JPS63216531A - 生体情報測定装置 - Google Patents
生体情報測定装置Info
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- JPS63216531A JPS63216531A JP4882987A JP4882987A JPS63216531A JP S63216531 A JPS63216531 A JP S63216531A JP 4882987 A JP4882987 A JP 4882987A JP 4882987 A JP4882987 A JP 4882987A JP S63216531 A JPS63216531 A JP S63216531A
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Landscapes
- Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
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】
[産業上の利用分舒コ
本発明は生体情報測定装置に関し、特に検出素子の型式
を自動認識できるようにした生体情報測定装置に関する
。
を自動認識できるようにした生体情報測定装置に関する
。
[従来の技術]
近年、各種のエレクトロニクスセンサ(温度センサ、光
センサ、圧力センサ、イオンセンサ等)が開発され、こ
れらのセンサは生体用測定装置、特に各種の電子式医療
用測定装置に広く応用されている。これらのセンナの多
くはセンサ素子の電気的特性の変化を利用するものであ
るが、一般に、センサ素子毎の電気的特性の特性を完全
にそろえることは困難である。
センサ、圧力センサ、イオンセンサ等)が開発され、こ
れらのセンサは生体用測定装置、特に各種の電子式医療
用測定装置に広く応用されている。これらのセンナの多
くはセンサ素子の電気的特性の変化を利用するものであ
るが、一般に、センサ素子毎の電気的特性の特性を完全
にそろえることは困難である。
このため従来は、できるだけ電気的特性の特性のそろっ
たものを選択して使用していた。あるいは、測定装置毎
に補正用の特性素子でセンサ素子の電気的特性のバラツ
キを補正していた。
たものを選択して使用していた。あるいは、測定装置毎
に補正用の特性素子でセンサ素子の電気的特性のバラツ
キを補正していた。
しかし、−aにプローブは消耗し易いので、これを容易
に交換可能としたい。しかし、予め、プローブ毎に補正
しておこうとすると、この種の補正には限度があるので
、特に精度を要求される測定を行う際には、プローブと
測定装置本体との整合性が一層問題になる。
に交換可能としたい。しかし、予め、プローブ毎に補正
しておこうとすると、この種の補正には限度があるので
、特に精度を要求される測定を行う際には、プローブと
測定装置本体との整合性が一層問題になる。
[発明が解決しようとする問題点コ
本発明は上述した従来技術の欠点を解決するものであり
、その目的とする所は、プローブ又はカテーテル等を交
換しても、その検出素子の電気的特性の特性を容易に認
識でき、もって当該プローブ等に適切なる補正用参照テ
ーブル等を適用できる生体情報測定装置を提供すること
にある。
、その目的とする所は、プローブ又はカテーテル等を交
換しても、その検出素子の電気的特性の特性を容易に認
識でき、もって当該プローブ等に適切なる補正用参照テ
ーブル等を適用できる生体情報測定装置を提供すること
にある。
[問題点を解決するための手段]
本発明の生体情報測定装置は上記の目的を達成するため
に、生体に関する情報を検出する検出素子及び該検出素
子の所定の電気的特性を補正する補正素子を一体にして
備えて成る検出手段と、前記検出手段と電気的に接続し
、かつ前記補正素子のみに電気的バイアスを与えるバイ
アス手段と、前記バイアス手段を通して前記補正素子の
電気的特性の値を読み取る特性読取手段と、前記特性読
取手段が読み取った電気的特性の値が所定の範囲内にあ
るか否かにより前記接続した検出素子の型式を自動認識
する認識手段を備えることをその概要とする。
に、生体に関する情報を検出する検出素子及び該検出素
子の所定の電気的特性を補正する補正素子を一体にして
備えて成る検出手段と、前記検出手段と電気的に接続し
