JPS6284740A - 心臓の室内容量を測定するための装置 - Google Patents
心臓の室内容量を測定するための装置Info
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- JPS6284740A JPS6284740A JP61208131A JP20813186A JPS6284740A JP S6284740 A JPS6284740 A JP S6284740A JP 61208131 A JP61208131 A JP 61208131A JP 20813186 A JP20813186 A JP 20813186A JP S6284740 A JPS6284740 A JP S6284740A
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/103—Detecting, measuring or recording devices for testing the shape, pattern, colour, size or movement of the body or parts thereof, for diagnostic purposes
- A61B5/107—Measuring physical dimensions, e.g. size of the entire body or parts thereof
- A61B5/1073—Measuring volume, e.g. of limbs
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/026—Measuring blood flow
- A61B5/029—Measuring or recording blood output from the heart, e.g. minute volume
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
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- A61B5/026—Measuring blood flow
- A61B5/0295—Measuring blood flow using plethysmography, i.e. measuring the variations in the volume of a body part as modified by the circulation of blood therethrough, e.g. impedance plethysmography
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01F—MEASURING VOLUME, VOLUME FLOW, MASS FLOW OR LIQUID LEVEL; METERING BY VOLUME
- G01F17/00—Methods or apparatus for determining the capacity of containers or cavities, or the volume of solid bodies
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
発明の背景
発明の分野二本発明は、一般的には心臓の監視装置に関
し、さらに詳しくは、心臓の与えられた室内に含まれる
血液の瞬間的容量を定は的に測定し、心臓の1拍動拍出
吊および1分間拍出量を連続的に監視することを可能に
する方法およびgi@に関する。
し、さらに詳しくは、心臓の与えられた室内に含まれる
血液の瞬間的容量を定は的に測定し、心臓の1拍動拍出
吊および1分間拍出量を連続的に監視することを可能に
する方法およびgi@に関する。
従来技術二本発明者の係属中の特許出願第362.90
3号(1982年3月29日出願2発明の名称: Bi
omedical method and appar
atus forControlling the a
da+1nistration of therapy
t。
3号(1982年3月29日出願2発明の名称: Bi
omedical method and appar
atus forControlling the a
da+1nistration of therapy
t。
a patient in response to
changes inphysiologic dea
+and (生理学的要求の変化に対応して患者への治
療の施行を制御するための生体医学方法および装置)〕
にも指摘したように、脈管内容1の電気インピーダンス
測定技術は30年以上にわたって研究されてきたが、ヒ
ト心臓内容h1の測定に応用されるようになったのはご
く最近のことである。1953年、Ru5tverらは
、Intracardiac p+ethysmoar
aphy (心臓内面液ω測定法)と題する論文(AI
Il、 J、 Physiol、、 174.71゜1
953)中に、電極をイヌ左右両心室壁に接着させ、収
縮時のインピーダンス変化の記録に使用した実験につい
て述べている。Geddesらは、Continuou
sloaSurOIllOnt of VentriC
tllar 5troke VOIull13 bye
lectrical impedance (電気イン
ピーダンスによる心室1拍動拍出量の連続的測定)と題
する論文(Cardiac Re5earch Cen
ter Bulletin、第4巻、118頁(196
6))中に、電極をイヌの心外膜に縫合し、in Vi
trOで縫合閉鎖した弁によりその動物の心臓へ血液を
注入または吸引しながら、80 kHzにおいてインピ
ーダンスを測定した実験を記載している。さらに、Ba
anらはイヌで、8個のリングを付したカテーテルと2
Q kHzの駆動周波数を用い、左室インピーダンス
測定値と、同時に電磁流量計によって測った1拍動拍出
患との間の高い相関を記録した( Baanら: C0
ntinuouSStrike VOItlle an
d cardiac output fromintr
aventricular dimensions o
bta+nedWith animpedance c
atheter (インピーダンスカテーテルで得られ
る、心室内部からの連続的1拍動拍出はおよび1分間拍
出1i1 ) 、Cardiovasc、 Res、、
15゜328、1981 ) 、 Baanらはその
後の論文、Continuous registrat
ion of relative 1eftventr
icle volule in mean (ヒト左
心室相対容量の連続記録)、C1rculation、
66、5upp1.Il、 ■−277、1982中
に、心室インピーダンスの連続的記録にカテーテルを用
い、6名の患者でそれを容量と関係づける実験を報告し
ている。前述のBaanらの最初の報告には、インピー
ダンス測定に基づく容量測定の理論的根拠が述べられて
いる。
changes inphysiologic dea
+and (生理学的要求の変化に対応して患者への治
療の施行を制御するための生体医学方法および装置)〕
にも指摘したように、脈管内容1の電気インピーダンス
測定技術は30年以上にわたって研究されてきたが、ヒ
ト心臓内容h1の測定に応用されるようになったのはご
く最近のことである。1953年、Ru5tverらは
