の方向へ
戻る。間隙３８４を通過する際の光の変化が分析され、
これにより分析物成分の濃度の値が求められる。

【００７９】図１８（Ｂ）には伝送／反射式分光センサ
の他の一つの構造が図示されている。前端組立体２４８
は側面４０２を有し先端面４０４まで延在する光ファイ
バ組立体４００を有している。光ファイバ組立体４００
の前端にはキャップ形をなす薄膜４０６が配置されてお
り、薄膜４０６は前側の内面４０８と円筒形の周縁側の
内面４１０とを有している。被覆として存在し符号４１
２により示された光反射要素が内面４０８により支持さ
れている。薄膜４０６の周縁側の内面４１０は間隙４１
４を郭定するよう光ファイバ組立体４００の側面４０２
に対しシールされている。薄膜４０６の外面４１６は符
号４１８により全体に示された血流の流動する血液中に
浸漬される。符号４２０により示された分析物成分は血
流４１８の血液と混合される。上述の他の実施形態の場
合と同様、薄膜４０６は間隙と血流との間に濃度勾配が
形成されることにより分析物成分４２０が間隙４１４内
へ侵入することを許す微小孔を有している。血液の他の
成分は間隙４１４内へ侵入することが実質的に阻止され
る。間隙４１４内へ侵入した分析物成分が符号４２０′
により示されている。分析物成分４２０の濃度と平衡状
態にある分析物成分４２０′の濃度の分析は、伝送矢印
４２２により示されている如く間隙４１４を横切って一
つ又はそれ以上の波長の光を導くことによって行われ
る。この光は分析物成分４２０′に衝突し、光反射要素
４１２により反射され、伝送矢印４２４により示されて
いる如くその後分析されるよう戻る。

【００８０】図１９には測色計センサ及び蛍光分析セン
サの両方に共通の構造を有する前端組立体が解図的に図
示されている。このセンサは先端面４３２まで延在し外
装４３４により囲繞された光ファイバ組立体４３０を含
んでいる。外装及び光ファイバ組立体の周りには前側の
内面４３８及び周縁側の内面４４０を有するキャップ形
の薄膜４３６が配置されている。内面４４０は間隙４４
２を郭定する距離だけ内面４３８を先端面４３２より隔
置するよう外装４３４の外面に対しシールされている。
間隙４４２内にはリアクタ４４４が配置されており、リ
アクタ４４４は図示の構造の場合には好ましい測色計セ
ンサとして機能する分析物成分応答染料であってよく、
また光により刺激されると蛍光を発するリアクタであっ
てよい。薄膜４３６の外面４４６は分析物成分４５０を
含み符号４４８により全体的に示された血流の流動する
血液中に浸漬される。分析物成分がアンモニア（Ｎ
Ｈ₃）であり、リアクタ４４４として分析物成分感応染
料が使用される本発明の好ましい実施形態に於いては、
薄膜４３６は微小孔を有し、分析物４５０が微小孔を経
て侵入し、染料により郭定されたリアクタ４４４と化学
的に反応する。その結果染料の色が変化し、その色の変
化が測色により分析される。リアクタ４４４は伝送矢印
４５２により示された一つ又はそれ以上の波長の光によ
って刺激される。リアクタの染料により反射された光が
伝送矢印４５４により示されている。

【００８１】分析物としてアンモニアを使用し、リアク
タ４４４としてアンモニア感応染料を使用する測定装置
が本発明の一つの好ましい実施形態である。リアクタ４
４４に使用可能なアンモニア感応染料として、３８０〜
４８０nmの第一の帯域の波長、５２０〜６８０nmの第二
の帯域の波長、７００〜９００nmの第三の帯域の波長に
於いて励起されるブロモクレゾールグリーン、３８０〜
４２０nmの第一の帯域の波長、５２０〜６２０nmの第二
の帯域の波長、６５０〜９００nmの第三の帯域の波長に
於いて励起されるクロロフェールレッド、３８０〜４４
０nmの第一の帯域の波長、５２０〜６４０nmの第二の帯
域の波長、７００〜９００nmの第三の帯域の波長に於い
て励起されるブロモフェノールブルー、ｍ−クレゾール
パープル、チモールブルー、コンゴーレッドがある。リ
アクタを刺激するための種々の波長の光は従来より一般
に発光ダイオード（ＬＥＤ）により発生され、使用され
る波長はピーク吸収強度に対応する波長やアンモニアの
濃度変化に感応しない波長に基づいて決定される。プラ
スチック製の光ファイバ組立体が使用される場合には、
好ましい第三の波長は約７００nmである。ガラス製の光
ファイバ組立体が使用される場合には、好ましい第三の
波長は上述の範囲内である。リアクタ４４４として機能
する染料は非常に迅速に分析物成分４５０との平衡状態
に到達する。応答する波長の反射光の正規化された強度
が分析物成分（例えばアンモニア）の濃度を定量化する
ために使用される。

【００８２】リアクタ４４４が分析物に感応する蛍光性
材料である場合には、リアクタが矢印４５２により示さ
れている如く種々の波長の光により励起されると、蛍光
性のレベル（強度）、即ち光源が消灯された際の消光速
度が分析物成分４５０の濃度と関連付けられる。

【００８３】図２０には、図１２について上述した光源
及び変換機能部２５４であって、図９との関連で説明し
た光学式カプラ２０２の構成要素を示す機能部２５４が
詳細に図示されている。この特定の組立体はリアクタが
分析物成分に感応する染料、好ましくはアンモニア（Ｎ
Ｈ₃）に感応する染料である図１９の測色計式の実施形
態に使用される。図２０（Ａ）に於いて、光ファイバ組
立体４３０は段差状の室４６０まで延在している。１光
ファイバの光ファイバ組立体４３０が符号４６２により
全体的に示された７本の光ファイバ要素（チャンネル）
の組立体と光を交換可能に配置されている。これら複数
の光ファイバ要素は発光ダイオードの光源４６６より４
５０nmの波長の光を伝送する光ファイバ要素４６４と、
発光ダイオードの光源４７０より６１５nmの波長の光を
伝送する光ファイバ要素４６８と、発光ダイオードの光
源４７４より７００nmの波長の光を伝送する光ファイバ
要素４７２とを含んでいる。光ファイバ要素４７６、４
７８、４８０が対応する光源４６６、４７０、４７４よ
りの光をブロック４８２により示されたフォトダイオー
ド参照部へ伝送する。分析物成分感応染料に衝突し反射
された光（矢印４５４）は集光用光ファイバ要素４８４
〜４８７により収集され伝送される。光ファイバ要素４
８４〜４８７内の光はブロック４８８により示されたフ
ォトダイオード検出器へ導かれる。

【００８４】図２０（Ｂ）には光ファイバ組立体４６２
の断面図が図示されている。集光用の光ファイバ要素４
８４が光ファイバ組立体４６２の中央に配置されてお
り、他の光ファイバ要素４８５〜４８７が光ファイバ要
素４８４の周りに対称的に配置されている。光ファイバ
要素４６４、４６８、４７２は互いに同一の直径を有
し、中央に配置された集光用の光ファイバ要素４８４の
周りに対称的に配置されている。かかる構成によれば、
光源４６６、４７０、４７４よりの光の約１１％がリア
クタ４４２へ伝送され、光がリアクタ４４２により反射
されると約４４％の光がフォトダイオード検出器４８８
へ伝送される。

【００８５】分析物成分が例えばアンモニア又は二酸化
炭素である場合には、合計の指示薬濃度の値、即ち血液
中の分析物液の濃度を求めるべく、血液のpＨの値が合
計の濃度を求めるための直接的な演算に於いて使用され
る。pＨの値は化学的な技術又はイオン選択性電極式の
種々の技術により測定されてよい。pＨ感応染料が図１
１及び図１２との関連で上述した実施形態に使用され
る。図２１には図１２に全体的に示された前端組立体２
４６が解図的に且つ詳細に示されている。図２１に於い
て、前端組立体２４６は光ファイバ組立体２４０に設け
られている。円筒形の外面４９０は外装４９２により覆
われており、光ファイバ組立体２４０の先端面４９４は
多孔質の被覆として適用され符号４９６により示された
pＨ感応染料にて被覆されている。先端面４９４及び染
料４９６上には水素イオン透過性の薄膜４９８がシール
式に配置されており、薄膜４９８は光ファイバ組立体２
４０及び外装４９２に対しシールされた円筒形の側部５
００を有するキャップ形をなしている。薄膜４９８の前
側の内面５０２は媒体５０４を受け入れ得るよう染料４
９６より隔置されており、媒体５０４のpＨは前端組立
体２４６が浸漬された血液のpＨと平衡状態になる。pＨ
感応染料は流動する血流中の血液のpＨの値を求めるべ
く一つ又はそれ以上の波長の光が照射される。図示の実
施形態に於いては、pＨセンサの前端組立体はカテーテ
ル６０の先端に設けられている。このセンサは例えば注
入ポート７０に近接した位置や袋６４の後方の如き他の
位置に設けられてもよい。

【００８６】光学式以外の他の技術を使用して分析物濃
度検出装置が構成されてもよい。かかる方法が採用され
る場合には、カテーテルの構造がある程度修正される。

【００８７】図２２には非光学式の濃度センサが設けら
れたカテーテル５１０が図示されている。上述の他の実
施形態の場合と同様、この濃度センサは図１及び図２の
実施形態を含む希釈法による拍出量測定を実行するに適
したカテーテルに組み込まれる。上述の他の実施形態の
場合と同様、カテーテル５１０は全体的には先端領域５
１４に部分的に膨らまされた袋５１２を有するSwan-Gan
z型のものである。このカテーテルに於いては、例えば
電流計式及び電圧計式のセンサ、ショットキーダイオー
ド式のセンサ、音波式のセンサの如き種々の分析物濃度
センサの技術が使用されてよい。また先端領域５１４に
はサーミスタ等であってよい温度センサ５１６が設けら
れており、また肺動脈の血圧を検出するために使用され
る生理食塩水を供給する先端にて開口した通路が設けら
れている。この血圧検出通路は先端面５１８に於いて開
口している。注入ポート５２０が先端面５１８より希釈
測定に選定された距離だけ後方へ隔置されている。一般
に注入ポート５２０は先端領域５１４より２０〜３０cm
後方の位置に設けられ、分析物含有液体の注入を所望の
質量流量にて達成するよう選定された大きさを有してい
る。また一般に、注入ポート５２０は分析物含有液体が
図１との関連で上述した如く心臓の右心房近傍若しくは
右心房内の位置に於いて血流中に注入されるよう設けら
れる。注入ポート５２０に或る程度近接した位置には補
助ポート５２２が設けられており、この補助ポート５２
２は血流中に医薬を導入すべく従来の要領にて使用され
る。またポート５２２は低温の塊注入による従来より公
知の熱希釈法を使用して定期的な拍出量（ＣＯ）測定を
行うために使用される。

【００８８】濃度センサの前端組立体は袋５１２に近接
した位置５２４に図示されている。この実施形態の前端
組立体に於いては、多くの場合上述の特徴を有する薄膜
が使用される。このセンサの先端領域５１４内の構成要
素及びポート５２０、５２２はカテーテル５１０の測定
領域５２６内に存在している。カテーテル５１０は図１
との関連で上述したカテーテル６０に対応する大きさに
設定されており、カテーテル６０の場合と同様距離の目
印（そのうちの幾つが符号５２８により示されている）
を含んでいる。カテーテルは符号５３０により全体的に
示され端部組立体５３０を含む根元側端部領域まで延在
している。種々の監視部材及び制御部材との接続及び分
析物質含有液体の供給源との接続は端部組立体５３２を
介して行われる。分析物含有液体はコネクタ５３６にて
終る導管５３４より制御された質量流量ｍｄ_Iにて供給
される。温度センサ５１６及び濃度センサの前端組立体
５２４より延在する導線がケーブル５３８を介してコネ
クタ５４０まで延在している。補助ポート５２２は液体
コネクタ５４４にて終る導管５４２と連通している。袋
５１２はコネクタ及び弁組立体５４８にて終る導管５４
６により供給されるガスにより例えば二酸化炭素にて膨
らまされる。血圧測定の目的で先端面５１８まで延在す
る液体通路のコラムが端部組立体５３２よりコネクタ５
５２にて終る導管５５０を介して延在している。