、かつ前記補正素子のみに電気的バイアスを与えるバイ
アス手段と、前記バイアス手段を通して前記補正素子の
電気的特性の値を読み取る特性読取手段と、前記特性読
取手段が読み取った電気的特性の値が所定の範囲内にあ
るか否かにより前記接続した検出素子の型式を自動認識
する認識手段を備えることをその概要とする。
また好ましくは、認識手段は電気的特性の値を読み取れ
ないときは検出素子が接続されていないと認識すること
をその一態様とする。
ないときは検出素子が接続されていないと認識すること
をその一態様とする。
[作用]
かかる構成おいて、検出手段は生体に関する情報を検出
する検出素子及び該検出素子の所定の電気的特性を補正
する補正素子を一体にして備えて成る。バイアス手段は
前記検出手段と電気的に接続し、かつ前記補正素子のみ
に電気的バイアスを与える。特性読取手段は前記バイア
ス手段を通して前記補正素子の電気的特性の値を読み取
る。認識手段は前記特性読取手段が読み取った電気的特
性の値が所定の範囲内にあるか否かにより前記接続した
検出素子の型式を自動認識する。
する検出素子及び該検出素子の所定の電気的特性を補正
する補正素子を一体にして備えて成る。バイアス手段は
前記検出手段と電気的に接続し、かつ前記補正素子のみ
に電気的バイアスを与える。特性読取手段は前記バイア
ス手段を通して前記補正素子の電気的特性の値を読み取
る。認識手段は前記特性読取手段が読み取った電気的特
性の値が所定の範囲内にあるか否かにより前記接続した
検出素子の型式を自動認識する。
また好ましくは、認識手段は電気的特性の値を読み取れ
ないときは検出素子が接続されていないと認識する。
ないときは検出素子が接続されていないと認識する。
[実施例の説明]
以下、添付図面に従って本発明の実施例を詳細に説明す
る。
る。
第1図は本発明による実施例の連続心拍出量測定装置の
ブロック構成図である。図において、1は連続心拍出量
測定装置の本体であり、外部より交換自在型の心拍出量
測定用カテーテル2及び7を接続する。このうち、カテ
ーテル2は熱希釈法に基づく指示薬注入用及び指示薬温
度検出用のカテーテルであり、内部には指示薬温度を検
出する感温素子(サーミスタ等)3及び該感温素子の特
性のバラツキを補正する補正抵抗4から成る薬液検温プ
ローブ回路を備える。この薬液検温プローブ回路はコネ
クタ5及び6を介して本体1の計測部20に電気的に接
続され、心拍出量測定の際は、心臓の右心房に位置する
。7は血液温度検出用及び血流速度検出用のカテーテル
であり、内部には、右心房及び右心室で熱希釈された薬
液(血液)温度を検出するサーミスタ8及び該サーミス
タ8の特性のバラツキを補正する補正抵抗9から成る血
液検温プローブ回路と、前記サーミスタ8に対して血流
方向の5〜20mm程度下流側に位置し、いわゆる熱平
衡法により血流速度を検出するサーミスタ10(好まし
くは自己発熱型サーミスタ)から成る血流速検温プロー
ブ回路を備える。これらの血液検温プローブ回路及び血
流速検温プローブ回路はコネクタ11及び12を介して
本体1の計測部20に電気的に接続され、心拍出量測定
の際は、肺動脈に位置する。
ブロック構成図である。図において、1は連続心拍出量
測定装置の本体であり、外部より交換自在型の心拍出量
測定用カテーテル2及び7を接続する。このうち、カテ
ーテル2は熱希釈法に基づく指示薬注入用及び指示薬温
度検出用のカテーテルであり、内部には指示薬温度を検
出する感温素子(サーミスタ等)3及び該感温素子の特
性のバラツキを補正する補正抵抗4から成る薬液検温プ
ローブ回路を備える。この薬液検温プローブ回路はコネ
クタ5及び6を介して本体1の計測部20に電気的に接
続され、心拍出量測定の際は、心臓の右心房に位置する
。7は血液温度検出用及び血流速度検出用のカテーテル
であり、内部には、右心房及び右心室で熱希釈された薬
液(血液)温度を検出するサーミスタ8及び該サーミス
タ8の特性のバラツキを補正する補正抵抗9から成る血
液検温プローブ回路と、前記サーミスタ8に対して血流
方向の5〜20mm程度下流側に位置し、いわゆる熱平
衡法により血流速度を検出するサーミスタ10(好まし
くは自己発熱型サーミスタ)から成る血流速検温プロー
ブ回路を備える。これらの血液検温プローブ回路及び血