、Intracardiac p+ethysmoar
aphy (心臓内面液ω測定法)と題する論文(AI
Il、 J、 Physiol、、 174.71゜1
953)中に、電極をイヌ左右両心室壁に接着させ、収
縮時のインピーダンス変化の記録に使用した実験につい
て述べている。Geddesらは、Continuou
sloaSurOIllOnt of VentriC
tllar 5troke VOIull13 bye
lectrical impedance (電気イン
ピーダンスによる心室1拍動拍出量の連続的測定)と題
する論文(Cardiac Re5earch Cen
ter Bulletin、第4巻、118頁(196
6))中に、電極をイヌの心外膜に縫合し、in Vi
trOで縫合閉鎖した弁によりその動物の心臓へ血液を
注入または吸引しながら、80 kHzにおいてインピ
ーダンスを測定した実験を記載している。さらに、Ba
anらはイヌで、8個のリングを付したカテーテルと2
Q kHzの駆動周波数を用い、左室インピーダンス
測定値と、同時に電磁流量計によって測った1拍動拍出
患との間の高い相関を記録した( Baanら: C0
ntinuouSStrike VOItlle an
d cardiac output fromintr
aventricular dimensions o
bta+nedWith animpedance c
atheter (インピーダンスカテーテルで得られ
る、心室内部からの連続的1拍動拍出はおよび1分間拍
出1i1 ) 、Cardiovasc、 Res、、
15゜328、1981 ) 、 Baanらはその
後の論文、Continuous registrat
ion of relative 1eftventr
icle volule in mean (ヒト左
心室相対容量の連続記録)、C1rculation、
66、5upp1.Il、 ■−277、1982中
に、心室インピーダンスの連続的記録にカテーテルを用
い、6名の患者でそれを容量と関係づける実験を報告し
ている。前述のBaanらの最初の報告には、インピー
ダンス測定に基づく容量測定の理論的根拠が述べられて
いる。
第一の近似として、任意の2個の検知電極の間で測定さ
れる血液の容量は、心臓壁の内皮表面と、2個の電極を
通る等しい仮想表面によって決定される境界をもつ円筒
と考えることができる。したがって左心室腔内の総血液
量は、たがいに束ねられだ円筒からなるカラムと考えて
よい。心室の収縮時にこれらの円筒中に検知されるイン
ピーダンスの変化は、この円筒の断面積の変化による2
個の検知電極の間の抵抗の変化によって生じる。抵抗と
断面積の関係は、次式 %式%) : p:血液の固有抵抗 L:2個の検知電極間距離 A:断面積 で表される。容量(V)が断面積×距l1l(AXL)
に等しい同筒の場合には、抵抗についての上記の式は R−pL2/V と置き換えることができる。
れる血液の容量は、心臓壁の内皮表面と、2個の電極を
通る等しい仮想表面によって決定される境界をもつ円筒
と考えることができる。したがって左心室腔内の総血液
量は、たがいに束ねられだ円筒からなるカラムと考えて
よい。心室の収縮時にこれらの円筒中に検知されるイン
ピーダンスの変化は、この円筒の断面積の変化による2
個の検知電極の間の抵抗の変化によって生じる。抵抗と
断面積の関係は、次式 %式%) : p:血液の固有抵抗 L:2個の検知電極間距離 A:断面積 で表される。容量(V)が断面積×距l1l(AXL)
に等しい同筒の場合には、抵抗についての上記の式は R−pL2/V と置き換えることができる。
したがって、拡張期末および収縮期末の抵抗は。
それぞれ、
Red= p L2./Ved
Res= pL2/Ves
と定義できる。式中、edは拡張期末を、esは収縮期
末を示す。この2つの式の差をとると、1拍動あたりの
泊出吊は次式で示される。
末を示す。この2つの式の差をとると、1拍動あたりの
泊出吊は次式で示される。
Re5−Red
すなわち、縦方向に間隔を置いて配列した2個の検知電
極の間の与えられた円筒状区間内の血液の、心室収縮に
よる容量変化は、収縮期末と拡張期末のインピーダンス
の差から決定できることになる。さらに、左心室内の各
円筒状の血液は、駆動電極間に直列に置かれた抵抗器と
考えることができるので、各円筒についての容量測定値
を加算すれば全心室の1拍動拍出量を求めることができ
る。
極の間の与えられた円筒状区間内の血液の、心室収縮に
よる容量変化は、収縮期末と拡張期末のインピーダンス
の差から決定できることになる。さらに、左心室内の各
円筒状の血液は、駆動電極間に直列に置かれた抵抗器と
考えることができるので、各円筒についての容量測定値
を加算すれば全心室の1拍動拍出量を求めることができ
る。
以上述べたインピーダンス容量測定の理論は、正確な測
定に必須な因子を取扱かつていないので、極度の単純化
のそしりは免れない。絶対容量のインピーダンス測定に
際して生じる大きな問題点のひとつは、心臓内電気イン
ピーダンスの測定値に対する心筋組織の寄与を無視して
いることである。
定に必須な因子を取扱かつていないので、極度の単純化
のそしりは免れない。絶対容量のインピーダンス測定に
際して生じる大きな問題点のひとつは、心臓内電気イン
ピーダンスの測定値に対する心筋組織の寄与を無視して
いることである。
心室腔の容量をインピーダンスを用いて測定する方法は
、心筋組織が血液よりも高い電気抵抗性をもつことを基
盤にしている。その結果、測定される電流は主として心
室内を通るものであり、インピーダンスの変化は、心室
腔内面液吊の変化率をとくに反映することになる。理想
条件下には、組織が完全な絶縁体であれば、測定される
電流はすべて心室腔内を通過したものであり、きわめて
正確な容量の測定が可能になるはずである。この考え方
は、インピーダンスと絶対容量の相関が0.99を示し
たゴム製の球内の血液容量をインピーダンスによって測
定した結果に由来するものである。
、心筋組織が血液よりも高い電気抵抗性をもつことを基
盤にしている。その結果、測定される電流は主として心
室内を通るものであり、インピーダンスの変化は、心室
腔内面液吊の変化率をとくに反映することになる。理想
条件下には、組織が完全な絶縁体であれば、測定される
電流はすべて心室腔内を通過したものであり、きわめて
正確な容量の測定が可能になるはずである。この考え方
は、インピーダンスと絶対容量の相関が0.99を示し
たゴム製の球内の血液容量をインピーダンスによって測
定した結果に由来するものである。
本発明者らは、心筋や周辺組織の並列抵抗が抵抗測定値
を低下さVlしたがって、実際の心室容量に見掛けの容
fi(V偏差)を付加していることを明らかにした。
を低下さVlしたがって、実際の心室容量に見掛けの容
fi(V偏差)を付加していることを明らかにした。
インピーダンス容量測定値に対する上述の心筋インピー
ダンスの寄与に加えて、絶対空間容量の測定には他の問
題もある。たとえば、血液の抵抗は一定ではなく、温度
、ヘマトクリットおよび血液の流速によって変化する。
ダンスの寄与に加えて、絶対空間容量の測定には他の問
題もある。たとえば、血液の抵抗は一定ではなく、温度
、ヘマトクリットおよび血液の流速によって変化する。
ざらに、電解質の濃度が抵抗性を変える可能性もある。
カテーテルを心室内に位置させ、一方の端を心室の尖部
付近に他端を大動脈弁付近に間隔を置いて配置した1対
の電極間に既定の周波数の駆動電位を適用した場合、電
場線は直線とはならず、外方に曲がることが明らかにさ