【００８９】図２３及び図２４には濃度センサの前端組
立体５２４に於けるカテーテル５１０の構造が図示され
ている。温度センサ５１６が設けられた先端領域５１４
の外端は図１０との関連で上述した対応するセンサ１９
２と同様に構成されている。図２３に於いて、袋５１２
が設けられた領域には袋を膨らませたり萎ませたりする
ための通路５５４が設けられており、通路５５４は袋５
１２を選択的に膨らませるための流入出ポート５５８を
形成するようプラグ５５６により閉ざされている。血圧
測定用通路５６０がカテーテル５１０の中心線に沿って
延在しており、中心線に対し通路５５４とは反対の側に
は導線通路５６２が設けられている。通路５６２は図２
４にも表れている。この位置に於いては、通路５６２は
温度センサ５１６（図２２参照）より延在する二つの導
線５６４及び５６６を支持している。濃度センサ５２４
はイオン選択性電極式のセンサとして構成されており、
外側に配置された円筒形の薄膜５６８を有している。薄
膜５６８は前述のTeflon（登録商標）、即ちポリテトラ
フルオロエチレンの如き微小孔を有する疎水性重合体に
て形成されている。薄膜５６８は所定のイオンに対し半
透過性を有する。分析物含有液体がアンモニア含有液で
ある場合には、一般に、アンモニウムイオン（ＮＨ₄ ⁺）
が分析物成分となる。

【００９０】図２４は環状の液体保持間隙５７２を形成
するよう円筒形の薄膜５６８より内方へ隔置された円筒
形の重合体製の壁５７０が存在していることを示してお
り、間隙５７２は円筒形のエンドプラグ５７４と外壁５
７６に設けられた対応する流体ブロックとの間に延在し
ている。間隙５７２内には電解質、即ち導電性の液体５
７８が貯容されている。分析物含有液体がアンモニア含
有液である場合には、液体５７８は０．１molの塩化ア
ンモニウムを含有する溶液であってよい。この液体５７
８は血液により搬送され薄膜５６８を横切って侵入する
アンモニウムイオンと平衡状態に到達し、これにより液
体５７８のpＨが変化される。従ってこの装置はpＨセン
サとなる。液体５７８は測定される分析物に関連付けら
れなければならない。分析物成分がアンモニウムイオン
である場合には、アンモニウムイオンが薄膜５６８を通
過して侵入するので、血流中のアンモニウムイオンの濃
度が高ければ高いほど、液体５７８中のアンモニウムイ
オンの濃度も高くなる。イオン選択性電極は液体５７８
中のこのイオンの濃度を測定するために使用される。円
筒形の壁５７０の外面は前端組立体５２４の前方の領域
に於いてpＨ電極にて被覆されており、この電極は水素
イオンに対し選択性を有するガラス電極として設けられ
ている。かかる電極が符号５８０により示されている。
電極５８０は６８：２５：７の比率にて二酸化ケイ素、
酸化リチウム、酸化カルシウムを含むガラスであってよ
い。図２３に於いて、電極５８０は円筒形のエンドプラ
グ５７４よりエッジ、即ち終端部５８２まで延在してお
り、導線通路５６２内へ延在する導線５８４に接続され
ている。円筒形の基準電極５８６が前端組立体５２４
（図２３参照）を完成している。この基準電極５８６は
例えば銀又は塩化銀の如き金属被覆として設けられてよ
い。電極５８６はガラス電極５８０より隔置されている
が、電解質貯容間隙５７２内に於いて電極５８０と動作
的に関連した状態に維持される。電極５８６は図２６に
示された導線通路５６２内へ延在する導線５８８に接続
されている。

【００９１】作動に於いては、導線５８４及び５８８は
分析物成分がアンモニア（ＮＨ₃）である場合には電位
差式検出装置に接続される。分析物含有液体と混合され
る血流中の血液が疎水性の薄膜５６８を横切って移動す
ると、アンモニアガスの蒸気が薄膜を通過して電解質５
７８中に拡散する。ガラス電極５８０と基準電極５８６
との間の測定される電位差の変化は電解質５７８のpＨ
の変化に対応しており、濃度センサ５２４に隣接する血
流中の血液のアンモニア濃度に比例し、これに関連付け
られる。拍出量（ＣＯ）の値は上述の式（１）に従って
演算される。センサ５２４は基準電極とガラス電極との
間の電位差が測定される上述の電位差式に動作せしめら
れてもよく、また低い直流電圧が印加されている状況に
於けるこれら二つの電極の間に流れる電流が測定される
電流計式に動作せしめられてもよい。

【００９２】また図２４にはポート５２２（図２２参
照）と連通し導管５４２を介してコネクタ５４４と連通
する補助通路５８６が図示されている。また図２４は指
示薬供給通路、即ち分析物含有液体供給通路５９２を示
しており、通路５９２は注入ポート５２０の位置を僅か
に越えた位置に於いて閉ざされている。血圧測定用通路
５６０が図２４の中央に表れている。図２５及び図２６
には測定領域５２６が注入ポート５２０に於いて始まっ
ていることが詳細に示されている。カテーテル５１０は
図２３との関連で上述した拡大された円筒形の外壁５７
６を有するよう形成されている。この壁５７６は図２５
及び図２６に表れている。注入ポート５２０の構造は図
９との関連で上述したものと同一である。また図２５及
び図２６は注入ポート５２０が拡大された外壁５７６を
貫通して延在し、分析物含有液体供給通路５９２と流体
の流通が可能に連通していることを示している。この通
路５９２は注入中制御された質量流量の分析物含有液体
を受ける。通路５９２はプラグ５９４により閉ざされて
いる。図２６はカテーテル５１０の導線支持通路５６２
が電極−電解質式分析物濃度センサの前端組立体５２４
(図２４参照)より後方へ延在し、四つの導線５６４、５
６６、５８４、５８８を支持していることを示してお
り、これらの導線は前述のケーブル５３８及びコネクタ
５４０にて終っている。

【００９３】次に図２７乃至図２９を参照してショット
キーダイオード式濃度センサの使用について説明する。
図２７乃至図２９には濃度センサが解図的に図示されて
いる。特に図２７に於いて、図１及び図２との関連で上
述した型式のカテーテル６０２の測定領域６００が前端
組立体６０４を有し、前端組立体６０４に於いては平面
的なショットキーバリアダイオードが分析物又は分析物
成分と相互作用することに基づく技術が使用される。こ
の実施形態に於いては、センサ６０４は例えば図２６と
の関連で上述した外壁５７６に対応する壁６０６上に設
けられている。センサ６０４は互いに隔置され互い違い
に配列された構造の二つの金属電極を有している。これ
らの電極はアルミニウム電極６１０との組合せにて構成
された金電極６０８として設けられている。金電極６０
８はオリ（３−オクチルチオフェン）（３ＰＯＴ）と抵
抗接点を形成し、アルミニウム電極６１０はオリ（３−
オクチルチオフェン）（３ＰＯＴ）とショットキーバリ
ア接点を形成している。導電性を有する重合体６１２が
分析物又は分析物成分の濃度に関連付けられる導電性を
示す。導電性重合体６１２はポリピロル、ポリチオフェ
ン、ポリアニリンに置き代えられてもよい。センサの動
作要素を覆う分析物又は分析物成分透過性の薄膜であっ
て上述の実施形態に於いて説明したものと同様の薄膜は
図には示されていない。センサの動作要素は前述のリア
クタの機能を果たす。薄膜の外面は他の実施形態の場合
と同様血流の流動する血液と接触する。これらに関し、
１９９４年に出版された「Sensors and Actuators, B」
（第２０巻）の第７１頁乃至第７７頁に記載された「In
teraction of Planar Polymer ショットキー Barrier D
iodes with Gaseous Substances」（Assadi, A等著）を
参照されたい。

【００９４】次に図３０を参照して音波式の分析物濃度
センサについて説明する。図３０に於いて、図２７乃至
図２９との関連で上述したセンサ６０４の要領にて取り
付けられた濃度センサの前端組立体が符号６２０により
示されている。音波式センサの検出原理は音波が伝播す
る物質の表面の乱れにより惹起される音波速度の変化や
減衰を検出することに基づくものである。音波遅延線路
が周波数測定素子として発振ループに配置されると、音
波速度の変化により音波の遅延時間が変化せしめられ
る。このことにより発振周波数が変化される。図３０に
於いて互い違いに構成された送信変換器６２２が受信変
換器６２４より隔置されている。測定される分析物又は
分析物成分により反射された音波が矢印６２６により示
されている。変換器６２２及び６２４は遅延線路発振回
路に接続されている。この回路は導線６３０に入力を有
し導線６３２に出力を有する発振器６２８を含んでい
る。変換器６２２及び６２４はフィードバック経路、即
ち遅延線路に設けられており、特に変換器６２２は導線
６３４及び６３６を介して導線６３２に接続され、変換
器６２４は導線６３８及び６４０を介して導線６３０に
接続されている。従って増幅器（発振器）の出力はこれ
らの変換器を含む遅延線路によりフィードバックされ、
Ａ（ω）は増幅器のゲインを表し、Ｂ（ω）は遅延線路
の損失を表す。変換器及び発振回路はシリコン（ベー
ス）、二酸化ケイ素、アルミニウム、酸化亜鉛（表面）
を使用する従来の集積回路製造法を用いて形成されるマ
ルチレイヤ式デバイスであってよい。これらに関し、１
９９４年に出版された「Sensors andActuators A」（第
４４巻）の第２４９頁乃至第２６３頁に記載された「In
tegrated-Circuit-Compatible Design and Technology
of Acoustic-Wave-Based Microsensors」（Velekoop,
M. J.等著）を参照されたい。

【００９５】次に図３１を参照して拍出量の測定を行う
装置全体について説明する。図３１に於いて、肺動脈カ
テーテル６５２を使用する拍出量測定装置が符号６５０
により全体的に示されている。カテーテル６５２は図１
との関連で上述した肺動脈カテーテルに対応している。
このカテーテルの入力部には、モジュール６５４より出
力信号が出力され制御装置６６０へ入力されるよう複数
要素式のケーブル６５６及び６５８が接続されている。
制御装置６６０は符号６６２により全体的に示された従
来のスタンドに取り付けられており、拍出量又は心指数
の限界値、ホメオスタシス閾値レベルの如き制御パラメ
ータを入力するために使用される一連のキー６６４を含
んでいる。キーに近接した位置にはディスプレイ６６６
が設けられており、制御装置６６０の背面側にはストリ
ップチャートレコーダ６７０と共に分析物含有液体供給
ポンプ６６８が取り付けられている。分析物含有液体は
使い捨ての吊り下げ式のバッグ６７２及び供給導管６７
４よりポンプ６６８へ供給される。