流速検温プローブ回路はコネクタ11及び12を介して
本体1の計測部20に電気的に接続され、心拍出量測定
の際は、肺動脈に位置する。
尚、カテーテル2とカテーテル7は外観上一体したもの
として製造する。あるいはカテーテル2の指示薬注入機
構部のみをカテーテル7側に一体して設け、残りの薬液
検温プローブ回路(カテーテル2)は独立した別構成に
して、指示薬注入用タンクに挿入するようする。このよ
うなカテーテルの一部の構成及び用法については特願昭
61−48681を参考にできる。
として製造する。あるいはカテーテル2の指示薬注入機
構部のみをカテーテル7側に一体して設け、残りの薬液
検温プローブ回路(カテーテル2)は独立した別構成に
して、指示薬注入用タンクに挿入するようする。このよ
うなカテーテルの一部の構成及び用法については特願昭
61−48681を参考にできる。
本体1は以下の如く大きく分けられる。即ち、カテーテ
ル2及び7を介して各種の温度計測を実行する計測部2
0と、該計測部20で計測した測定データ等を光学的手
段により伝達するオプトアイソレーション通信回路40
と、前記オプトアイソレーション通信回路40を介して
入力した測定データに基づいて、熱希釈法により断続的
に、あるいは血流速測定法により連続的に、心拍出量値
を演算し、演算結果を出力するメインCPtJ30と、
前記メインCPU30が演算して求めた心拍出量値を表
示する表示器50と、本体1の前記各部に直流電源を供
給する電源部70に分けられる。
ル2及び7を介して各種の温度計測を実行する計測部2
0と、該計測部20で計測した測定データ等を光学的手
段により伝達するオプトアイソレーション通信回路40
と、前記オプトアイソレーション通信回路40を介して
入力した測定データに基づいて、熱希釈法により断続的
に、あるいは血流速測定法により連続的に、心拍出量値
を演算し、演算結果を出力するメインCPtJ30と、
前記メインCPU30が演算して求めた心拍出量値を表
示する表示器50と、本体1の前記各部に直流電源を供
給する電源部70に分けられる。
計測部20において、21は注入液温度検出回路であり
、カテーテル2の開口部から右心房に吐出する指示薬温
度T+を検出し、対応する電圧信号Vlを出力する。あ
るいは、指示薬注入用タンクに挿入して指示薬温度TI
を検出し、対応する電圧信号■1を出力する。22は血
液温度検出回路であり、右心房に吐出した指示薬が肺動
脈に達するまでに熱希釈された薬液(血液)温度Tpを
検出し、対応する電圧信号VPを出力する。23は平衡
温度検出回路であり、例えば自己発熱型のサーミスタ1
0により加えた熱量と周囲の血液に奪われる熱量との平
、面温度を検出し、対応する電圧信号V c (V
CLI V CMI V co)を出力する。26はロ
ーカルCPUであり、メインCPU30からの指示に従
い、該指示を実行するための各種の制御信号CNTを各
検出回路に出力し、前記の注入液温度検出回路21、血
液温度検出回路22及び平衡温度検出回路23における
上記の計測動作を制御すると共に、選択信号5ELVに
よりアナログスイッチ24の各入力信号を選択し、該選
択された信号をA/D変換器25によってデジタルデー
タVDに変換せしめ、ローカルCPO26内に取り込む
。またローカルCPU26は内部にシリアル通信機能を
備え、該シリアル通信機能を介してメインCPU30か
らの各種の指令信号FtTを受は取ると共に、前記の各
検出回路から取り込んだデジタルデータVDをシリアル
伝送データTXに変換してメインCPU30に送る。
、カテーテル2の開口部から右心房に吐出する指示薬温
度T+を検出し、対応する電圧信号Vlを出力する。あ
るいは、指示薬注入用タンクに挿入して指示薬温度TI
を検出し、対応する電圧信号■1を出力する。22は血
液温度検出回路であり、右心房に吐出した指示薬が肺動
脈に達するまでに熱希釈された薬液(血液)温度Tpを
検出し、対応する電圧信号VPを出力する。23は平衡
温度検出回路であり、例えば自己発熱型のサーミスタ1
0により加えた熱量と周囲の血液に奪われる熱量との平
、面温度を検出し、対応する電圧信号V c (V
CLI V CMI V co)を出力する。26はロ
ーカルCPUであり、メインCPU30からの指示に従
い、該指示を実行するための各種の制御信号CNTを各