れている。同様に、等電位線も直線にはならず、電場線
と直交するように弯曲する。このパターンにより、心室
内の電流密度は均一性を欠くことになる。容量の式V−
pL2/Rは規則正しい形状の円筒状容量にのみ適用で
きるので、間隔を置いて配置された駆動電極が加圧され
ている通常の実際条件にこの式を適用すると、心室容量
の測定値に誤差が入ってくることになる。この誤差は、
その形状により、右心室の場合とくに大きくなる。誤差
の程度は、駆動電極によって決定される容量を不連続の
区間に効果的に分割し、各区間の容量を計算し、各容醗
測定値を合算して総容量を求めるBaanらの方法によ
れば、ある程度低くすることができる。しかしながら、
これは、非円筒状の状態に対して円筒状容量についての
式の適用が本質的に不適当であることを考慮していない
。
付近に他端を大動脈弁付近に間隔を置いて配置した1対
の電極間に既定の周波数の駆動電位を適用した場合、電
場線は直線とはならず、外方に曲がることが明らかにさ
れている。同様に、等電位線も直線にはならず、電場線
と直交するように弯曲する。このパターンにより、心室
内の電流密度は均一性を欠くことになる。容量の式V−
pL2/Rは規則正しい形状の円筒状容量にのみ適用で
きるので、間隔を置いて配置された駆動電極が加圧され
ている通常の実際条件にこの式を適用すると、心室容量
の測定値に誤差が入ってくることになる。この誤差は、
その形状により、右心室の場合とくに大きくなる。誤差
の程度は、駆動電極によって決定される容量を不連続の
区間に効果的に分割し、各区間の容量を計算し、各容醗
測定値を合算して総容量を求めるBaanらの方法によ
れば、ある程度低くすることができる。しかしながら、
これは、非円筒状の状態に対して円筒状容量についての
式の適用が本質的に不適当であることを考慮していない
。
発明の要約
本発明は、駆動電極をたがいに無限大の距離に配置した
と仮定した場合に得られる値に相当するRo値を計算す
ることにより、測定の正確さを著しく改善するものであ
る。この条件を導入すれば、少なくとも数学的な意味に
おいて、電極間に伸びる電場線は直線で平行となり、等
電位面は電場線と直交する。RolKiを求め、ついで
V=pL /Roの式を適用すれば、不規則な形状の
右心室の場合であっても、検知電極対の間の容量に関し
、さらに正確な情報を得ることができる。各区間の容量
を合算して総容量値を求めれば、その値はさらに正確に
なる。
と仮定した場合に得られる値に相当するRo値を計算す
ることにより、測定の正確さを著しく改善するものであ
る。この条件を導入すれば、少なくとも数学的な意味に
おいて、電極間に伸びる電場線は直線で平行となり、等
電位面は電場線と直交する。RolKiを求め、ついで
V=pL /Roの式を適用すれば、不規則な形状の
右心室の場合であっても、検知電極対の間の容量に関し
、さらに正確な情報を得ることができる。各区間の容量
を合算して総容量値を求めれば、その値はさらに正確に
なる。
4ロされた容量は依然として周辺組織による■偏差を含
んでいるが、発明の詳細な説明の末尾に示した注からも
明らかなように、1拍動拍出世は容量の差のみに関与す
るものであるから、■偏差の値は、1泊+h !I’l
出吊したがってまた1分間拍出量の計算にはほとんど影
響しない。しかも、心室容量測定値は単純な加算値があ
ることを除いて正確なわけであるから、患者の症状また
は治療による心室容量の変化は正確に評価できる。たと
えば、変力作用をもつ薬剤の注入後に得られた拡張期来
客a10dの低下は、薬剤の効果の正確な測定値と考え
てよい。
んでいるが、発明の詳細な説明の末尾に示した注からも
明らかなように、1拍動拍出世は容量の差のみに関与す
るものであるから、■偏差の値は、1泊+h !I’l
出吊したがってまた1分間拍出量の計算にはほとんど影
響しない。しかも、心室容量測定値は単純な加算値があ
ることを除いて正確なわけであるから、患者の症状また
は治療による心室容量の変化は正確に評価できる。たと
えば、変力作用をもつ薬剤の注入後に得られた拡張期来
客a10dの低下は、薬剤の効果の正確な測定値と考え
てよい。
容量式に用いる相当するR8値を得るには、心臓の尖部
付近に位置させることができる遠位駆動電極と大動脈弁
付近に位置させることができる近位駆動電極とを有する
電極を準@する。間隔を置いて配置された第2の対の電
極をさらにカテーテルに設け、第2の対は第1の対の作
る空間内に含まれるようにする。第2の対をなす各電極
の間には、さらにいくつかの検知電極対を設けることが
できる、第1および第2の駆e電極対は、たがいに異な
る別の周波数の一定な電流源で別個に加圧する。これに
より、適当な濾過を行えば、上記第1および第2の電流
源のそれぞれに帰属できる、与えられた任意の検知電極
対の寄与があればそれを単離することが可能になる。各
周波数成分について、検知対から相当する駆動対までの
距離の逆数の函数として得られる抵抗を平行座標にプロ
ットシ、この線を延長してY切片を求めれば、これが駆
動電極を無限の距離に置いた場合のインピーダンスに相
当する。
付近に位置させることができる遠位駆動電極と大動脈弁
付近に位置させることができる近位駆動電極とを有する
電極を準@する。間隔を置いて配置された第2の対の電
極をさらにカテーテルに設け、第2の対は第1の対の作
る空間内に含まれるようにする。第2の対をなす各電極
の間には、さらにいくつかの検知電極対を設けることが
できる、第1および第2の駆e電極対は、たがいに異な
る別の周波数の一定な電流源で別個に加圧する。これに
より、適当な濾過を行えば、上記第1および第2の電流
源のそれぞれに帰属できる、与えられた任意の検知電極
対の寄与があればそれを単離することが可能になる。各
周波数成分について、検知対から相当する駆動対までの
距離の逆数の函数として得られる抵抗を平行座標にプロ
ットシ、この線を延長してY切片を求めれば、これが駆
動電極を無限の距離に置いた場合のインピーダンスに相
当する。
以上は、それぞれ別個にしかも同時に、2種の異なる周
波数で加圧した2個“の異なる電流源を用い、それぞれ
の寄与をデジタル濾過法によって単離することにより達
成することができる。また別法として、2対の駆動fl
itを同じ電流源で交Hに加圧し、2種の駆動要素のそ
れぞれについて測定される抵抗を装置内に別個に保存す
る方法も使用できる。2組の抵抗値と、検知対とそれぞ
れの駆動対の間の距離がわかれば、上述の外挿法により
、所望の相当するR8値が得られる。R0値がわかれば
、容量は従来法よりも正確に計算することができる。
波数で加圧した2個“の異なる電流源を用い、それぞれ
の寄与をデジタル濾過法によって単離することにより達
成することができる。また別法として、2対の駆動fl
itを同じ電流源で交Hに加圧し、2種の駆動要素のそ
れぞれについて測定される抵抗を装置内に別個に保存す
る方法も使用できる。2組の抵抗値と、検知対とそれぞ
れの駆動対の間の距離がわかれば、上述の外挿法により
、所望の相当するR8値が得られる。R0値がわかれば
、容量は従来法よりも正確に計算することができる。
本発明の方法によれば、従来可能であったよりも正確に
、患者の1拍動拍出mおよび1分間拍出量を連続ベース
で測定することができる。心室容量に関する情報は、弁
膜症や心肥大の診断に役立つ。また、心筋梗塞や虚血の
程度また影響の測定に助けになるし、さらに、うつ血性
心不全のような疾患のコントロールに際しての薬剤の影
響の評価および監視に有用である。熱希釈または指示薬