【００９６】図３２には分析物含有液体及びこれと共働
するセンサが機能する測定装置６８０のブロック図が図
示されている。測定装置６８０はブロック６８２により
示されたマイクロプロセッサにより動作するコントロー
ラとの関連で動作せしめられる。コントローラ６８２は
リードオンリメモリ（ＲＯＭ）と、ランダムアクセスメ
モリ（ＲＡＭ）と、キーボードの如き入力装置との組合
せにて機能し、プリンタを含むディスプレイ機能を果た
すプログラマブルインタフェースアダプタを含む入出力
素子とを含む制御用の一般的な要素を含んでいる。測定
装置６８０の使用時には、種々のパラメータが測定さ
れ、メモリに記憶される。例えば患者の体重及び身長が
ブロック６８４及び導線６８６により示されている如く
入力される。これらの情報は上記式（２）との関連で上
述した如く最終的に心指数（ＣＩ）を演算すべくＢＳ
Ａ、即ち体の表面積（ｍ²）を求める際に使用される。
図３２との関連で上述した分析物成分はアンモニアガス
（ＮＨ₃）である。他の分析物の場合には、正確な拍出
量の測定を行うための補正を行うべく、血液のヘマトク
リットを測定し、その測定値を断続的に又は連続的に入
力する必要がある場合がある。かかる補正を必要とする
分析物は二酸化炭素及びエタノールである。

【００９７】使用されるカテーテルの構成部材が境界線
６８８内に示されている。カテーテルの構成部材は図９
に於いて符号１９２により示され図３２に於いてブロッ
ク６９０により示された血液温度センサを含んでいる。
血液の温度を示すデータは導線６９２を経てブロック６
９４により示された温度モニタへ伝達され、モニタの出
力は導線６９６を経てコントローラ６８２へ入力され
る。導線６９２は前述の導線２２８及び２３０（図１１
参照）に対応している。同様にカテーテルの血圧通路が
ブロック６９８により示されている。血圧通路の出力は
導線７００を経てブロック７０２により示された血圧モ
ニタへ供給される。血圧モニタ７０２の出力は導線７０
４を経てコントローラ６８２へ供給される。

【００９８】境界線６８８内のカテーテルの注入ポート
がブロック７０６により示されている。矢印７０８によ
り示された分析物含有液体はブロック７１０により示さ
れた分析物含有液体流量計より導入される。流量計７１
０への入力はブロック７１２により示された分析物含有
液体流量制御装置より供給され、流量制御装置の出力は
導線７１４に与えられる。流量制御装置７１２はブロッ
ク７１６及び導線７１８により示されている如く分析物
含有液体供給源と共働する。流量制御装置７１２に対す
る制御信号は導線７２０により示されている如くコント
ローラ６８２より与えられる。導線７２０より与えられ
る制御信号は上記式（１）に於いてｍ_Iとして示された
分析物含有液体の注入質量流量に対応するものである。

【００９９】カテーテル内の分析物成分濃度センサがブ
ロック７２２により示されている。このセンサは導線７
２６によりブロック７２４により示された光源及び変換
器機能部に接続されている。カテーテル６８８内の血液
pＨセンサがブロック７２８により示され、導線７３０
により光源及び変換器機能部７２４に接続されている。
光源及び変換器機能部７２４の出力端子は導線７３２及
び７３４により血液中アンモニアレベル及びpＨ監視装
置７３６に接続されている。監視装置７３６の出力は導
線７３８を経てコントローラ６８２へ供給される。

【０１００】血液のpＨの測定値は測定位置に於ける血
流中の合計のアンモニア成分濃度を演算すべく分析物成
分、即ちアンモニアガスの測定された血液中濃度との組
合せにて使用される。分析物濃度センサ７２２は血液中
のアンモニアガス濃度の測定値Ｃa（ＮＨ₃）を検出す
る。この測定値が血液のpＨの測定値と組合されること
により、よく知られたHenderson-Hasselbalch方程式を
平衡状態のアンモニアガス（ＮＨ₃）−アンモニウムイ
オン（ＮＨ₄ ⁺）系に対し適用することによって血液中の
合計の濃度を演算することができる。これらに関し、１
９７５年に出版された「Clinical Science and Molecul
ar Medicine」（第４８巻）の第３３頁乃至第３７頁に
記載された「The Distribution of Ammonia Between Ex
tracellular and Intracellular Compartments of the
Rat Brain」（Hindfelt, D.著）を参照されたい。溶液
中のアンモニアガス（ＮＨ₃）及びアンモニウムイオン
（ＮＨ₄ ⁺）の相対分布は以下の如くHenderson-Hasselba
lch方式により与えられる。 pＨ−pＫ_a＝log{［Ｃa（ＮＨ₃）]／［Ｃa（ＮＨ₄ ⁺）]} ……（３）

【０１０１】この方程式は未知量Ｃa（ＮＨ₄ ⁺）につい
て以下の如く書換えられる。Ｃa（ＮＨ₄ ⁺）＝Ｃa（ＮＨ₃）／［１０exp(pＨ−pＫ_a)］ ……（４）

【０１０２】ここに、Ｃa（ＮＨ₄ ⁺）は血液中のアンモ
ニウムイオン（ＮＨ₄ ⁺）の濃度（μmol／Ｌ）であり、
Ｃa（ＮＨ₃）は血液中のアンモニアガス（ＮＨ₃）の測
定された濃度（μmol／Ｌ）であり、pＨは測定された血
液のpＨであり、pＫ_aは全てのアンモニア含有液がガス
（ＮＨ₃）として放出される溶液のpＨレベルであり、p
Ｋ_a＝９．１５（Hindfelt, ibid）である。

【０１０３】血液の合計のアンモニア含有量Ｃa（tota
l）はコントローラ６８２により以下の如く演算され
る。Ｃa（total）＝Ｃa（ＮＨ₃）＋Ｃa（ＮＨ₄ ⁺） ……（５）

【０１０４】次いで拍出量（ＣＯ）を演算すべく、分析
物含有液体の注入前及び注入後に於ける血液の合計のア
ンモニア濃度Ｃa（total）の値が上記式（１）に使用さ
れる。

【０１０５】コントローラ６８２により収集され求めら
れたパラメータは境界線７４０により示された読み出し
機能部へ供給される。読み出し機能部７４０は導線７４
２及びブロック７４４により示されている如きダイナミ
ックディスプレイ、即ちスクリーンを含む二つの読み出
し手段を含んでいる。永久的に記録すると共に時間に対
する拍出量の変化を求める目的で、上述の情報はブロッ
ク７４６及び導線７４８により示されている如くプリン
タ式のストリップチャートレコーダへ供給される。ディ
スプレイ７４４に示されるデータは上述の式（１）に従
って演算される拍出量（ＣＯ）、即ち注入開始前に於け
る「ベースライン」のアンモニア濃度（Ｃa）を含んで
いる。次いで上述の式（２）従って演算された心指数
(ＣＩ)が表示される。上記式（５）に従って演算された
アンモニア濃度が医原性の問題を惹起す血液中のアンモ
ニア濃度に対応する入力されたヘモスタシス閾値を越え
る場合には、警報を含む認識可能な表示がディスプレイ
に表示され、また可聴信号が発生されてもよい。もし必
要ならば、各測定毎に求められた分析物濃度が表示され
てもよい。また血液温度のデータが有用なパラメータと
して表示されてもよく、血液の温度の測定は例えば図９
との関連で上述した温度センサ１９２により行われる。

【０１０６】図３３及び図３４にはモニタコントローラ
６８２との関連での測定装置の動作を示すフローチャー
トが図示されている。測定装置の動作は開始節点７６０
により示されている如く開始され、矢印の線７６２及び
ブロック７６４により示されている如く患者の身長及び
体重がキーの列によって入力される。図３２に示された
ブロック６８４との関連で上述した如く、この情報は式
（２）により示される心指数（ＣＩ）を演算するために
使用される。次いで矢印の線７６６及びブロック７６８
により示されている如く、オペレータは有効な測定を行
うための時間ＭＩを選択する。上述の注入時間は測定装
置の製造業者によりソフトウエアに於いて設定される。
オペレータは心指数の値について警報用上限値及び下限
値を選択し、これらの値は十分な拍出量を示す下限値よ
りも低い。従って何らかの医療上の介入により心指数が
望ましいレベルよりも高くなると、警報が発せられる。
限界値は拍出量について設定されてもよい。しかし心指
数はこの目的に有用な正規化された値である。またオペ
レータは医原性の問題、即ち悪影響を惹起すアンモニア
含有液濃度に対応する上述のホメオスタシス閾値（Ｃt
h）を入力する。前述の如く、患者の代謝系は血液中の
指示薬濃度、即ち分析物濃度に関し徐々に平衡状態、即
ちホメオスタシスに到達する。

【０１０７】次いでプログラムは矢印の線７７０及びブ
ロック７７２に示されている如く進行し、ブロック７７
２に於いてオペレータにより正しい日付及び時間が確認
される。このことにより収集されるデータが時間及び日
付の点でマニュアル式の記録及びマニュアル式の介在と
対応付けられる。

【０１０８】矢印の線７７４及びブロック７７６により
示されている如く、血液力学的パラメータの一連の測定
の開始又は継続が行われる。これらのパラメータはその
まま使用されてもよく、また拍出量及び心指数を演算す
るために使用されてもよい。前述の如く、使用される濃
度センサの種類及び使用されるセンサの数に応じて実質
的な数のパラメータが測定されてもよい。光ファイバ式
のセンサは血液中の酸素レベルの検出の如き追加の機能
を果たし、これらの値より他のパラメータが演算され表
示される。従って分析物濃度、pＨ、温度、血液中の指
示薬濃度、即ち分析物濃度の測定に加えて、補足的な血
液中の酸素量の測定値に基づいて他のパラメータが求め
られる。これらのパラメータの幾つかが二酸化炭素を分
析物とする場合について後に列挙される。

【０１０９】矢印の線７７８及びブロック７８０により
示されている如く血液のpＨが測定され、また矢印の線
７８２及びブロック７８４により示されている如く血液
中のアンモニアのベースライン濃度が測定される。この
測定は拍出量測定の開始時にアンモニア含有液の注入前
に行われる。次いで図７及び図８との関連で上述した如
くベースラインの値が求められる。次いで矢印の線７８
６及びブロック７８８により示されている如くコントロ
ーラが血液中のベースラインのアンモニア成分濃度Ｃa
（ｔ_i）を演算する。矢印の線７９０により示されてい
る如く、プログラムはブロック７９２の判別ステップへ
進み、ブロック７９２に於いては血液中のベースライン
のアンモニア成分濃度が閾値Ｃthよりも大きいか否かの
判別が行われる。ベースラインのアンモニア成分濃度が
閾値よりも高いときには、矢印の線７９４及び節点７９
６により示されている如く測定装置が停止され、警報が
出力される。

【０１１０】分析物のベースライン濃度が閾値以下であ
るときには、矢印の線７９８及びブロック８００により
示されている如くカテーテルの注入ポートを用いて計量
された量の分析物含有液体、即ちアンモニア含有液が供
給される。

【０１１１】プログラムは図３４に続く矢印の線８０２
により示されている如くブロック８０４のステップへ進
み、ブロック８０４に於いては注入時間中の時点ｔ_i′
（前述の時点ｔ_i＋時間Δである）に於ける混合された
静脈血中のアンモニア濃度が測定される。注入時間が終
了すると、矢印の線８０６及びブロック８０８により示
されている如く、分析物含有液体の供給が停止される。
次いで矢印の線８１０及びブロック８１２により示され
ている如く、コントローラが上述の式（１）〜（５）に
示されている如く血液中のアンモニア濃度、拍出量、心
指数を演算する。

【０１１２】次いでプログラムは矢印の線８１４及びブ
ロック８１６により示されている如く進行する。ブロッ
ク８１６に於いては、拍出量及び全ての他の特定のパラ
メータが表示されるよう演算される。この場合矢印の線
８１８及びブロック８２０により示されている如く、選
択されたパラメータが時間との関連でディスプレイのス
クリーンに表示され、またパラメータの表が作成され
る。更に矢印の線８２２及びシンボル８２４により示さ
れている如く表及びストリップチャートの記録が作成さ
れる。