検出回路に出力し、前記の注入液温度検出回路21、血
液温度検出回路22及び平衡温度検出回路23における
上記の計測動作を制御すると共に、選択信号5ELVに
よりアナログスイッチ24の各入力信号を選択し、該選
択された信号をA/D変換器25によってデジタルデー
タVDに変換せしめ、ローカルCPO26内に取り込む
。またローカルCPU26は内部にシリアル通信機能を
備え、該シリアル通信機能を介してメインCPU30か
らの各種の指令信号FtTを受は取ると共に、前記の各
検出回路から取り込んだデジタルデータVDをシリアル
伝送データTXに変換してメインCPU30に送る。
オプトアイソレーション通信回路40の目的は、計測部
20とメインCPU30間の上記の信号のやりとりを、
電気的に完全に絶縁した状態で行うことにある。例えば
第4図に示す如く、オプトアイソレーション通信回路4
0は、計測部20側に設けたフォトダイオード回路41
及びフォトトランジスタ回路46から成る光送受信回路
40Aと、メインCPU30側に設けたフォトダイオー
ド回路44及びフォトトランジスタ回路43から成る光
送受信回路40Bを互いに電気的に絶縁した状態で備え
、これらの間の信号伝達媒体としてオプティカルファイ
バーグラス42及び45等を介在させる。従って、計測
部20の直流電源回路とメインCPU30の直流電源回
路との電気的接続は完全に遮断され、よって人体とメイ
ンCPU30側との間にはいかなる閉ループも形成され
る心配がなく、安全な計測が行える。
20とメインCPU30間の上記の信号のやりとりを、
電気的に完全に絶縁した状態で行うことにある。例えば
第4図に示す如く、オプトアイソレーション通信回路4
0は、計測部20側に設けたフォトダイオード回路41
及びフォトトランジスタ回路46から成る光送受信回路
40Aと、メインCPU30側に設けたフォトダイオー
ド回路44及びフォトトランジスタ回路43から成る光
送受信回路40Bを互いに電気的に絶縁した状態で備え
、これらの間の信号伝達媒体としてオプティカルファイ
バーグラス42及び45等を介在させる。従って、計測
部20の直流電源回路とメインCPU30の直流電源回
路との電気的接続は完全に遮断され、よって人体とメイ
ンCPU30側との間にはいかなる閉ループも形成され
る心配がなく、安全な計測が行える。
メインCPU30において、後述する各ブロックはメイ
ンCPυ30が第6図〜第8図のプログラムを実行する
ことにより実現される各種の機能ブロックを示している
。ここで、31は熱希釈心拍出量演算手段であり、指示
薬の注入液温度T。
ンCPυ30が第6図〜第8図のプログラムを実行する
ことにより実現される各種の機能ブロックを示している
。ここで、31は熱希釈心拍出量演算手段であり、指示
薬の注入液温度T。
及び熱希釈された血液温度Tpを人力して熱希釈心拍出
量C8を演算し、結果を出力する。32は血流速度演算
手段であり、加熱中のサーミスタ10の熱平衡温度TC
及び血液温度TPを連続的に入力して血流速度Vを演算
し、結果を出力する。33は連続心拍出量演算手段であ
り、前記の熱希釈心拍出量演算手段31が熱希釈法に基
づき求めた熱希釈心拍出量C0と前記血流速度演算手段
32が求めた血流速度Vとに基づいて肺動脈の血管断面
積パラメータSを算出しレジスタに保持すると共に、引
き続き前記血流速度演算手段32が計測して求める血流
速度Vと前記レジスタに保持している血管断面積パラメ
ータSとに基づいて連続心拍出量C8′を演算し、結果
を出力する。
量C8を演算し、結果を出力する。32は血流速度演算
手段であり、加熱中のサーミスタ10の熱平衡温度TC
及び血液温度TPを連続的に入力して血流速度Vを演算
し、結果を出力する。33は連続心拍出量演算手段であ
り、前記の熱希釈心拍出量演算手段31が熱希釈法に基
づき求めた熱希釈心拍出量C0と前記血流速度演算手段
32が求めた血流速度Vとに基づいて肺動脈の血管断面
積パラメータSを算出しレジスタに保持すると共に、引
き続き前記血流速度演算手段32が計測して求める血流
速度Vと前記レジスタに保持している血管断面積パラメ
ータSとに基づいて連続心拍出量C8′を演算し、結果
を出力する。
電源部70において、71は交流(AC)電源トランス
であり、外部からのAC入力電圧(100V、50/6
0H2等)を降圧して所定のAC出力電圧に変換する。