希釈のような従来方法は頻繁に使用することはできない
し、長時間にわたる監視には適当でない。
、患者の1拍動拍出mおよび1分間拍出量を連続ベース
で測定することができる。心室容量に関する情報は、弁
膜症や心肥大の診断に役立つ。また、心筋梗塞や虚血の
程度また影響の測定に助けになるし、さらに、うつ血性
心不全のような疾患のコントロールに際しての薬剤の影
響の評価および監視に有用である。熱希釈または指示薬
希釈のような従来方法は頻繁に使用することはできない
し、長時間にわたる監視には適当でない。
本発明の二重電流源心室内インピーダンス血液量測定法
によれば、心室の各収縮の臨終家による肉眼的観察を可
能にし、しかも、心臓内への何らかの物質の注入や、長
時間にわたるあるいは運動のような身体的操作のもとに
行われる他の処置を必要としない。デジタル−アナログ
変換器は、心室容量の読みを1001xの速度でサンプ
リングするので、10m5ec以上持続する変化は医師
に見逃されることがない。長時間にわたる心拍出量の監
視が可能なばかりでなく、前心歴収縮の影響も個個に評
価できる。本発明の方法を用いることにより、各拍動に
ついて8酊の変化速度が利用可能になるので、心臓の収
縮能も評価できるようになる。心室容量と同時に圧力も
モニタリングできるので、拍動仕事恐も計算でき、この
情報はうつ血性心不全の管理に応用される。
によれば、心室の各収縮の臨終家による肉眼的観察を可
能にし、しかも、心臓内への何らかの物質の注入や、長
時間にわたるあるいは運動のような身体的操作のもとに
行われる他の処置を必要としない。デジタル−アナログ
変換器は、心室容量の読みを1001xの速度でサンプ
リングするので、10m5ec以上持続する変化は医師
に見逃されることがない。長時間にわたる心拍出量の監
視が可能なばかりでなく、前心歴収縮の影響も個個に評
価できる。本発明の方法を用いることにより、各拍動に
ついて8酊の変化速度が利用可能になるので、心臓の収
縮能も評価できるようになる。心室容量と同時に圧力も
モニタリングできるので、拍動仕事恐も計算でき、この
情報はうつ血性心不全の管理に応用される。
本発明は、間隔を置いて配置された表面電極対、複数個
を有する腔内電気インピーダンスカテー、チルを用いて
心室容量の瞬間的測定を行う方法およびそのための装置
である。複数個の電極対は、相当する複数個の電気信号
で駆動され、各信号は異なる別個の周波数を示す。また
カテーテルには、間隔を置いて配置され、心室内の所定
の位置で電位を検知する表面電極対、複数個を有する。
を有する腔内電気インピーダンスカテー、チルを用いて
心室容量の瞬間的測定を行う方法およびそのための装置
である。複数個の電極対は、相当する複数個の電気信号
で駆動され、各信号は異なる別個の周波数を示す。また
カテーテルには、間隔を置いて配置され、心室内の所定
の位置で電位を検知する表面電極対、複数個を有する。
駆動信号を予め定められた表面電極対に選択的に組合わ
Vるため、また検知電極対を検知した電位の読み取りに
任意の与えられた時間選択的に使用するためのスイッチ
手段を設ける。読み取られた信号は、検波され、アナロ
グ信号からデジタル量に変換される。ついでデジタル計
算機を用いて、検知されたデジタル量から、無限大の距
離に置かれた電極の場合に相当するインピーダンスの外
挿値を求める。外挿インピーダンス値がわかれば、心室
内の血液容量は、V=DL” /Ro (式中R8は外
挿インピーダンス値、Lは心室内にまたがって配置され
た検知電極間の距離、pは血液の抵抗)の式を用いて計
算できる。
Vるため、また検知電極対を検知した電位の読み取りに
任意の与えられた時間選択的に使用するためのスイッチ
手段を設ける。読み取られた信号は、検波され、アナロ
グ信号からデジタル量に変換される。ついでデジタル計
算機を用いて、検知されたデジタル量から、無限大の距
離に置かれた電極の場合に相当するインピーダンスの外
挿値を求める。外挿インピーダンス値がわかれば、心室
内の血液容量は、V=DL” /Ro (式中R8は外
挿インピーダンス値、Lは心室内にまたがって配置され
た検知電極間の距離、pは血液の抵抗)の式を用いて計
算できる。
桂刀
したがって、本発明の主たる目的は、インピーダンスカ
ブ−チルを用いて、心臓の心室容量を測定する改良方法
を提供することにある。
ブ−チルを用いて、心臓の心室容量を測定する改良方法
を提供することにある。
本発明の他の目的は、公知の従来技術方法を用いてこれ
まで可能であったよりも正確に、1拍動拍出石および1
分11.1泊出量を測定するための方法および装置を提
供することにある。
まで可能であったよりも正確に、1拍動拍出石および1
分11.1泊出量を測定するための方法および装置を提
供することにある。
本発明のさらに他の目的は、心室内の有効インピーダン
スを電位源が検知電極から無限大の距離にあると仮定し
て計nすることにより、動物の心臓の心室容量を測定す
るための方法および装置を提供することにある。
スを電位源が検知電極から無限大の距離にあると仮定し
て計nすることにより、動物の心臓の心室容量を測定す
るための方法および装置を提供することにある。
本発明のさらに他の目的は、心臓の心室容量をより正確
に測定するために、二重周波数源または切り換え電位源
を用いたインピーダンス血液客間法を適用する方法を提
供することにある。
に測定するために、二重周波数源または切り換え電位源
を用いたインピーダンス血液客間法を適用する方法を提
供することにある。
本発明のこれらのまた他の目的および利点は、以下の好
ましい実施態様に関する詳細な説明および図面から、本
発明の技術分野における熟練者には自明のとおりである
。
ましい実施態様に関する詳細な説明および図面から、本
発明の技術分野における熟練者には自明のとおりである
。
好ましい実施態様の説明
第1図に丞したヒト心臓2の断面図から明らかなように
、心臓は、右心房4、右心室6、左心房8および左心室
10の大きな室に分けられる。本発明によって1拍動拍
出量および左心室総容量を測定するためには、この室内
に、近位@14r!3よび遠位端16を有するインピー
ダンスカテーテル12を位置させる。カテーテルは、本
発明の譲受考に譲渡された係属中の特許出願第445.
240号(1982年11月29日出願、発明の名称:
Catheter Assembly (カテーテル
アセンブリー)〕の方法に従って製造することができる
。たとえば、カテーテルはその遠位端16に十分近く間
隔を置いて配置された複数個の表面電極を有する少なく
とも1個の管状のさやから構成され、これらの電極が、
容量を測定しようとする室内、この場合左心室内の長軸
方向に効果的に行きわたるようにする。第1図には、0
からNまでの記号を付し、間隔を置いて配列したリング
として表面電極を例示している。各環状電極は延長導線
と接続さゼ、この導線は先に例示した適量による場合は
、管状カテーテル12の壁内に包埋させ、カテーテルの
全長を通過したのち電気コネクター18または20のい
ずれか一方に至る。最遠部の表面電極は左心室10の尖
部に近く位置させ、一方、最近部の表面電極は大動脈弁
22の近くに位置させる。
、心臓は、右心房4、右心室6、左心房8および左心室
10の大きな室に分けられる。本発明によって1拍動拍
出量および左心室総容量を測定するためには、この室内
に、近位@14r!3よび遠位端16を有するインピー
ダンスカテーテル12を位置させる。カテーテルは、本
発明の譲受考に譲渡された係属中の特許出願第445.