【０１１３】次いでプログラムは矢印の線８２６及びブ
ロック８２８により示されている如く進行する。ブロッ
ク８２８に於いては、測定が終了されるべきであるか否
かの判別が行われる。この判別が肯定判別である場合に
は、矢印の線８３０及び節点８３２により示されている
如く測定装置が停止される。またブロック８２８に於い
て否定判別が行われると、矢印の線８３８及びブロック
８３６により示されている如く次の測定が行われるべき
時間であるか否かの判別が行われる。例えば２、３分の
如き測定時間が経過していない場合にはプログラムはル
ープ線８３８により示されている如くブロック８３６へ
戻る。また次の測定が行われるべき時間であるときに
は、矢印の線８４０及びブロック８４２により示されて
いる如く心指数ｉが１インクリメントされ、矢印の線８
４４により示されている如くプログラムは矢印の線７７
４へ戻り、これにより測定工程が再度開始される。

【０１１４】分析物含有液体としてアンモニア含有液を
使用して肺動脈カテーテルにて豚の実験を行う過程に於
いて、低温の塊による熱希釈法により求められた基準値
との比較が行われた。豚の拍出量を増大させ低下させる
ために薬理剤が使用され、従来の要領にて低温の塊によ
る測定が４回行われ、２回目以降の３回の測定により求
められた測定値が平均化された。他方注入されるアンモ
ニア含有液を使用して１回のみ測定が行われた。実験の
時間中に求めらた拍出量の測定値が図３５に示されてい
る。図３５に於いて低温の塊による平均化された測定値
が黒丸にて示されており、アンモニア含有液の注入を使
用して求められた測定値が三角形の点により示されてい
る。熱希釈法により得られたデータの点を結ぶ曲線が符
号８５０により示されている。破線８５２及び８５４は
それぞれ１５％の上限及び１５％の下限を示しており、
これらの範囲は低温の塊による熱希釈法による３回の測
定結果の平均値に許容される精度範囲として一般的に認
識されている範囲である。

【０１１５】図３６は図３５との関連で求められたデー
タを使用して作成された散布図のグラフである。このグ
ラフに於いて、縦軸はアンモニア含有液を使用して分析
物希釈法により求められた拍出量の測定値を示し、横軸
は熱希釈法により求められ平均化された拍出量測定値を
示している。完全な対応関係が４５°の直線５８６によ
り示されている。データを平均化する線が破線８５８に
より示されている。

【０１１６】前述の如く、分析物含有液体として二酸化
炭素放出液体が使用されてもよい。かかる液体が使用さ
れる場合には、二酸化炭素の濃度がセンサにより測定さ
れる。カーボネート等の濃度が測定されてもよいが、二
酸化炭素によれば濃度の分析を容易に行うことができ
る。従って注入液として二酸化炭素放出液が使用される
場合には、拍出量（ＣＯ）は以下の式に従って演算され
る。ＣＯ＝Ｋ＊ｍｄＣＯ₂／{１０＊[ＣvＣＯ₂(ｔ_i′)−ＣvＣＯ₂(ｔ_i)]｝ ……（６）

【０１１７】ここに、ＣＯは拍出量（Ｌ／分）であり、
Ｋは定数であり、ｍｄＣＯ₂は二酸化炭素の注入流量
（ｇ／秒）であり、ＣvＣＯ₂（ｔ_i）はベースライン濃
度測定時点（ｔ_i）に於ける１decaＬの血液当りの二酸
化炭素放出液の量（ｍＬ）の単位で見た場合の混合され
た静脈血中の二酸化炭素放出液の濃度であり、ＣvＣＯ₂
（ｔ_i´）は注入時間中の後の時点ｔ_i´に於ける混合さ
れた静脈血中の二酸化炭素放出液の濃度である。

【０１１８】上記式（６）に従って拍出量（ＣＯ）を求
めるために、測定装置は下記の五つのパラメータの測定
を必要とする。

【０１１９】（ａ）Ｐ_plasmaＣＯ₂……内在式のＣＯ₂セ
ンサを使用して測定される血漿中の二酸化炭素の分圧で
ある。（ｂ）血流中の血液のpＨ……好ましくは上記（ａ）の
測定が行われる位置の近傍に配置された内在式のpＨセ
ンサを使用して測定される。（ｃ）血流中の血液の温度Ｔ……使用されるカテーテル
に設けられた温度センサを使用して測定される。（ｄ）ヘマトクリット(Ｈct)……ヘモグロビン（Ｈgb）
を演算するために使用される。（ｅ）血流中の血液の混合静脈酸素飽和量ＳvＯ₂……内
在式カテーテルの酸素計を使用して測定され、或いは上
述のパラメータより演算される。

【０１２０】上記式（６）に従って拍出量（ＣＯ）を求
める過程に於いて、コントローラは上記パラメータの演
算を行う。この場合血漿中の二酸化炭素の濃度がpＨを
血液のpＨ値として下記の式に従って演算される。Ｃ_plasmaＣＯ₂＝２．２２６＊ｓ＊Ｐ_plasmaＣＯ₂＊［1＋１０^pH-pK］ …… （７）

【０１２１】項pＫはＴを血液の温度として下記の式に
従って演算される。 pＫ´＝６．０８６＋[０．０４２＊(７．４−pＨ）］＋(３８−Ｔ)＊ [０．００４７２＋０．００１３９＊(７．４−pＨ）］ ……（８）

【０１２２】また項ｓは以下の如く演算される。ｓ＝０．０３０７＋[０．００７＊(３７−Ｔ)] ＋[０．００００２＊(３７−Ｔ)²] ……（９）

【０１２３】コントローラはＨgbをヘモグロビンの量と
し、ＳvＯ₂を混合静脈酸素飽和量の出力に対応する値と
して下記の式に従って混合静脈二酸化炭素含有量ＣvＣ
Ｏ₂の値を演算する。ＣvＣＯ₂＝[Ｃ_plasmaＣＯ₂]＊[１−０．０８９９＊Ｈgb[３．３５２ −０．４５６＊ＳvＯ₂）＊(８．１４２−pＨ)] ……（１０）

【０１２４】分析物として二酸化炭素が選定される場合
には、測定装置は以下の如き種々のパラメータを求め
る。これらのパラメータは他の分析に於いて求められ又
は使用されてもよい。

【０１２５】ＣＯ＝測定された拍出量（Ｌ／分）ＢＳＡ＝体の表面積（ｍ²）（患者の身長及び体重に基づいて演算される） pＨ＝測定された血液のpＨＣＩ＝心指数＝ＣＯ／ＢＳＡ（Ｌ／分ｍ²）Ｔ＝測定された患者の体温（℃）ＳvＯ₂＝測定された混合静脈酸素飽和量（％）ＳaＯ₂＝測定された動脈血漿中の酸素飽和量（％）ＰaＯ₂＝動脈血漿中の溶解酸素（mmＨg）＝１０exp[logＰ₅₀＋(log(ＳaＯ₂/(１−ＳaＯ₂)))/２．７]……（１１）ここにＰ₅₀は通常の酸素解離曲線に基づいて２７mmＨg
に設定される。

【０１２６】ＰvＯ₂＝混合静脈血漿中の溶解酸素（mmＨg）＝１０exp[logＰ₅₀＋(log(ＳvＯ₂/(１−ＳvＯ₂)))/２．７]……（１２） α＝酸素の溶解度（mＬ[Ｏ₂]／dＬ[血液]＊mmＨg）＝０．００３１/[(１０exp(０．０２４＊(３８．０−Ｔ)))＊ (１０exp(−０．５０(７．４０−pＨ)))] ……（１３）Ｈct＝測定された血液のヘマトクリット（％）ＤysＨgb＝測定された血液の異常ヘモグロビン濃度（ｇ／dＬ）Ｈgb＝ヘモグロビン濃度（ｇ／dＬ）＝０．３７１８（Ｈct）−１．３０−ＤysＨgb ……（１４）ＣaＯ₂＝動脈酸素含有量（mＬ[Ｏ₂]／dＬ[血液]）＝［Ｈgb＊１．３４＊ＳaＯ₂］＋［ＰaＯ₂＊α］ ……（１５）ここに１．３４はmＬ[Ｏ₂]／ｇ[Ｈgb]の単位を有する。ＤdＯ₂＝酸素輸送量（mＬ／分）＝ＣaＯ₂＊ＣＯ＊１０ ……（１６）ＭＡＰ＝測定された平均動脈圧力（mmＨg）ＭＰＡＰ＝測定された平均肺動脈圧力（mmＨg）ＣＶＰ＝測定された中央静脈圧力（mmＨg）ＷＰ＝測定されたけつ入圧（mmＨg）ＨＲ＝測定された心拍数（回／分）ＳＶＲＩ＝体血管抵抗指数［（mmＨg＊ｍ²)／(１／分)］＝（ＭＡＰ−ＣＶＰ）／ＣＩ ……（１７）ＰＶＲＩ＝肺血管抵抗指数［（mmＨg＊ｍ²)／(１／分)］＝（ＭＰＡＰ−ＷＰ）／ＣＩ ……（１８）ＳＩ＝拍動指数（mＬ／回／ｍ²）＝ＣＩ／（ＨＲ＊１０００） ……（１９）ＬＶＳＷＩ＝左心室の拍動指数（ｇ＊ｍ／ｍ²）＝（ＭＡＰ−ＷＰ）＊ＳＩ＊０．０１３６ ……（２０）ＲＶＳＷＩ＝右心室の拍動指数（ｇ＊ｍ／ｍ²）＝（ＭＰＡＰ−ＣＶＰ）＊ＳＩ＊０．０１３６ ……（２１）

【０１２７】以下の如く他の分析物センサ又は分析物成
分センサが設けられてもよい。

【０１２８】周知の酵素による方法（例えば酸素センサ
との組合せにてぶどう糖酸化酵素を使用する方法）を使
用してぶどう糖センサが構成されてもよい。かかるセン
サに於いては不動態化された生物／生化学成分が分析物
であるぶどう糖と反応し、適当な変換器を介してぶどう
糖の量又は活性度に比例する信号を発生する。この反応
は結合プロセス（例えば抗体のための結合プロセス）又
は生物学的反応（例えば酵素触媒）を伴う。変換は幾つ
かの検出法の何れか、例えば光学式（例えば吸光度、蛍
光、化学ルミネセンス、生物発光によるもの）、質量測
定（例えば圧電式及び表面音波式）、熱及び電気機械式
の測定を含む任意の方法により達成されてよい。例えば
このセンサはClark及びLyonsにより最初に説明された原
理（１９６２年に出版された「Ann. N.Y. Acad. Scienc
e」（第１０２巻）の第２９ff頁に記載された「Electro
de System for Continuos Monitoring in Cardiovascul
ar Surgery」（Clark, L. C.及びLyons, C.著）を参照
されたい）に基づいて構成されてよい。血液中のぶどう
糖の濃度の測定は以下のぶどう糖の酸化酵素触媒による
反応との組合せにて使用される溶解酸素（pＯ₂）により
達成される。

【０１２９】pＯ₂の減少量はぶどう糖の濃度の指標とし
て使用可能である。

【０１３０】更に他の一つの方法に於いては、薬剤とし
てフェロセン誘導体を使用する電流計式のぶどう糖電極
を使用することが含まれている。このセンサに於いて
は、ジメチルフェロセンが黒鉛電極に組み込まれ、該電
極に対しぶどう糖酸化酵素が不動態化される。動作中に
酵素反応により還元されたぶどう糖酸化酵素が電気的に
生成されるフェリシウムイオンにより再度酸化される。
この再生プロセス中に流れる電流はぶどう糖の濃度に比
例している（１９８４年に出版された「Anal. Chem」
（第５６巻）の第６６７ff頁に記載された「Ferrocene-
Mediated Enzyme Electrode for Amperometric Determi
nation of Glucose」（Gass、A. E. G等著）を参照され
たい。適当な薄膜（例えばポリウレタン）を使用するこ
とにより、５０mmol／Ｌまでのぶどう糖の濃度が測定さ
れる。