であり、外部からのAC入力電圧(100V、50/6
0H2等)を降圧して所定のAC出力電圧に変換する。
電源トランス71の一次側巻線と二次側巻線とは磁気的
にのみ結合しており、これにより、本体1と外部のAC
入力回路との電気的接続を遮断する。72は直流電源回
路であり、電源トランス71の所定のAC出力電圧を平
滑化し、かつ安定化して直流電圧に変換し、そのうちD
C70Cコンバータ回路80には直流電圧DCAを、
またメインCPU30には直流電圧DCBを供給する。
にのみ結合しており、これにより、本体1と外部のAC
入力回路との電気的接続を遮断する。72は直流電源回
路であり、電源トランス71の所定のAC出力電圧を平
滑化し、かつ安定化して直流電圧に変換し、そのうちD
C70Cコンバータ回路80には直流電圧DCAを、
またメインCPU30には直流電圧DCBを供給する。
D C70Cコンバータ回路80の目的は、電源部70
から計測部20への電力の供給を電気的に完全に絶縁し
た状態で行うことにある。例えば第5図に示す如く、D
C70Cコンバータ回路80は、電源部70(80B
)側が供給するDCA入力を一旦交流電力に変換して出
力するインバータ回路81と、計測部20 (80A)
側において安定化した直流のDCC出力を供給する直流
定電圧回路83とを互いに電気的に絶縁した状態で備え
、前記インバータ回路81から前記直流定電圧回路83
への電力伝達手段としては、−次側巻線と二次側巻線と
が磁気的にのみ結合しているトランス82を介在させる
。従って、計測部20の直流電源回路と電源部70の電
源回路との電気的接続は完全に遮断され、よって人体と
本体1側又は外部のAC入力回路との間、にはいかなる
閉ループも形成される心配がなく、安全な計測が行える
。
から計測部20への電力の供給を電気的に完全に絶縁し
た状態で行うことにある。例えば第5図に示す如く、D
C70Cコンバータ回路80は、電源部70(80B
)側が供給するDCA入力を一旦交流電力に変換して出
力するインバータ回路81と、計測部20 (80A)
側において安定化した直流のDCC出力を供給する直流
定電圧回路83とを互いに電気的に絶縁した状態で備え
、前記インバータ回路81から前記直流定電圧回路83
への電力伝達手段としては、−次側巻線と二次側巻線と
が磁気的にのみ結合しているトランス82を介在させる
。従って、計測部20の直流電源回路と電源部70の電
源回路との電気的接続は完全に遮断され、よって人体と
本体1側又は外部のAC入力回路との間、にはいかなる
閉ループも形成される心配がなく、安全な計測が行える
。
第2図は実施例の血液温度検出回路22の詳細を示す回
路図である。尚、注入液温度検出回路21については血
液温度検出回路22と略同−なので説明を省略する。
路図である。尚、注入液温度検出回路21については血
液温度検出回路22と略同−なので説明を省略する。
第2図において、ローカルCPU26は、予め制御信号
5TRIによりリレー回路228をONにする。これに
よりリレー回路228の制御信号RLC2を出力し、電
流遮断回路222の接点a、b及びCを閉鎖状態にする
。またローカルCPU26は、予め制御信号5ELSに
よりリレー回路228に対して選択信号を与える。これ
によりリレー回路228は選択信号RLC1を出力し、
電流遮断回路222の接点d及びeを図のように下側に
接続する。
5TRIによりリレー回路228をONにする。これに
よりリレー回路228の制御信号RLC2を出力し、電
流遮断回路222の接点a、b及びCを閉鎖状態にする
。またローカルCPU26は、予め制御信号5ELSに
よりリレー回路228に対して選択信号を与える。これ
によりリレー回路228は選択信号RLC1を出力し、
電流遮断回路222の接点d及びeを図のように下側に
接続する。
かかる状態において、定電圧回路221Aはサーミスタ
8に対して定電位vHを加えている。
8に対して定電位vHを加えている。
即ち、定電圧回路221Aのドライバ(DR)221a
は、入力の基準電圧■。を参照することにより2点の電
位が略vOになるようにドライブする。従って、p点の
電位は常に定電位VH(略VO)に保たれる。また定電
圧回路221Bは補正抵抗9に対して定電位vLを加え
る。
は、入力の基準電圧■。を参照することにより2点の電