240号(1982年11月29日出願、発明の名称:
Catheter Assembly (カテーテル
アセンブリー)〕の方法に従って製造することができる
。たとえば、カテーテルはその遠位端16に十分近く間
隔を置いて配置された複数個の表面電極を有する少なく
とも1個の管状のさやから構成され、これらの電極が、
容量を測定しようとする室内、この場合左心室内の長軸
方向に効果的に行きわたるようにする。第1図には、0
からNまでの記号を付し、間隔を置いて配列したリング
として表面電極を例示している。各環状電極は延長導線
と接続さゼ、この導線は先に例示した適量による場合は
、管状カテーテル12の壁内に包埋させ、カテーテルの
全長を通過したのち電気コネクター18または20のい
ずれか一方に至る。最遠部の表面電極は左心室10の尖
部に近く位置させ、一方、最近部の表面電極は大動脈弁
22の近くに位置させる。
本発明の実際的な態様においては、12個の表面電極を
設け、それぞれを他から約1cIRの間隔で配置するの
が便利であることが明らかにされた。
設け、それぞれを他から約1cIRの間隔で配置するの
が便利であることが明らかにされた。
しかしながら、このような大きさについての指示は限定
的なものではない。事実、たとえば、右心室6の容量を
測定する場合には電極の数、配置ともに異なるカテーテ
ルを使用することになる。カテーテル12には、多数の
管腔と他のセンサーを設け、容量の測定を行うと同時に
、圧力や他のパラメーターの監視を組合せて行うことが
できる。
的なものではない。事実、たとえば、右心室6の容量を
測定する場合には電極の数、配置ともに異なるカテーテ
ルを使用することになる。カテーテル12には、多数の
管腔と他のセンサーを設け、容量の測定を行うと同時に
、圧力や他のパラメーターの監視を組合せて行うことが
できる。
しかしながら、本発明の方法は、インピーダンス血液容
h1測定法を用い主として正確な容はを測定することに
関するものであるから、以下、このような容量測定に関
連したカテーテルの使用態様のみについて述べる。
h1測定法を用い主として正確な容はを測定することに
関するものであるから、以下、このような容量測定に関
連したカテーテルの使用態様のみについて述べる。
次に第2図には、本発明の方法の実施に際して使用でき
る電気回路をブロックダイヤグラムによって示す。第2
図の最左端に図式的に示したように、左心室10にはカ
テーテル12が挿入され、このカテーテルには、環状表
面電極0−Nがその遠位端から近位端にわたって間隔を
置いて配列されている。コネクター18および2oは相
当するコネクター要素22および24と対応するように
配置される。コネクターの半片22の端末は、個個に、
ケーブル26中の導線を介してスイッチ箱A (28)
に接続する。同様に、コネクターの半片24におけるコ
ネクタ一端末はケーブル30中の導線によってそれぞれ
スイッチ箱B(32)に接続する。
る電気回路をブロックダイヤグラムによって示す。第2
図の最左端に図式的に示したように、左心室10にはカ
テーテル12が挿入され、このカテーテルには、環状表
面電極0−Nがその遠位端から近位端にわたって間隔を
置いて配列されている。コネクター18および2oは相
当するコネクター要素22および24と対応するように
配置される。コネクターの半片22の端末は、個個に、
ケーブル26中の導線を介してスイッチ箱A (28)
に接続する。同様に、コネクターの半片24におけるコ
ネクタ一端末はケーブル30中の導線によってそれぞれ
スイッチ箱B(32)に接続する。
ケーブル26および30はそれぞれ、電極OからNまで
を、スイッチ28または32で各インターフェースに接
続するように配線される。スイッチ箱自体は、通常、複
数個の入力部の任意のひとつが任意の出力部に接続する
ように構成された複数個の多極回転スイッチとすること
ができる。また別法として、2個のスイッチ箱の構築に
は、他のスイッチ装置たとえば押ボタンマトリックスス
イッチまたはデジタル制御アナログスイッチ等も使用で
きる。スイッチ箱Aは、オシレーター34および単離増
幅器36を含む第一の一定電流源に結合する。単離増幅
器からの出力はスイッチ箱Aを介して接続され、遠位電
極Oが測定対象の室内の尖部に位置するときに遠位電極
0とその室内の近位に位置する表面環状電極の周波数へ
の駆動シグナルを印加するように適合させる。第2図の
最左端にカッコAでくくった部分は、指定した電極間で
印圧されるのが周波数fAの電流源であることを示して
いる。
を、スイッチ28または32で各インターフェースに接
続するように配線される。スイッチ箱自体は、通常、複
数個の入力部の任意のひとつが任意の出力部に接続する
ように構成された複数個の多極回転スイッチとすること
ができる。また別法として、2個のスイッチ箱の構築に
は、他のスイッチ装置たとえば押ボタンマトリックスス
イッチまたはデジタル制御アナログスイッチ等も使用で
きる。スイッチ箱Aは、オシレーター34および単離増
幅器36を含む第一の一定電流源に結合する。単離増幅
器からの出力はスイッチ箱Aを介して接続され、遠位電
極Oが測定対象の室内の尖部に位置するときに遠位電極
0とその室内の近位に位置する表面環状電極の周波数へ
の駆動シグナルを印加するように適合させる。第2図の
最左端にカッコAでくくった部分は、指定した電極間で
印圧されるのが周波数fAの電流源であることを示して
いる。
同様に、fAとは異なる周波数fBを有するオシレータ
ー38と単離増幅器40を包含する第二の一定電流源は
、スイッチ箱B(32)とケーブル30を介し、カッコ
Bでくくって示した表面電極対間の周波数fBの駆動シ
グナルを印圧するように接続する。この場合、表面電極
対11 A l/の間隔は、tt 8“で示した表面電
極間の距離よりも大きく、すなわち対11 A TJは
そ′のスパンの中に対tt 8“を含むようにすること
に留意すべきである。
ー38と単離増幅器40を包含する第二の一定電流源は
、スイッチ箱B(32)とケーブル30を介し、カッコ
Bでくくって示した表面電極対間の周波数fBの駆動シ
グナルを印圧するように接続する。この場合、表面電極
対11 A l/の間隔は、tt 8“で示した表面電
極間の距離よりも大きく、すなわち対11 A TJは
そ′のスパンの中に対tt 8“を含むようにすること
に留意すべきである。
代表的な例を挙げれば、オシレーター34の周波数は2
.600H21一方、オシレーター38の周波数は3.
60011zとするが、もちろんこれに限定されるもの
ではない。
.600H21一方、オシレーター38の周波数は3.
60011zとするが、もちろんこれに限定されるもの
ではない。
スイッチ箱28を介し、遠位電極Oとカッコ′A″の他
端で指定されたより近位の電極との間の駆動′A″の適
量により、これらの駆動電極のスパンに含まれる感知対
1,2および3の間に相当する電位が発生する。同様に
、駆動v′B”の適用も、感知対1.2および3の間に
電位シグナルを発生させる。駆動″″A”の周波数は駆
動tt B“の周波数とは異なるので、それぞれ別個の
駆動周波数による寄与電位がいくらであるかを識別し、
測定することができる。
端で指定されたより近位の電極との間の駆動′A″の適
量により、これらの駆動電極のスパンに含まれる感知対
1,2および3の間に相当する電位が発生する。同様に
、駆動v′B”の適用も、感知対1.2および3の間に
電位シグナルを発生させる。駆動″″A”の周波数は駆
動tt B“の周波数とは異なるので、それぞれ別個の
駆動周波数による寄与電位がいくらであるかを識別し、
測定することができる。
スイッチ箱″A“(28)からの出力は、単離増幅34
2.44および46を介し、増幅器/復調器回路48.