【０１３１】血液中のヘパリンのレベルを測定するため
の一つの好ましい方法に於いては、ヘパリン錯塩化剤と
しての塩化トリドデシルメチルアンモニウムにてドーピ
ングされた重合体薄膜（塩化ポリビニル）との組合せに
てイオン選択性電極を使用することが含まれている。基
準電極とヘパリン選択性電極との間に測定される電位差
は血液中のヘパリンの濃度に関連付けられる。この点に
関し、１９９３年に出版された「ASAIO Journal」（第
３９巻、No.３）の第Ｍ１９５頁乃至第Ｍ２０１頁に記
載された「A Novel Electrochemical Heparin Sensor」
（Yang, V.等著）を参照されたい。

【０１３２】エタノールセンサがぶどう糖センサについ
て上述した原理と同様の原理に基づいて構成されてもよ
い。ぶどう糖又はアルコールの酵素酸化の生成物として
過酸化水素が発生する。従って分析物としてのエタノー
ルの濃度の定量化を行うべく、過酸化水素に応答する電
極が使用される。エタノールに適した酸化還元酵素（例
えばアルコールの酸化酵素）を使用して血液中のエタノ
ール濃度を検出すべく、酵素薄膜にて覆われた過酸化水
素用電極が使用される。エタノールは酵素層中に拡散
し、該酵素層中に於いて脱水素反応せしめられ、これに
より過酸化水素を発生する。過酸化水素は陽極中に拡散
し、これにより過酸化水素の生成量に比例する電流を発
生する。この点に関し、１９７２年に出版された「Biot
echnologyBioengineering」（第３巻）の第３３７ff頁
に記載された「A Family of Polarographic Enzyme Ele
ctrodes and the Measurement of Alcohol」（Clark,
L. C.著）を参照されたい。

【０１３３】本発明の範囲内にて上述の装置や方法に変
更が加えられてよいので、上述の説明に記載され又は添
付の図面に記載された全ての事項は本発明を説明するた
めのものであり、本発明を限定するものではない。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明による拍出量測定カテーテルの配置及び
使用を示す心臓の断面図である。

【図２】動脈に挿入されるよう構成された拍出量測定カ
テーテルの配置及び使用を示す心臓の断面図である。

【図３】分析物含有液体の注入開始よりの時間と血液中
の指示薬濃度に関する典型的な応答との関係を示すグラ
フである。

【図４】人体内のアンモニア含有物質について種々の供
給源、代謝部位、除去経路を示すブロック図である。

【図５】拍出量を測定するための熱希釈法に従って液体
の低温の塊の注入に対する血液温度の指示薬希釈応答の
関係を示すグラフである。

【図６】既知の分析物含有液体の注入流量について血液
中のアンモニア成分濃度の測定された変化と拍出量との
関係を示すグラフである。

【図７】本発明に従って行われた二つの拍出量の測定値
に対する血液中のアンモニア含有液の濃度の関係を示す
グラフである。

【図８】血液中の分析物含有液体の濃度の時間的変化及
び血液中の分析物濃度の平衡値の形成を解図的に示すグ
ラフである。

【図９】本発明の好ましい実施形態との関連で使用され
るカテーテルの斜視図である。

【図１０】図１１の楔状平面１０−１０に沿う部分断面
図及び展開図である。

【図１１】図１０の平面１１−１１に沿う断面図であ
る。

【図１２】図１１の平面１２−１２に沿う断面図であ
り、濃度センサの前端組立体及び光学式監視モジュール
を解図的に示している。

【図１３】図１４の平面１３−１３に沿う断面図であ
る。

【図１４】図１３の平面１４−１４に沿う断面図であ
る。

【図１５】本発明に使用される濃度センサの前端組立体
の説明図である。

【図１６】本発明に使用されてよい濃度センサの薄膜収
納型前端組立体の説明図である。

【図１７】本発明に使用されてよい伝送型濃度センサの
薄膜収納型前端組立体の説明図である。

【図１８】本発明に使用されてよい濃度センサの前端組
立体の説明図である。

【図１９】本発明に使用されてよい濃度センサの前端組
立体の説明図である。

【図２０】図１８の前端組立体に使用されるモジュール
内の光学要素の説明図（Ａ）及び（Ａ）の平面２０Ｂ−
２０Ｂに沿う解図的断面図である。

【図２１】本発明に使用されてよい光学式ｐＨセンサの
前端組立体の説明図である。

【図２２】非光学式の技術による濃度センサが組み込ま
れたカテーテルの斜視図である。

【図２３】図２４の平面２３−２３に沿う部分断面図で
ある。

【図２４】図２３の平面２４−２４に沿う断面図であ
る。

【図２５】図２６の平面２５−２５に沿う部分断面図で
ある。

【図２６】図２５の平面２６−２６に沿う断面図であ
る。

【図２７】ショットキーダイオード式分析物濃度センサ
の解図である。

【図２８】図２７のセンサの側面図である。

【図２９】図２７の平面２９−２９に沿う断面図であ
る。

【図３０】音波式分析物濃度センサの解図である。

【図３１】本発明による測定装置の斜視図である。

【図３２】本発明に従って構成された制御装置のブロッ
ク図である。

【図３３】図３２に示された制御装置の作動の前半を示
すフローチャートである。

【図３４】図３２に示された制御装置の作動の後半を示
すフローチャートである。

【図３５】本発明及び熱希釈法に従って豚について行わ
れた拍出量測定の結果を示すグラフである。

【図３６】図３５の実験に於いて収集されたデータを示
すグラフである。

【符号の説明】

１０…心臓１６…右心房１８…右心室２０…左心房２２…左心室３２…肺動脈６０…カテーテル６２…先端領域（測定領域）６４…袋７０…注入ポート７２…測定領域８０…カテーテル８２…測定領域８４…先端領域８８…前端組立体１９０…補助ポート１９２…温度センサ１９４…根元側端部組立体２２２…通路２３８、２４０…光ファイバ組立体５１０…カテーテル５１２…袋５１４…先端領域５１６…温度センサ５２０…注入ポート６５２…肺動脈カテーテル６６０…制御装置６６２…スタンド６６６…ディスプレイ６６８…ポンプ６６８…ポンプ６８２…コントローラ７０２…血圧モニタ

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者スコットピーハントリーアメリカ合衆国 94526 カリフォルニア州ダンヴィルエルカージョンドライヴ 981 (72)発明者ギャマルエディンカーリルアメリカ合衆国 98053 ワシントン州レッドモンドトゥウェンティフォースストリートノースイースト 17717