位が略vOになるようにドライブする。従って、p点の
電位は常に定電位VH(略VO)に保たれる。また定電
圧回路221Bは補正抵抗9に対して定電位vLを加え
る。
即ち、定電圧回路221Bのドライバ(DR)221b
は、入力の基準電圧GNDを参照することによりq点の
電位が略GNDになるようにドライブする。従って、q
点の電位は常に定電位VL (略GND)に保たれる
。こうしてカテーテル7のサーミスタ8と補正抵抗9と
の直列回路には常に定電圧(V)I−VL)が加えられ
る。
は、入力の基準電圧GNDを参照することによりq点の
電位が略GNDになるようにドライブする。従って、q
点の電位は常に定電位VL (略GND)に保たれる
。こうしてカテーテル7のサーミスタ8と補正抵抗9と
の直列回路には常に定電圧(V)I−VL)が加えられ
る。
心拍出量計測の際は、サーミスタ8は熱希釈された血液
温度に従ってその抵抗値RPATを変化させ、かつ前記
の定電圧(Vo−VL)を前記の補正抵抗値RPASと
分割することによりその分割電圧(血液温度信号)VP
ATをアナログスイッチ225に出力する。この血液温
度信号V PATは、ローカルCPU26からの制御信
号5ELAにより選択され、アナログスイッチ225を
通過し、血液温度増幅回路226の差動増幅器226a
の(−)端子に入力する。一方、基準電圧発生回路22
7は、ローカルCPU26からの制御信号5ELRに従
って定電位VHを選択し、これを参照電圧V□、として
差動増幅器226aの(+)端子に入力する。これによ
り、差動増幅器226aの(+)端子及び(−)端子間
に加えられる分割電圧V PATの内容は、 により決定される。上記の(1)式より明らかな通り、
このような分割電圧V PATを採用すると、サーミス
タ8の非直線抵抗値RPATが分母及び分子にあるので
、プローブ回路としての直線性及び所定温度に対する抵
抗値が補正される。差動増幅器226aは分割電圧V
PATを増幅して血液温度信号VPを出力する。
温度に従ってその抵抗値RPATを変化させ、かつ前記
の定電圧(Vo−VL)を前記の補正抵抗値RPASと
分割することによりその分割電圧(血液温度信号)VP
ATをアナログスイッチ225に出力する。この血液温
度信号V PATは、ローカルCPU26からの制御信
号5ELAにより選択され、アナログスイッチ225を
通過し、血液温度増幅回路226の差動増幅器226a
の(−)端子に入力する。一方、基準電圧発生回路22
7は、ローカルCPU26からの制御信号5ELRに従
って定電位VHを選択し、これを参照電圧V□、として
差動増幅器226aの(+)端子に入力する。これによ
り、差動増幅器226aの(+)端子及び(−)端子間
に加えられる分割電圧V PATの内容は、 により決定される。上記の(1)式より明らかな通り、
このような分割電圧V PATを採用すると、サーミス
タ8の非直線抵抗値RPATが分母及び分子にあるので
、プローブ回路としての直線性及び所定温度に対する抵
抗値が補正される。差動増幅器226aは分割電圧V
PATを増幅して血液温度信号VPを出力する。
因に、プローブ回路を定電流ICで駆動するときはサー
ミスタ8と補正抵抗9とを並列に接続して補正すれば良
い。これにより、差動増幅器226aの(+)端子及び
(−)端子間に加えられる逆起電圧VPAア′の内容は
、 により決定される。同様にして上記の(1′)式より明
らかな通り、サーミスタ8の非直線抵抗値RPATが分
母及び分子にあるので、プローブ回路としての直線性及
び所定温度に対する抵抗値が補正される。
ミスタ8と補正抵抗9とを並列に接続して補正すれば良
い。これにより、差動増幅器226aの(+)端子及び
(−)端子間に加えられる逆起電圧VPAア′の内容は
、 により決定される。同様にして上記の(1′)式より明
らかな通り、サーミスタ8の非直線抵抗値RPATが分
母及び分子にあるので、プローブ回路としての直線性及
び所定温度に対する抵抗値が補正される。
実施例のサーミスタ3及び8の特性は、例えばB28−
45 =3970に、R(37)=40にΩであり、そ
の大きさは0.50’ Xo、16wxO,15t (
単位はmm)である。またサーミスタ10の特性は、例
えばB25−45 =3500K、R(37)=100
0Ωであり、その大きさは、1.18’ xo、4”’