50および52に接続される。同様に、スイッチ箱”B
”(32)は、単離増幅器54.56および58へ、つ
いで増幅器/復m各60.62および64へ出力を送る
。
2.44および46を介し、増幅器/復調器回路48.
50および52に接続される。同様に、スイッチ箱”B
”(32)は、単離増幅器54.56および58へ、つ
いで増幅器/復m各60.62および64へ出力を送る
。
復調器は感知対からの入力シグナルを濾過し、復調して
、感知ff1Ii対の間のインピーダンスに比例する出
力を生成するのに役立つ。すなわち、Δ1で示した復調
器48は、駆動+1 A rJによる感知対1の間のイ
ンピーダンスに比例するシグナルをその出力線66上に
生成し、同様に復調器50および52は、駆動′″A″
により感知対2および3の間のインピーダンスに比例す
るアナログシグナルを発生する。全く同様に、復調器6
0.62および64は、それぞれの出力線72.74お
よび76に、それぞれ、駆動ゝ゛B″の適量による感知
対1,2および3の間のインピーダンスに比例するアナ
ログシグナルを発生する。第2図には、復調回路の機構
をブロックで示したが、さらに特定の実施態様について
の情報を所望の場合は、前述の係属中の特許出願筒36
2,903号(出願臼:1982年3月29日)を参照
されたい。
、感知ff1Ii対の間のインピーダンスに比例する出
力を生成するのに役立つ。すなわち、Δ1で示した復調
器48は、駆動+1 A rJによる感知対1の間のイ
ンピーダンスに比例するシグナルをその出力線66上に
生成し、同様に復調器50および52は、駆動′″A″
により感知対2および3の間のインピーダンスに比例す
るアナログシグナルを発生する。全く同様に、復調器6
0.62および64は、それぞれの出力線72.74お
よび76に、それぞれ、駆動ゝ゛B″の適量による感知
対1,2および3の間のインピーダンスに比例するアナ
ログシグナルを発生する。第2図には、復調回路の機構
をブロックで示したが、さらに特定の実施態様について
の情報を所望の場合は、前述の係属中の特許出願筒36
2,903号(出願臼:1982年3月29日)を参照
されたい。
上述の出力線66から76まではそれぞれ、アナログ−
デジタル変換器78から88までに送信される。このよ
うな各A/D変換器は、たとえば12ビツト変換器から
なり、その会合チャンネルからたとえば10011zの
割合でサンプリングを行い、デジタル化した波形をマイ
クロプロセツザーシステム90に出力する。コンピュー
ターは、2個の駆動周波数で測定された2個のインピー
ダンス値から、各感知対に対し1個の補正された瞬間的
インピーダンスを発生させ、この値を弐V=2 ・ pL /Roに従って各リング対についての分断部分
容量に変換し、各リング対からの容量を総計して心臓室
内の瞬間的総容fを求めるようにプロダラム化される。
デジタル変換器78から88までに送信される。このよ
うな各A/D変換器は、たとえば12ビツト変換器から
なり、その会合チャンネルからたとえば10011zの
割合でサンプリングを行い、デジタル化した波形をマイ
クロプロセツザーシステム90に出力する。コンピュー
ターは、2個の駆動周波数で測定された2個のインピー
ダンス値から、各感知対に対し1個の補正された瞬間的
インピーダンスを発生させ、この値を弐V=2 ・ pL /Roに従って各リング対についての分断部分
容量に変換し、各リング対からの容量を総計して心臓室
内の瞬間的総容fを求めるようにプロダラム化される。
これらの計算されたパラメーターは、ビデオモニター9
2上に表示してもよいし、またハードコピーが所望の場
合はプリンター/プロッター94を用いて記録すること
もできる。
2上に表示してもよいし、またハードコピーが所望の場
合はプリンター/プロッター94を用いて記録すること
もできる。
第3図は、上記式に用いられるパラメーターRoを、駆
動′″A“による感知M極対間のインピーダンスおよび
駆動″B″による感知電極対間のインピーダンスのKI
軸に駆動点と感知点間距離の逆数をとった平行座標上プ
ロッティングにより求める方法を例示する。これらの2
点を通る線を引き、それを縦軸方向に延長したときの切
片が、駆動電極を無限大の距離に置いた場合の理論的に
得られるインピーダンスに相当する。各切断部分の容量
をSlnする際にこの値を用いれば、これまで他の研究
者が報告している正確度に比較して、有意に改善された
正確度でのインピーダンス8樋測定法が可能となり、各
切断部分の容量を総計して室内容量を求めることができ
る。とくにその形状のために、定量的な測定がインピー
ダンス法によっては不可能であった右心室の場合にも、
本発明の方法を応用できる。すなわち、本明細書に記載
の方法に従えば、室内容量とその残留容ff1V。、な
らびに1拍動拍出量をリアルタイムで、従来技術たとえ
ば熱希釈、Fick心拍出量および染色希釈のような方
法を用いて得られるよりも正確に測定するための装置の
開発が可能となった。
動′″A“による感知M極対間のインピーダンスおよび
駆動″B″による感知電極対間のインピーダンスのKI
軸に駆動点と感知点間距離の逆数をとった平行座標上プ
ロッティングにより求める方法を例示する。これらの2
点を通る線を引き、それを縦軸方向に延長したときの切
片が、駆動電極を無限大の距離に置いた場合の理論的に
得られるインピーダンスに相当する。各切断部分の容量
をSlnする際にこの値を用いれば、これまで他の研究
者が報告している正確度に比較して、有意に改善された
正確度でのインピーダンス8樋測定法が可能となり、各
切断部分の容量を総計して室内容量を求めることができ
る。とくにその形状のために、定量的な測定がインピー
ダンス法によっては不可能であった右心室の場合にも、
本発明の方法を応用できる。すなわち、本明細書に記載
の方法に従えば、室内容量とその残留容ff1V。、な
らびに1拍動拍出量をリアルタイムで、従来技術たとえ
ば熱希釈、Fick心拍出量および染色希釈のような方
法を用いて得られるよりも正確に測定するための装置の
開発が可能となった。
第4図には、計算された室内容量が連続的心拍とともに
変化する波形を示している。実際の室内容積は、周囲組
織の並列抵抗のために生じる残留容ff1V。に重なっ
ている。拡張期末と収縮期末の間の容量差が1拍動拍出
量である。残留容量■。
変化する波形を示している。実際の室内容積は、周囲組
織の並列抵抗のために生じる残留容ff1V。に重なっ
ている。拡張期末と収縮期末の間の容量差が1拍動拍出
量である。残留容量■。
の値は、正常の静止条件下に、拡張期来客fa(EDV
)、収縮期末容量(ESV)および1拍動拍出量をまず
計算することにより得られる。次に、心臓の容量を心臓
ベーシング薬剤または他の手段で変化させることができ
る。最後に、Svに対してE[)VおよびESVをプロ
ットする。5V−Oの条件に外挿すればV。の値が求め
られる。いったんこの■。を計算しておけば、すべての
容量計算値からそれを差引くことにより、さらに正確な
室内客間測定値が得られる。すなわち、本発明の方法は