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】患者の体の心血管系の拍出量を測定する装
置にして、体の外部に配置される根元側端部領域と、該根元側端部
領域とは反対側に位置し体の血流中に配置可能な測定領
域とを有するカテーテルと、前記カテーテル内に設けられ、分析物含有液体の制御さ
れた供給源と接続可能な液体入口を前記根元側端部領域
に有する指示薬通路であって、分析物含有液体は体と生
物学的に両立可能であり且つ体内に於いて代謝可能であ
り、アンモニア含有液体、ヘパリン、エタノール、二酸
化炭素放出液、ぶどう糖、麻酔剤よりなる群より選択さ
れ酸素を含んでおらず、前記指示薬通路は前記測定領域
に設けられ前記分析物含有液体を排出する注入出口まで
延在している指示薬通路と、前記分析物に応答する分析物濃度センサであって、血流
中にて前記注入出口より下流側方向へ隔置された位置に
於いて前記カテーテルの前記測定領域に設けられ流動す
る血液と接触するよう構成された前端組立体を有し、前
記前端組立体は前記血流中の前記分析物の濃度レベルに
対応し前記根元側端部領域へ伝送可能な分析物濃度セン
サ出力を発生する分析物濃度センサと、を含んでいるこ
とを特徴とする装置。
【請求項２】前記分析物濃度センサの前記前端組立体
は、前記分析物の濃度に対応する出力状態を有する分析物濃
度検出リアクタと、前記リアクタを覆う薄膜であって、血液に対し不透過性
を有し且つ前記分析物に対し透過性を有し、前記流動す
る血液と接触可能な外面を有する薄膜と、を含み、前記
分析物濃度センサは、前記出力状態に対応する信号を前記分析物濃度センサ出
力として前記カテーテルの前記根元側端部領域へ伝送す
る伝送組立体を含んでいることを特徴とする請求項１に
記載の装置。
【請求項３】前記根元側端部領域より前記分析物濃度セ
ンサの前記前端組立体まで前記カテーテル内に延在する
センサ通路と、前記体の血流内に配置される位置にて前記カテーテルに
設けられたpＨセンサと、前記分析物含有液体はアンモニア含有液であることと、前記薄膜は前記アンモニアガス（ＮＨ₃）に対し透過性
を有していることと、前記リアクタはアンモニアガスに感応する染料であるこ
とと、前記伝送組立体は前記センサ通路内に設けられ前記染料
の色の変化を定量化する光ファイバ式の測色組立体であ
ることと、を含んでいることを特徴とする請求項２に記
載の装置。
【請求項４】前記分析物含有液体はアンモニウム化合物
であることと、前記薄膜は前記アンモニウムイオン（ＮＨ₄ ⁺）に対し透
過性を有していることと、前記リアクタは電解質中に浸漬され前記アンモニウムイ
オンに感応する第一及び第二の電極を含んでいること
と、前記伝送組立体は前記第一及び第二の電極に接続された
電位差計組立体を含んでいることと、を含んでいること
を特徴とする請求項２に記載の装置。
【請求項５】前記分析物含有液体はアンモニウム化合物
であることと、前記薄膜は前記アンモニウムイオン（ＮＨ₄ ⁺）に対し透
過性を有していることと、前記リアクタは電解質中に浸漬され前記アンモニウムイ
オンに感応する第一及び第二の電極を含んでいること
と、前記伝送組立体は前記第一及び第二の電極に接続された
電流計組立体を含んでいることと、を含んでいることを
特徴とする請求項２に記載の装置。
【請求項６】前記根元側端部領域より前記分析物濃度セ
ンサの前記前端組立体まで前記カテーテル内に延在する
センサ通路と、前記リアクタは前記出力状態として蛍光強度を有する分
析物感応蛍光材料を含んでいることと、前記伝送組立体
は前記リアクタを刺激し前記出力状態としての前記蛍光
強度を伝送する光ファイバ組立体であることと、を含んでいることを特徴とする請求項２に記載の装置。
【請求項７】前記根元側端部領域より前記分析物濃度セ
ンサの前記前端組立体まで前記カテーテル内に延在する
センサ通路と、前記リアクタは刺激されると蛍光を発生し、該蛍光の消
失速度が前記出力状態である分析物感応蛍光材料を含ん
でいることと、前記伝送組立体は前記リアクタを刺激し発生される蛍光
を伝送する光ファイバ組立体であることと、を含んでい
ることを特徴とする請求項２に記載の装置。
【請求項８】前記根元側端部領域より前記分析物濃度セ
ンサの前記前端組立体まで前記カテーテル内に延在する
センサ通路と、前記体の血流内に配置される位置にて前記カテーテルに
設けられたpＨセンサと、前記分析物はアンモニアであることと、前記濃度センサは前記センサ通路内に配置され前記前端
組立体として体の血流と直接光を交換可能な先端を有す
る光ファイバ組立体であり、前記光ファイバ組立体は血
流中のアンモニアガス（ＮＨ₃）の濃度を測定すべく光
源及び光感応組立体まで延在可能であることと、を含ん
でいることを特徴とする請求項１に記載の装置。
【請求項９】前記根元側端部領域より前記分析物濃度セ
ンサの前記前端組立体まで前記カテーテル内に延在する
センサ通路と、前記分析物含はアンモニウムイオン（ＮＨ₄ ⁺）であるこ
とと、前記分析物濃度センサは電解質中に浸漬されアンモニウ
ムイオンに感応して血流中のアンモニウムの濃度を測定
する一対の電極であることと、を含んでいることを特徴
とする請求項１に記載の装置。
【請求項１０】前記分析物濃度センサは、前記カテーテルの前記根元側端部領域より前記前端組立
体に位置し前記前端組立体の一つの構成要素を構成する
光ファイバの先端まで延在する光ファイバ組立体と、前記前端組立体の一つの構成要素を構成する薄膜であっ
て、血液に対し不透過性を有し且つ前記分析物に対し透
過性を有し、前記流動する血液と接触可能な外面と、分
析物平衡キャビティを郭定するよう前記光ファイバの先
端より隔置された内面とを有する薄膜と、前記根元側端部領域に於いて前記光ファイバ組立体と光
学式に接続され、前記分析物平衡キャビティ内の分析物
について前記分析物濃度センサ出力を発生するよう動作
可能な光送受信組立体と、を含んでいることを特徴とする請求項１に記載の装置。
【請求項１１】前記薄膜の前記内面は光反射性を有する
ことを特徴とする請求項１０に記載の装置。
【請求項１２】前記分析物濃度センサは、前記カテーテルの前記根元側端部領域より前記前端組立
体の光ファイバの先端まで延在し、前記光ファイバの先
端より内向きに延在する外面を含む光ファイバ組立体
と、血液に対し不透過性を有し、分析物平衡キャビティの長
さを郭定するよう前記光ファイバの先端より隔置された
内面を有するエンドプラグと、血液に対し不透過性を有し且つ前記分析物に対し透過性
を有する薄膜であって、前記流動する血液と接触可能な
外面を有し、前記分析物平衡キャビティの側部を郭定す
るよう前記外面及び前記エンドプラグの周りにシールさ
れた状態にて延在する薄膜と、を含んでいることを前記
特徴とする請求項１に記載の装置。
【請求項１３】前記分析物濃度センサは、前記カテーテルの前記根元側端部領域より前記前端組立
体まで延在し、順方向光伝送脚部と該順方向光伝送脚部
より隔置され前記前端組立体の位置に間隙を郭定する復
帰方向伝送脚部とを有する光ファイバ組立体と、血液に対し不透過性を有し且つ前記分析物に対し透過性
を有する薄膜であって、前記流動する血液と接触可能な
外面を有し、分析物平衡キャビティを郭定するよう前記
間隙の周りにシールされた状態にて延在する薄膜と、を
含んでいることを特徴とする請求項１に記載の装置。
【請求項１４】前記分析物濃度検出リアクタは前記分析
物に応答して前記分析物濃度センサ出力として順バイア
ス変化を行わせる導電性重合体を有するショットキーダ
イオード列として構成されていることを特徴とする請求
項２に記載の装置。
【請求項１５】前記分析物濃度センサの前記前端組立体
は前記分析物に応答して前記分析物濃度センサの出力と
して順バイアス変化を行わせる導電性重合体を有するシ
ョットキーダイオード列として構成されていることを特
徴とする請求項１に記載の装置。
【請求項１６】前記分析物濃度センサの前記前端組立体
は発振ループ内に音波遅延線路を有し周波数変化として
前記分析物濃度センサ出力を発生する音波センサを含ん
でいることを特徴とする請求項１に記載の装置。
【請求項１７】前記分析物濃度センサの近傍にて前記カ
テーテルに設けられた温度センサであって、前記血流中
の血液の温度に対応する温度値出力を前記根元側端部領
域に与える温度センサと、前記注入出口の近傍にて前記カテーテルに設けられた補
助ポートと、前記補助ポートを経て液体を供給すべく前記補助ポート
より前記根元側端部領域まで液体の流通可能に前記カテ
ーテル内に延在する補助通路と、を含んでいることを特
徴とする請求項１に記載の装置。
【請求項１８】患者の体の心血管系の拍出量を測定する
装置にして、前記体と両立可能であり且つ前記体内に於いて代謝可能
な分析物含有液体の供給源であって、予め設定された指
示薬濃度を有し、前記分析物は前記分析物含有液体の熱
エネルギ量とは無関係である分析物含有液体の供給源
と、前記分析物含有液体の供給源と接続され、注入時間中或
る質量流量にて前記分析物含有液体の流れを液体出口に
与えるよう制御可能な液体流量制御装置と、前記体の外部に配置される根元側端部領域と、該根元側
端部領域とは反対の側に位置し前記体の血流中に配置可
能な測定領域とを有するカテーテルと、前記カテーテル内に設けられた指示薬通路であって、前
記液体流量制御装置の前記液体出口と液体の流通可能に
接続可能であり、前記測定領域に設けられ前記体の前記
血流中へ前記分析物含有液体を排出する注入出口まで延
在する指示薬通路と、前記血流中の分析物に応答して濃度センサ出力を発生す
る分析物濃度センサであって、流動する血液と接触可能
であり前記注入出口より希釈測定距離だけ前記血流中に
於いて下流側方向へ隔置された位置に於いて前記カテー
テルの前記測定領域に設けられた前端組立体を有し、実
質的に１〜３分の頻度及び該頻度よりも実質的に小さい
前記注入時間との組合せにて拍出量の測定値を求めるに
有効な速度にて前記濃度センサ出力を発生することがで
きる分析物濃度センサと、前記液体流量制御装置及び前記分析物濃度センサを制御
する制御装置であって、前記濃度センサ出力に応答して
前記前端組立体に隣接する前記血流中の分析物濃度レベ
ルの値を演算し、前記分析物濃度センサを制御してベー
スラインの分析物濃度レベル出力を発生させ、前記注入
時間の間予め設定された質量流量にて前記分析物含有液
体の前記流れを生じさせ、これと同時に前記注入時間中
前記分析物濃度センサを制御して後の分析物濃度レベル
出力を発生させ、前記ベースラインの分析物濃度レベル
出力、前記後の分析物濃度レベル出力、前記予め設定さ
れた質量流量を相互に関連付けて拍出量に対応する値を
示す第一の出力信号を演算する制御装置と、前記第一の出力信号に応答して前記第一の出力信号に対
応する認識可能な出力を表示するディスプレイと、を含
んでいることを特徴とする装置。
【請求項１９】前記制御装置は一連の前記ベースライン
の分析物濃度レベル出力に応答して前記体の代謝ホメオ
スタシスに対応する血液中の比較用分析物濃度レベルを
演算し、医原性の問題を惹起す血液中の分析物濃度に対
応する入力されるホメオスタシス閾値を前記比較用分析
物濃度レベルと比較し、前記比較用分析物濃度レベルが
前記入力されるホメオスタシス閾値よりも高い値を示す
ときには第二の出力信号を発生するよう構成されている
ことを特徴とする請求項１８に記載の装置。
【請求項２０】前記制御装置は前記液体流量制御装置を
制御して前記注入時間を実質的に２〜３０秒に設定する
ことを特徴とする請求項１８に記載の装置。
【請求項２１】前記体の血流中に配置される位置にて前
記カテーテル設けられたpＨセンサであって、該センサ
が接触する血液のpＨ値に対応するpＨ出力を発生するよ