xo、15tである。
45 =3970に、R(37)=40にΩであり、そ
の大きさは0.50’ Xo、16wxO,15t (
単位はmm)である。またサーミスタ10の特性は、例
えばB25−45 =3500K、R(37)=100
0Ωであり、その大きさは、1.18’ xo、4”’
xo、15tである。
しかし、これらのサーミスタ特性に限定するものではな
い。即ち、タイプの異なるカテーテルの使用が可能であ
る。しかし、特にサーミスタ3及び8の非直線特性及び
所定温度に対する抵抗値にバラツキがあっても、あるい
はサーミスタ自体の規格が異なっていても、予め各カテ
ーテル2及び7内に設けた補正抵抗4及び9によりその
抵抗温度特性が補正されるので、本体1側から見た温度
−抵抗特性は同一に扱える。
い。即ち、タイプの異なるカテーテルの使用が可能であ
る。しかし、特にサーミスタ3及び8の非直線特性及び
所定温度に対する抵抗値にバラツキがあっても、あるい
はサーミスタ自体の規格が異なっていても、予め各カテ
ーテル2及び7内に設けた補正抵抗4及び9によりその
抵抗温度特性が補正されるので、本体1側から見た温度
−抵抗特性は同一に扱える。
また、自己発熱型とした場合のサーミスタ10の発熱量
は0.01〜50ジユールの範囲であることが好ましい
。これより高い発熱量では血液温度を高くし、あるいは
血管壁を損傷さ、せる可能性があり、また低い発熱量で
は検出感度が小さくなる等の理由により、何れも好まし
くない。
は0.01〜50ジユールの範囲であることが好ましい
。これより高い発熱量では血液温度を高くし、あるいは
血管壁を損傷さ、せる可能性があり、また低い発熱量で
は検出感度が小さくなる等の理由により、何れも好まし
くない。
一方、漏電流検知回路223は定電圧ループを流れる電
流I、に渭れが生じているか否かを検出する。定電圧ル
ープはループに直列に挿入した2個の同値の電流検出抵
抗Ftpsを含んでおり、漏電流検知回路223の差動
増幅器(DAMP)223a及び223には各抵抗Rp
sの両端に現われる逆起電圧(I□ −Rps)及び(
■ロ ′・Rps)を差動増幅する。この場合に、定電
圧ループに漏れが生じていなければソース側電流I、と
シンク側電流!。′は等しい。よって、差動増幅器22
3a及び223bの各出力電圧も等しく、差動増幅器2
33cの出力信号VPLは略Ovである。しかしカテー
テル7を介して定電圧ループに漏れが生じると、In>
Io”(流出)又は!。<Io’(流入)の状態になり
、差動増幅器223a及び223bの各出力は(I n
・Rps)>(Io’・Rps)又は(Io −Rp
s) <(Io ′・Rps)の関係になる。これによ
り差動増幅器233cの出力信号は±VFLに変動する
。
流I、に渭れが生じているか否かを検出する。定電圧ル
ープはループに直列に挿入した2個の同値の電流検出抵
抗Ftpsを含んでおり、漏電流検知回路223の差動
増幅器(DAMP)223a及び223には各抵抗Rp
sの両端に現われる逆起電圧(I□ −Rps)及び(
■ロ ′・Rps)を差動増幅する。この場合に、定電
圧ループに漏れが生じていなければソース側電流I、と
シンク側電流!。′は等しい。よって、差動増幅器22
3a及び223bの各出力電圧も等しく、差動増幅器2
33cの出力信号VPLは略Ovである。しかしカテー
テル7を介して定電圧ループに漏れが生じると、In>
Io”(流出)又は!。<Io’(流入)の状態になり
、差動増幅器223a及び223bの各出力は(I n
・Rps)>(Io’・Rps)又は(Io −Rp
s) <(Io ′・Rps)の関係になる。これによ
り差動増幅器233cの出力信号は±VFLに変動する
。
従って、ローカルCPL128は基準電圧発生回路22
7に適当な参照電圧V PREを発生せしめることによ
り、定期的に漏れ電流の程度及び状態を調べることが可
能である。ローカルCPU26は漏れ電流を判断すると
、リレー回路228に制御信号RSRIを送る。これに
よりリレー回路228は制御信号RLC2を出力し、電
流遮断回路222の接点a ”−cを直ちに開放する。
7に適当な参照電圧V PREを発生せしめることによ
り、定期的に漏れ電流の程度及び状態を調べることが可
能である。ローカルCPU26は漏れ電流を判断すると