、室内の各明所部分の容量およびその総容量の測定のみ
でなく、第4図のピークの読みから谷の読みを差引くだ
けで1拍動拍出量を計算することもできる。
)、収縮期末容量(ESV)および1拍動拍出量をまず
計算することにより得られる。次に、心臓の容量を心臓
ベーシング薬剤または他の手段で変化させることができ
る。最後に、Svに対してE[)VおよびESVをプロ
ットする。5V−Oの条件に外挿すればV。の値が求め
られる。いったんこの■。を計算しておけば、すべての
容量計算値からそれを差引くことにより、さらに正確な
室内客間測定値が得られる。すなわち、本発明の方法は
、室内の各明所部分の容量およびその総容量の測定のみ
でなく、第4図のピークの読みから谷の読みを差引くだ
けで1拍動拍出量を計算することもできる。
本発明については、水明m書に、特許法に従い、また本
技術分野の熟練者がこの新規な原理を応用し、必要な特
定の要素を構築し、使用するのに必要な情報を提供する
ために、かなり詳細に記述した。しかしながら、本発明
は、本発明自体の範囲から逸脱することなく、特定の異
なる装置を用いて実施すること、また装置の細部および
操作方法の両者に各種の改変を行うことが可能であるこ
とを理解すべきである。
技術分野の熟練者がこの新規な原理を応用し、必要な特
定の要素を構築し、使用するのに必要な情報を提供する
ために、かなり詳細に記述した。しかしながら、本発明
は、本発明自体の範囲から逸脱することなく、特定の異
なる装置を用いて実施すること、また装置の細部および
操作方法の両者に各種の改変を行うことが可能であるこ
とを理解すべきである。
注)
1拍動拍出ffi (SV)は次のように定義される=
SV−EDV−ESV 基本的円筒式に、測定された拡張期末および収縮期末抵
抗(EDR、ESR)を用いれHEMS HE
MS ば、 sv=pc /EDRHEAS DL /ESR
HEASとなる。
SV−EDV−ESV 基本的円筒式に、測定された拡張期末および収縮期末抵
抗(EDR、ESR)を用いれHEMS HE
MS ば、 sv=pc /EDRHEAS DL /ESR
HEASとなる。
しかし、EDVおよびESVで実際に測定された抵抗は
、血液容量によるEDRとESRおよびR−EDRR−
ESR TISS Tl5S EDR−ESR−R,0、 =pL2 (1/EDR−1/ESR)sv−pL /
EDR−pL2/ESRすなわち、EDVおよびESV
において測定された抵抗を用い、実際の血液容量に対す
るEDRおよびESRが既知と仮定すれば計算可能な同
じSVを計算できる。換言すれば、組織インピーダンス
は、計算される1拍動拍出量には全く影響しない。
、血液容量によるEDRとESRおよびR−EDRR−
ESR TISS Tl5S EDR−ESR−R,0、 =pL2 (1/EDR−1/ESR)sv−pL /
EDR−pL2/ESRすなわち、EDVおよびESV
において測定された抵抗を用い、実際の血液容量に対す
るEDRおよびESRが既知と仮定すれば計算可能な同
じSVを計算できる。換言すれば、組織インピーダンス
は、計算される1拍動拍出量には全く影響しない。
第1図は、左心室にインピーダンスカテーテルが配置さ
れている心臓の断面図であり、第2図は、本発明の方法
を実施するにあたって有用な回路構成を示す模式的ブロ
ックダイアグラムであり、第3図は、補正されたインピ
ーダンス(Ro)を求める方法を示すプロットであり、
第4図は、連続した心拍による室内容量のリアルタイム
における変動を示す波形である。
れている心臓の断面図であり、第2図は、本発明の方法
を実施するにあたって有用な回路構成を示す模式的ブロ
ックダイアグラムであり、第3図は、補正されたインピ
ーダンス(Ro)を求める方法を示すプロットであり、
第4図は、連続した心拍による室内容量のリアルタイム
における変動を示す波形である。
Claims (11)
- (1)動物の心臓の室内血液の瞬間的容量を測定するに
あたり、 (a)細長い管状カテーテルを準備し、このカテーテル
の表面には縦方向に間隔を置いて配列された複数個の電
極を有し、各電極は管状カテーテル内を貫通する導線に
よりカテーテルの近位端において相当する複数個の端子
に接続し、縦方向の配置は遠位および近位の電極がそれ
ぞれ心臓室内の尖部および入口近位に位置するように経
皮的に心臓室内に挿入し、 (b)まず最遠位の電極と最近位の電極を第一の駆動電
極対として一定の電流源で駆動し、 (c)次に二番目に遠位の電極と二番目に近位の電極を
第二の駆動電極対として一定の電流源で駆動し、 (d)第一および第二のそれぞれの駆動電極対に対する
一定の駆動電流源の適用に帰因して第二の駆動電極対の
中間に位置する感知電極対の間に発生し、選ばれた中間
感知電極対の間に存在する媒体の瞬間的インピーダンス
に比例する電位シグナルを選択的、継続的に検知し、 (e)検知された電位シグナルをデジタル量に変換し、 (f)このデジタル量をプログラム化されたデジタル計
算装置に適用し、 (g)第一および第二のそれぞれの駆動電極対に対する
一定の電流源の適用によつて検知された2個のインピー
ダンス値から各中間感知電極について1個の補正された
瞬間的インピーダンス値を発生させ、 (h)この1個の補正された瞬間的インピーダンス値か
ら各感知電極対による分断部分容量を計算し、 (i)各感知電極対による分断部分容量を総計して心臓
室内の瞬間的総容量を求める各工程からなる方法 - (2)第一および第二のそれぞれの駆動電極対は、周波
数の異なる別個の一定電流源で同時に加圧する特許請求
の範囲第1項記載の方法 - (3)動物の心臓の室内血液の瞬時的容量を測定するに
あたり、 (a)細長い管状カテーテルを準備し、このカテーテル
の表面には縦方向に間隔を置いて配列された複数個の電
極を有し、各電極は管状カテーテル内を貫通する導線に
よりカテーテルの近位端において相当する複数個の端子
に接続し、縦方向の配置は遠位および近位の電極がそれ
ぞれ心臓室内の尖部および入口近位に位置するように経
皮的に心臓室内に挿入し、 (b)最遠位の電極と最近位の電極を第一の周波数の一
定電流源で駆動し、 (c)二番目に遠位の電極と二番目に近位の電極を第一
の周波数とは異なる第二の周波数の一定電流源で駆動し
、 (d)第一の周波数の一定電流源および第二の周波数の
一定電流源に起因して二番目の遠位電極と二番目に近位
の電極との中間に位置する感知電極対の間に発生し、選
ばれた中間感知電極対の間に存在する媒体の瞬間的イン
ピーダンスに比例する電位シグナルを選択的かつ継続的
に検知し、(e)検知された電位シグナルをデジタル量
に変換し、 (f)このデジタル量をプログラム化されたデジタル計
算装置に適用し、 (g)第一および第二の周波数に相当する2個のインピ
ーダンス値から各中間感知電極について1個の補正され
た瞬間的インピーダンス値を発生させ (h)この1個の補正された瞬間的インピーダンス値か
ら各感知電極対による分断部分容量を計算し、 (i)各感知電極対による分断部分容量を総計して心臓
室内の瞬間的総容量を求める、各工程からなる方法 - (4)1個の補正された瞬間的インピーダンス値は、電