う制御可能なpＨセンサと、前記制御装置は前記pＨセンサを制御して前記pＨセンサ
出力を発生させ、前記pＨセンサ出力、前記ベースライ
ンの分析物濃度レベル出力、前記後の分析物濃度レベル
出力、前記予め設定された質量流量を相互に関連付けて
前記第一の出力信号を発生するよう構成されていること
と、を含んでいることを特徴とする請求項１８に記載の
装置。
【請求項２２】前記分析物含有液体はアンモニア含有液
であり、前記分析物濃度センサ出力は前記血流中のアンモニアガ
ス（ＮＨ₃）の濃度に応じて与えられ、前記制御装置は下記の式Ｃa（ＮＨ₄ ⁺）＝Ｃa（ＮＨ₃）／［１０exp(pＨ−p
Ｋ_a)］Ｃa＝Ｃa（ＮＨ₃）＋Ｃa（ＮＨ₄ ⁺）ここに、Ｃa（ＮＨ₄ ⁺）は血液中のアンモニウムイオン
の濃度であり、Ｃa（ＮＨ₃）は血液中のアンモニアガス
の測定された濃度であり、pＨは測定された血液のpＨで
あり、pＫ_aはそれ以上のpＨレベルに於いてはアンモニ
ア含有液がガスとしてのみ存在する溶液のpＨレベルで
あり、Ｃaは血液中の合計のアンモニア成分濃度である
に従って血液中の合計のアンモニア成分濃度を演算する
ことを特徴とする請求項２１に記載の装置。
【請求項２３】前記制御装置は下記の式ＣＯ（ｔ_i）＝Ｋ＊ｍ_I＊［ＩＣa−Ｃa（ｔ_i′）］／
{[Ｃa(ｔ_i′)−Ｃa（ｔ _i）］｝ここに、ＣＯ（ｔ_i）は時点ｔ_iに於いて測定される拍出
量であり、Ｋは定数であり、ｍ_Iは前記注入時間中のア
ンモニア含有液の前記質量流量であり、ＩＣaは分析物
含有液体の合計のアンモニア成分濃度であり、Ｃa
（ｔ_i′）は前記注入時間中に測定される前記後の分析
物濃度レベルに基づく血液中の分析物含有液体の合計の
アンモニア成分濃度であり、Ｃa（ｔ_i）は前記ベースラ
インの分析物濃度レベルに基づく血液中の合計のアンモ
ニア成分濃度であるに従って前記第一の出力信号を演算
することを特徴とする請求項２２に記載の装置。
【請求項２４】前記分析物濃度センサは光学的測色によ
り前記濃度センサ出力を発生するよう構成されているこ
とを特徴とする請求項２２に記載の装置。
【請求項２５】前記分析物濃度センサは電流計信号とし
て前記濃度センサ出力を発生するよう構成されているこ
とを特徴とする請求項２２に記載の装置。
【請求項２６】前記分析物濃度センサは電位差計信号と
して前記濃度センサ出力を発生するよう構成されている
ことを特徴とする請求項２２に記載の装置。
【請求項２７】前記分析物濃度センサは光学的蛍光を使
用して前記濃度センサ出力を発生するよう構成されてい
ることを特徴とする請求項２２に記載の装置。
【請求項２８】前記制御装置は前記体の身長及び体重を
示す入力値に応答して体の表面積を示す値を演算し、前
記拍出量の演算値及び前記体の表面積を示す値に基づき
心指数の演算値を示す出力信号を発生するよう構成され
ており、前記ディスプレイは前記出力信号に応答して前記心指数
の演算値を表示するよう構成されていることを特徴とす
る請求項１８に記載の装置。
【請求項２９】前記制御装置は入力されメモリに記憶さ
れた心指数の下限値及び前記心指数の演算値に基づき、
前記心指数の演算値が前記心指数の下限値よりも低いと
きには第三の出力信号を発生するよう構成されており、前記ディスプレイは前記第三の出力信号に応答して前記
心指数の演算値に関する警報情報を表示するよう構成さ
れていることを特徴とする請求項２８に記載の装置。
【請求項３０】前記制御装置は入力されメモリに記憶さ
れた心指数の上限値及び前記心指数の演算値に基づき、
前記心指数の演算値が前記心指数の上限値よりも高いと
きには第四の出力信号を発生するよう構成されており、前記ディスプレイは前記第四の出力信号に応答して前記
心指数の演算値に関する警報情報を表示するよう構成さ
れていることを特徴とする請求項２８に記載の装置。
【請求項３１】前記制御装置は血液中の最も最近演算さ
れた分析物濃度レベルの値に対応する第五の出力信号を
発生するよう構成されており、前記ディスプレイは前記第五の出力信号に応答して血液
中の前記分析物濃度レベルの値を表示するよう構成され
ていることを特徴とする請求項１８に記載の装置。
【請求項３２】前記分析物含有液体の供給源はアンモニ
ア含有液、ヘパリン、エタノール、二酸化炭素放出液、
ぶどう糖、麻酔剤よりなる群より選択され、酸素を含ん
でいないことを特徴とする請求項１８に記載の装置。
【請求項３３】前記分析物は二酸化炭素であり、前記分
析物濃度センサ出力は前記血流中の二酸化炭素の濃度に
対応して与えられることを特徴とする請求項２１に記載
の装置。
【請求項３４】前記体の血流中に配置される位置にて前
記カテーテルに設けられ、血液のpＨ値に対応するpＨセ
ンサ出力を発生するよう制御可能なpＨセンサと、前記体の血流中に配置される位置にて前記カテーテルに
設けられ、混合された静脈血の酸素飽和出力を発生する
よう制御可能な血液酸素飽和センサと、前記分析物濃度センサの近傍にて前記カテーテルに設け
られ、前記血流中の血液の温度に対応する温度値出力を
前記根元側端部領域に与える温度センサと、前記分析物含有液体は二酸化炭素放出液であることと、前記分析物は二酸化炭素であることと、前記制御装置は前記pＨセンサを制御して前記pＨ出力を
発生させ、前記血液酸素飽和センサを制御して前記混合
された静脈血の酸素飽和出力を発生させ、前記温度セン
サを制御して前記温度値出力を発生させ、前記pＨセン
サ出力、前記混合された静脈血の酸素飽和出力、前記温
度値出力、前記ベースラインの分析物濃度レベル出力、
ヘモグロビンレベルに対応する入力値、前記後の分析物
濃度レベル出力を相互に関連付けて前記第一の出力信号
を発生することと、を含んでいることを特徴とする請求
項１８に記載の装置。
【請求項３５】前記濃度センサ出力は血漿中の二酸化炭
素の分圧（Ｐ_plasmaＣＯ₂）に対応しており、前記制御装置はpＨを血液の前記pＨ値として下記の式Ｃ_plasmaＣＯ₂＝２．２２６＊ｓ＊Ｐ_plasmaＣＯ₂＊［1
＋１０^pH-pK］に従って血漿中の二酸化炭素の濃度（Ｃ_plasmaＣＯ₂）
を演算し、前記制御装置はＴを血液の温度として下記の式 pＫ′＝６．０８６＋[０．０４２＊(７．４−pＨ）］＋
(３８−Ｔ)＊[０．００４７２＋０．００１３９＊
(７．４−pＨ）］に従って値pＫ′を演算し、前記制御装置は下記の式ｓ＝０．０３０７＋[０．０００５７＊(３７−Ｔ)]＋
[０．００００２＊(３７−Ｔ)²] に従って値ｓを演算することを特徴とする請求項３４に
記載の装置。
【請求項３６】前記制御装置はＨgbをヘモグロビンの量
とし、ＳvＯ₂を混合された静脈血の酸素飽和出力に対応
する値として下記の式ＣvＣＯ₂＝[Ｃ_plasmaＣＯ₂]＊[１−０．０２８９＊Ｈgb
[３．３５２−０．４５６＊ＳvＯ₂）＊(８．１４２−p
Ｈ)] に従って混合された静脈血中の二酸化炭素量ＣvＣＯ₂を
演算することを特徴とする請求項３５に記載の装置。
【請求項３７】前記制御装置は下記の式ＣＯ(ｔ_i)＝Ｋ＊ｍｄＣＯ₂／{１０＊[ＣvＣＯ₂(ｔ_i′)
−ＣvＣＯ₂(ｔ_i)]｝ここに、ＣＯ(ｔ_i)は時点ｔ_iに於ける拍出量であり、Ｋ
は定数であり、ｍｄＣＯ₂は前記二酸化炭素放出液中の
二酸化炭素の質量流量であり、ＣvＣＯ₂（ｔ_i´）は注
入時間中に測定された前記後の分析物濃度レベルに対応
する混合された静脈血中の二酸化炭素量であり、ＣvＣ
Ｏ₂（ｔ_i）は前記ベースラインの分析物濃度レベル出力
に対応する混合された静脈血中の二酸化炭素量であるに
従って前記拍出量（ＣＯ）を演算することを特徴とする
請求項３６に記載の装置。
【請求項３８】患者の体の心血管系の拍出量を測定する
方法にして、（ａ）測定領域まで延在する根元側端部領域と、前記根
元側端部領域に液体入口を有し分析物含有液体を排出す
る注入出口を前記測定領域に有する指示薬通路と、カテ
ーテルに設けられ前記注入出口より希釈測定距離だけ隔
置された前記測定領域の位置に於いて流動する血液と接
触可能な前端組立体を有する分析物濃度センサとを有す
るカテーテルであって、前記分析物濃度センサは分析物
の存在に応答して血液中の分析物の濃度に対応する濃度
センサ出力を発生し、約１〜３分の拍出量測定頻度を達
成する注入時間内に前記出力を発生することができるカ
テーテルを用意する工程と、（ｂ）前記分析物濃度センサが血流中にて前記注入出口
より下流側に位置する拍出量測定方向にて患者の心臓の
領域に前記測定領域が配置されるよう前記体の血流中に
前記カテーテルを配置する工程と、（ｃ）前記体と生物学的に両立可能であり且つ前記体内
に於いて代謝可能な分析物含有液体の供給源であって、
予め設定された指示薬濃度を有し、前記分析物は前記分
析物含有液体の熱エネルギ量とは無関係である分析物含
有液体の供給源を用意する工程と、（ｄ）前記濃度センサ出力より前記血流中の分析物の濃
度に対応するベースラインの値を求める工程と、（ｅ）前記注入時間の間予め設定された質量流量にて前
記分析物含有液体の供給源より前記指示薬通路の前記液
体入口内へ前記分析物含有液体を供給する工程と、（ｆ）前記濃度センサ出力より前記注入時間中の前記血
流中の分析物の濃度に対応する後の値を求める工程と、（ｇ）前記ベースラインの値、前記後の値、前記予め設
定された指示薬濃度、前記予め設定された質量流量を相
互に関連付けることによって前記体の心臓の拍出量の値
を求める工程と、を含んでいることを特徴とする方法。
【請求項３９】前記工程（ｄ）乃至（ｆ）は実質的に１
乃至３分以内の測定頻度にて行われることを特徴とする
請求項３８に記載の方法。
【請求項４０】（ｈ）医原性の問題を惹起す血液中の分
析物濃度レベルに対応するホメオスタシス閾値を選定す
る工程と、（ｉ）前記体の代謝ホメオスタシスに対応する前記血流
中の分析物のベースライン濃度を測定する工程と、（ｊ）前記工程（ｉ）に於いて測定された分析物の濃度
が前記工程（ｈ）に於いて選定された前記閾値を越えて
いるか否かを判定する工程と、を含んでいることを特徴
とする請求項３８に記載の方法。
【請求項４１】前記分析物含有液体はアンモニア含有
液、ヘパリン、エタノール、二酸化炭素放出液、ぶどう
糖、麻酔剤よりなる群より選択され、酸素を含んでいな
いことを特徴とする請求項３８に記載の方法。
【請求項４２】前記工程（ａ）は前記カテーテルに設け
られｐＨセンサに接触する血液のｐＨ値に対応するｐＨ
センサ出力を発生するｐＨセンサを用意する工程を含
み、前記分析物含有液体はアンモニア含有液であり、前記工程（ｄ）は工程（ｄ１）として前記ｐＨセンサ出
力を得て前記体の血液のｐＨ値を求める工程を含み、前記工程（ｇ）は前記ｐＨ値、前記ベースラインの値、
前記後の値、前記予め設定された指示薬濃度、前記予め
設定された質量流量を相互に関連付けることにより達成
されることを特徴とする請求項３８に記載の方法。
【請求項４３】前記分析物含有液体はアンモニア含有液
であり、前記分析物濃度センサはアンモニアガスに応答し、前記工程（ｄ）は、（ｄ１）前記体の血液のｐＨ値を得る工程と、（ｄ２）前記血流中のアンモニアガス（ＮＨ₃）の濃度
に対応する前記ベースラインの値を求める工程と、（ｄ３）前記ベースラインの値より下記の式Ｃa（ＮＨ₄ ⁺）＝Ｃa（ＮＨ₃）／［１０exp(pＨ−p
Ｋ_a)］Ｃa＝Ｃa（ＮＨ₃）＋Ｃa（ＮＨ₄ ⁺）ここに、Ｃa（ＮＨ₄ ⁺）は血液中のアンモニウムイオン
の濃度であり、Ｃa（ＮＨ₃）は血液中のアンモニアガス
の測定された濃度であり、pＨは測定された血液のpＨで
あり、pＫ_aはそれ以上のpＨレベルに於いてはアンモニ
アがガスとして存在する溶液のpＨレベルであり、Ｃaは
血液中の合計のアンモニア成分濃度であるに従って血液
中の合計のアンモニア成分濃度を求める工程と、を含ん
でいることを特徴とする請求項３８に記載の方法。
【請求項４４】前記工程（ｇ）は下記の式ＣＯ（ｔ_i）＝Ｋ＊ｍ_I＊［ＩＣa−Ｃa（ｔ_i′）］／
{[Ｃa(ｔ_i′)−Ｃa（ｔ _i）］｝ここに、ＣＯ（ｔ_i）は時点ｔ_iに於いて測定される拍出
量であり、Ｋは定数であり、ｍ_Iはアンモニア含有液の
質量流量であり、ＩＣaは分析物含有液体の合計のアン
モニア成分濃度であり、Ｃa（ｔ_i′）は前記注入時間中
に測定される前記後の値に基づく血液中の合計のアンモ
ニア成分濃度であり、Ｃa（ｔ_i）は前記ベースラインの
値に基づく血液中の合計のアンモニア成分濃度であるに
従って前記拍出量を示す値を求めることを特徴とする請
求項４３に記載の方法。
【請求項４５】患者の体の心血管系の拍出量を測定する
方法にして、（ａ）測定領域まで延在する根元側端部領域と、前記根
元側端部領域に液体入口を有し分析物含有液体を排出す
る注入出口を前記測定領域に有する指示薬通路と、カテ
ーテルに設けられ前記注入出口より希釈測定距離だけ隔
置された前記測定領域の位置に於いて流動する血液と接
触可能な前端組立体を有する分析物濃度センサとを有す
るカテーテルであって、前記分析物濃度センサは分析物
の存在に応答して血液中の分析物の濃度に対応する濃度
センサ出力を発生することができるカテーテルを用意す
る工程と、（ｂ）前記分析物濃度センサが血流中にて前記注入出口
より下流側に位置する拍出量測定方向にて患者の心臓の
領域に前記測定領域が配置されるよう前記体の血流中に
前記カテーテルを配置する工程と、（ｃ）アンモニア含有液、ヘパリン、エタノール、二酸
化炭素放出液、ぶどう糖、麻酔剤よりなる群より選択さ
れ酸素を含まない分析物含有液体の供給源を用意する工
程と、（ｄ）前記濃度センサ出力より前記血流中のベースライ
ンの分析物濃度値を求める工程と、（ｅ）前記注入時間の間予め設定された質量流量にて前
記分析物含有液体の供給源より前記指示薬通路の前記液
体入口内へ前記分析物含有液体を供給する工程と、（ｆ）前記濃度センサ出力より前記注入時間中の後の分
析物濃度値を求める工程と、（ｇ）前記ベースラインの分析物濃度値、前記後の分析
物濃度値、前記予め設定された指示薬濃度、前記予め設
定された質量流量を相互に関連付けることによって前記
体の心臓の拍出量を示す値を求める工程と、を含んでい
ることを特徴とする方法。
【請求項４６】前記分析物含有液体及び前記分析物濃度
センサは実質的に１乃至３分の測定間隔を達成する前記
注入時間にて前記工程（ｄ）乃至（ｆ）を達成するよう
選択されることを特徴とする請求項４５に記載の方法。
【請求項４７】（ｈ）医原性の問題を惹起す血液中の分
析物濃度レベルに対応するホメオスタシス閾値を選定す
る工程と、（ｉ）前記体の代謝ホメオスタシスに対応する前記血流
中の分析物のベースライン濃度を測定する工程と、（ｊ）前記工程（ｉ）に於いて測定された分析物の濃度
が前記工程（ｈ）に於いて選定された前記閾値を越えて
いるか否かを判定する工程と、を含んでいることを特徴
とする請求項４５に記載の方法。
【請求項４８】前記分析物含有液体はアンモニア含有液
であり、前記工程（ｄ）は、（ｄ１）前記体の血液のｐＨ値を得る工程と、（ｄ２）前記血流中のアンモニアガス（ＮＨ₃）の濃度
に対応する前記ベースラインの分析物濃度値を求める工
程と、（ｄ３）下記の式Ｃa（ＮＨ₄ ⁺）＝Ｃa（ＮＨ₃）／［１０exp(pＨ−p
Ｋ_a)］Ｃa＝Ｃa（ＮＨ₃）＋Ｃa（ＮＨ₄ ⁺）ここに、Ｃa（ＮＨ₄ ⁺）は血液中のアンモニウムイオン
の濃度であり、Ｃa（ＮＨ₃）は血液中のアンモニアガス
の測定された濃度であり、pＨは測定された血液のpＨで
あり、pＫ_aはそれ以上のpＨレベルに於いてはアンモニ
ア含有液がガスとして存在する溶液のpＨレベルであ
り、Ｃaは血液中の合計のアンモニア成分濃度であるに
従って血液中の合計のアンモニア成分濃度を示す前記ベ
ースラインの分析物濃度値を求める工程と、を含み、前
記工程（ｆ）は（ｆ１）前記血流中のアンモニアガス（ＮＨ₃）の濃度
に対応する前記後の分析物濃度値を求める工程と、（ｆ２）下記の式Ｃa（ＮＨ₄ ⁺）＝Ｃa（ＮＨ₃）／［１０exp(pＨ−p
Ｋ_a)］Ｃa＝Ｃa（ＮＨ₃）＋Ｃa（ＮＨ₄ ⁺）ここに、Ｃa（ＮＨ₄ ⁺）は血液中のアンモニウムイオン
の濃度であり、Ｃa（ＮＨ₃）は血液中のアンモニアガス
の測定された濃度であり、pＨは測定された血液のpＨで
あり、pＫ_aはそれ以上のpＨレベルに於いてはアンモニ
アがガスとして存在する溶液のpＨレベルであり、Ｃaは
血液中の合計のアンモニア成分濃度であるに従って血液
中の合計のアンモニア成分濃度を示す前記後の分析物濃
度値を求める工程と、を含んでいることを特徴とする請
求項４５に記載の方法。
【請求項４９】前記工程（ｇ）は下記の式ＣＯ（ｔ_i）＝Ｋ＊ｍ_I＊［ＩＣa−Ｃa（ｔ_i′）］／
{[Ｃa(ｔ_i′)−Ｃa（ｔ _i）］｝ここに、ＣＯ（ｔ_i）は時点ｔ_iに於いて測定される拍出
量であり、Ｋは定数であり、ｍ_Iはアンモニア含有液の
質量流量であり、ＩＣaは分析物含有液体の合計のアン
モニア成分濃度であり、Ｃa（ｔ_i′）は前記注入時間中
に測定されるアンモニア濃度を示す前記後の値に基づく
血液中の合計のアンモニア成分濃度であり、Ｃa（ｔ_i）
はベースラインの分析物濃度に基づく血液中の合計のア
ンモニア成分濃度であるに従って前記拍出量を示す値を
求めることを特徴とする請求項４８に記載の方法。
【請求項５０】患者の体の心血管系の拍出量を測定する
装置にして、前記体と両立可能であり且つ前記体内に於いて代謝可能
な分析物含有液体の供給源であって、アンモニア含有液
体、ヘパリン、エタノール、二酸化炭素放出液、ぶどう
糖、麻酔剤よりなる群より選択され酸素を含まない分析
物含有液体の供給源と、前記分析物含有液体の供給源と接続され、注入時間中或
る質量流量にて前記分析物含有液体の流れを液体出口に
与えるよう制御可能な液体流量制御装置と、前記体の外部に配置される根元側端部領域と、該根元側
端部領域とは反対の側に位置し前記体の血流中に配置可
能な測定領域とを有するカテーテルと、前記カテーテル内に設けられた指示薬通路であって、前
記液体流量制御装置の前記液体出口と液体の流通可能に
接続可能であり、前記測定領域に設けられ前記体の前記
血流中へ前記分析物含有液体を排出する注入出口まで延
在する指示薬通路と、前記血流中の分析物に応答して濃度センサ出力を発生す
る分析物濃度センサであって、流動する血液と接触可能
であり前記注入出口より希釈測定距離だけ前記血流中に
於いて下流側方向へ隔置された位置に於いて前記カテー
テルの前記測定領域に設けられた前端組立体を有する分
析物濃度センサと、前記液体流量制御装置及び前記分析物濃度センサを制御
する制御装置であって、血液中のベースラインの分析物
濃度レベルを演算し、前記注入時間の間予め設定された
質量流量にて前記分析物含有液体を前記カテーテルの液
体入口へ流し、前記注入時間中の血液中の分析物濃度レ
ベルを示す後の値を演算し、前記ベースラインの分析物
濃度レベル、前記後の分析物濃度レベル、前記予め設定
された質量流量を相互に関連付けて拍出量に対応する値
を示す第一の出力信号を演算する制御装置と、前記第一の出力信号に応答して前記第一の出力信号に対
応する認識可能な出力を表示するディスプレイと、を含
んでいることを特徴とする装置。
【請求項５１】前記制御装置は実質的に２乃至３０秒の
前記注入時間を与えるよう前記液体流量制御装置を制御
することを特徴とする請求項５０に記載の装置。
【請求項５２】前記体の血流中に配置される位置にて前
記カテーテルに設けられたpＨセンサであって、該セン
サが接触する血液のpＨ値に対応するpＨ出力を発生する
よう制御可能なpＨセンサと、前記制御装置は前記pＨセンサを制御して前記pＨセンサ
出力を発生させ、前記pＨセンサ出力、前記ベースライ
ンの分析物濃度レベル、前記後の分析物濃度レベル、前
記予め設定された質量流量を相互に関連付けて前記第一
の出力信号を発生するよう構成されていることと、を含
んでいることを特徴とする請求項５０に記載の装置。
【請求項５３】前記分析物含有液体はアンモニア含有液
であり、前記分析物濃度センサ出力は前記血流中のアンモニアガ
ス（ＮＨ₃）の濃度に応じて与えられ、前記制御装置は下記の式Ｃa（ＮＨ₄ ⁺）＝Ｃa（ＮＨ₃）／［１０exp(pＨ−p
Ｋ_a)］Ｃa＝Ｃa（ＮＨ₃）＋Ｃa（ＮＨ₄ ⁺）ここに、Ｃa（ＮＨ₄ ⁺）は血液中のアンモニウムイオン
の濃度であり、Ｃa（ＮＨ₃）は血液中のアンモニアガス
の測定された濃度であり、pＨは測定された血液のpＨで
あり、pＫ_aはそれ以上のpＨレベルに於いてはアンモニ
ア含有液がガスとして存在する溶液のpＨレベルであ
り、Ｃaは血液中の合計のアンモニア成分濃度であるに
従って血液中の合計のアンモニア成分濃度を演算するこ
とを特徴とする請求項５２に記載の装置。
【請求項５４】前記制御装置は下記の式ＣＯ（ｔ_i）＝Ｋ＊ｍ_I＊［ＩＣa−Ｃa（ｔ_i′）］／
{[Ｃa(ｔ_i′)−Ｃa（ｔ _i）］｝ここに、ＣＯ（ｔ_i）は時点ｔ_iに於いて測定される拍出
量であり、Ｋは定数であり、ｍ_Iは前記注入時間中のア
ンモニア含有液の前記質量流量であり、ＩＣaは分析物
含有液体の合計のアンモニア成分濃度であり、Ｃa
（ｔ_i′）は前記注入時間中に測定される前記後の分析
物濃度レベルに基づく血液中の合計のアンモニア濃度で
あり、Ｃa（ｔ_i）はベースラインの分析物濃度レベルに
基づく血液中の合計のアンモニア成分濃度であるに従っ
て前記第一の出力信号を演算することを特徴とする請求
項５３に記載の装置。
【請求項５５】前記分析物濃度センサは光学的測色によ
り前記濃度センサ出力を発生するよう構成されているこ
とを特徴とする請求項５３に記載の装置。
【請求項５６】前記分析物濃度センサは電流計信号とし
て前記濃度センサ出力を発生するよう構成されているこ
とを特徴とする請求項５３に記載の装置。
【請求項５７】前記分析物濃度センサは電位差計信号と
して前記濃度センサ出力を発生するよう構成されている
ことを特徴とする請求項５３に記載の装置。
【請求項５８】前記分析物濃度センサは光学的蛍光を使
用して前記濃度センサ出力を発生するよう構成されてい
ることを特徴とする請求項５３に記載の装置。
【請求項５９】前記制御装置は前記体の身長及び体重を
示す入力値に応答して体の表面積を示す値を演算し、前
記拍出量の演算値及び前記体の表面積を示す値に基づき
心指数の演算値を示す第二の出力信号を発生するよう構
成されており、前記ディスプレイは前記第二の出力信号に応答して前記
心指数の演算値を表示するよう構成されていることを特
徴とする請求項５０に記載の装置。
【請求項６０】前記制御装置は入力されメモリに記憶さ
れた心指数の下限値及び前記心指数の演算値に基づき、
前記心指数の演算値が前記心指数の下限値よりも低いと
きには第三の出力信号を発生するよう構成されており、前記ディスプレイは前記第三の出力信号に応答して前記
心指数の演算値に関する警報情報を表示するよう構成さ
れていることを特徴とする請求項５９に記載の装置。
【請求項６１】前記制御装置は入力されメモリに記憶さ
れた心指数の上限値及び前記心指数の演算値に基づき、
前記心指数の演算値が前記心指数の上限値よりも高いと
きには第四の出力信号を発生するよう構成されており、前記ディスプレイは前記第四の出力信号に応答して前記
心指数の演算値に関する警報情報を表示するよう構成さ
れていることを特徴とする請求項５９に記載の装置。
【請求項６２】前記制御装置は血液中の最も最近演算さ
れた分析物濃度レベルに対応する第五の出力信号を発生
するよう構成されており、前記ディスプレイは前記第五の出力信号に応答して血液
中の前記分析物濃度レベルを表示するよう構成されてい
ることを特徴とする請求項５０に記載の装置。