流源を無限大の距離に置くことにより2個の中間感知電
極の間に得られる値に相当する特許請求の範囲第1項記
載の方法 - (5)1個の補正された瞬間的インピーダンス値は、電
流源を無限大の距離に置くことにより2個の中間感知電
極の間に得られる値に相当する特許請求の範囲第3項記
載の方法 - (6)さらに、瞬間的総心室容量の最大および最小可動
域の検知ならびに心室からの1拍動拍出量の測定の工程
を包含する特許請求の範囲第1項記載の方法 - (7)さらに、瞬間的総心室量の最大および最小可動域
の検知ならびに心室からの1拍動拍出量の測定の工程を
包含する特許請求の範囲第1項記載の方法 - (8)さらに、1拍動拍出量にその動物の心拍数を剰じ
て心拍出量の測定値を求める工程を含む特許請求の範囲
第1項または第3項のいずれかに記載の方法 - (9)動物の心臓の室内血液の瞬間的容量を測定するた
めの装置において、 (a)近位端と遠位端を有する細長い管状の心臓内カテ
ーテルの外部表面に、第一の駆動電極対をたがいに予め
定められた心臓室内の長さより短い距離d_1の間隔で
付着させ、同じくその外部表面に第二の駆動電極対をた
がいに予め定められたd_1より短い距離d_2の間隔
で、第二の駆動電極対は第一の駆動電極のスパン内に包
含されるように付着させ、さらにその外部表面に複数個
の感知電極対を第二の駆動電極対の間にそれに沿つてそ
のスパン内に含まれるように縦方向に付着させ、第一お
よび第二の駆動電極対ならびに複数個の感知電極対は各
個にカテーテルの近位端において端子に電気的に結合す
るように配置したカテーテル、(b)第一の一定電流源
の周波数f_1 (c)第二の一定電流源の周波数f_2 (d)第一の一定電流源を第一の駆動電極対に接続する
端子および第二の一定電流源を第二の駆動電極対に接続
する端子に接合するスイッチ手段(e)第一および第二
の一定電流源に起因して、スイッチ手段によつて選ばれ
た感知電極対間に存在する媒体のインピーダンスに相当
するシグナル波を生成するため、複数個の感知電極対の
予め定められた対にスイッチ手段を介して接続できるシ
グナル検知手段 (f)予め定められた割合でシグナル波をサンプリング
し、そのシグナル波をインピーダンス値を表すデジタル
値に変換するための、シグナル検知手段と操作的に結合
した手段、 (g)駆動周波数f_1およびf_2において測定され
たインピーダンス値から、距離d_1およびd_2が無
限大であつた場合の有効インピーダンス値を外挿し、選
ばれた感知電極対の間の分断部分の容量を式V=pL^
2/R_0(式中、Lは選ばれた感知電極対間の距離、
pは媒体の抵抗、R_0は有効インピーダンス値である
)を用いて計算するようにプログラム化され、前記デジ
タル値を受信できるように結合された計算手段、 の組み合せからなる装置 - (10)動物の心臓の室内血液の瞬間的容量を測定する
ための装置において、 (a)近位端と遠位端を有する細長い管状の心臓内カテ
ーテルの外部表面に、第一の駆動電極対をたがいに予め
定められた心臓室内の長さより短い距離d_1の間隔で
付着させ、同じくその外部表面に第二の駆動電極対をた
がいに予め定められたd_1より短い距離d_2の間隔
で、第二の駆動電極対は第一の駆動電極のスパン内に包
含されるように付着させ、さらにその外部表面に複数個
の感知電極対を第二の駆動電極対の間にそれに沿つてそ
のスパン内に含まれるように縦方向に付着させ、第一お
よび第二の駆動電極対ならびに複数個の感知電極対は各
個にカテーテルの近位端において端子に電気的に結合す
るように配置したカテーテル(b)一定電流源、 (c)一定電流源を、第一の駆動電極対および第二の駆
動電極対に順次接続する端子に接合するスイッチ手段、 (d)第一および第二の駆動電極対に結合される一定電
流源に起因して、スイッチ手段によつて選ばれた感知電
極対間に存在する媒体のインピーダンスに相当するシグ
ナル波を生成するため、複数個の感知電極対の予め定め
られた対にスイッチ手段を介して接続できるシグナル検
知手段 (e)予め定められた割合でシグナル波をサンプリング
し、そのシグナル波をインピーダンス値を表すデジタル
値に変換するための、シグナル検知手段と操作的に結合
した手段、 (f)第一および第二の駆動電極対に結合させた一定電
流源によつて測定されたインピーダンス値から、距離d
_1およびd_2が無限大であつた場合の有効インピー
ダンス値を外挿し、選ばれた感知電極対の間の分断部分
の容量を式V=pL^2/R_0(式中、Lは選ばれた
感知電極対間の距離、pは媒体の抵抗、R_0は有効イ
ンピーダンス値である)を用いて計算するようにプログ
ラム化され、前記デジタル値を受信できるように結合さ
れた計算手段、 の組合せからなる装置 - (11)計算機はさらに各分断部分容量を総計してその
室内の瞬間的総容量を求めるようにプログラム化された
特許請求の範囲第9項または第10項のいずれかに記載
の装置
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US06/773,048 US4674518A (en) | 1985-09-06 | 1985-09-06 | Method and apparatus for measuring ventricular volume |
US773048 | 1991-10-07 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS6284740A true JPS6284740A (ja) | 1987-04-18 |
JPH0354576B2 JPH0354576B2 (ja) | 1991-08-20 |
Family
ID=25097043
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP61208131A Granted JPS6284740A (ja) | 1985-09-06 | 1986-09-05 | 心臓の室内容量を測定するための装置 |
Country Status (6)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4674518A (ja) |
JP (1) | JPS6284740A (ja) |
CA (1) | CA1261066A (ja) |
DE (1) | DE3629587A1 (ja) |
FR (1) | FR2586925B1 (ja) |
GB (1) | GB2180072B (ja) |
Cited By (2)
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JP2004209262A (ja) * | 1992-09-23 | 2004-07-29 | Endocardial Therapeutics Inc | 心内膜の写像システム |
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