、リレー回路228に制御信号RSRIを送る。これに
よりリレー回路228は制御信号RLC2を出力し、電
流遮断回路222の接点a ”−cを直ちに開放する。
よって、プローブ回路への電流供給は直ちに遮断される
。
。
こうして、人体への悪影晋が取り除かれる。
尚、ホール素子等で電流検出することも可能である。ま
た、プローブ回路を交流でバイアスするような場合は、
電流ループに巻き付けたコイルで電流を検出する。
た、プローブ回路を交流でバイアスするような場合は、
電流ループに巻き付けたコイルで電流を検出する。
一方、基準抵抗回路224は血液温度検出回路22を校
正するための基準温度信号VPAT′を出力する。ロー
カルCPU26は制御信号5ELPを送ることにより、
基準抵抗回路224に対し所定の温度T、又はT2等に
相当する基準温度信号V PAT′を出力せしめる。基
準抵抗回路224内の各分割抵抗R1−R4等は予め所
定の抵抗値を有し、しかもその抵抗値は温度によりほと
んど変化しない。また各直列抵抗網(R1とR2又はR
3とR4等)には上記の定電位vH及びVLが加えられ
ており、故にカテーテル7のプローブ回路と同一の条件
下でアナログ回路網(アナログスイッチ25、血液温度
検出回路226等)の温度ドリフト等を検出し、実際の
検出温度を補正できる。即ち、所定の温度T、を発生さ
せたときに温度TI ’が検出されたときは、誤差Δ
T=(T+ ’−71)(D情報をメインcPU3o
で求め、これにより温度参照テーブル等をシフトし又は
補正して使用する。
正するための基準温度信号VPAT′を出力する。ロー
カルCPU26は制御信号5ELPを送ることにより、
基準抵抗回路224に対し所定の温度T、又はT2等に
相当する基準温度信号V PAT′を出力せしめる。基
準抵抗回路224内の各分割抵抗R1−R4等は予め所
定の抵抗値を有し、しかもその抵抗値は温度によりほと
んど変化しない。また各直列抵抗網(R1とR2又はR
3とR4等)には上記の定電位vH及びVLが加えられ
ており、故にカテーテル7のプローブ回路と同一の条件
下でアナログ回路網(アナログスイッチ25、血液温度
検出回路226等)の温度ドリフト等を検出し、実際の
検出温度を補正できる。即ち、所定の温度T、を発生さ
せたときに温度TI ’が検出されたときは、誤差Δ
T=(T+ ’−71)(D情報をメインcPU3o
で求め、これにより温度参照テーブル等をシフトし又は
補正して使用する。
マタ、ローカルCPU26は測定開始前にリレー回路2
28に制御信号5ELSを送り、電流遮断回路222の
接点d及びeを第2図の上側に接続せしめる。これによ
り、サーミスタ8への給電路は開放され、代りに基準抵
抗R0を介して補正抵抗9に定電圧(V□−VL)が加
えられる。この場合に、基準抵抗値R8はメインCPU
30内において既知であり、かつ一定であるが、補正抵
抗値RPASはサーミスタ8に対する補正の内容により
異なる。そこで、ローカルCPU26 (メインCPU
30)はこのときの分割電圧V PATを取り込むこと
により、サーミスタ8の特性を調べることができる。例
えば、分割電圧V PArが所定の範囲内でバラツクと
きは、サーミスタ8のタイプ(カテーテル7のタイプ)
は同一であると判定できる。しかし、分割電圧V PA
Tが極端に異なるときはサーミス8が異なるカテゴリー
に属するものと判定できる。本体1に対して、予め、こ
のような異なる種類のカテーテルの使用が予定されてい
るときは、メインCPU30は判別結果に従って温度参
照テーブルをシフトし又は選択して使用する。
28に制御信号5ELSを送り、電流遮断回路222の
接点d及びeを第2図の上側に接続せしめる。これによ
り、サーミスタ8への給電路は開放され、代りに基準抵
抗R0を介して補正抵抗9に定電圧(V□−VL)が加
えられる。この場合に、基準抵抗値R8はメインCPU
30内において既知であり、かつ一定であるが、補正抵
抗値RPASはサーミスタ8に対する補正の内容により
異なる。そこで、ローカルCPU26 (メインCPU
30)はこのときの分割電圧V PATを取り込むこと
により、サーミスタ8の特性を調べることができる。例
えば、分割電圧V PArが所定の範囲内でバラツクと
きは、サーミスタ8のタイプ(カテーテル7のタイプ)
は同一であると判定できる。しかし、分割電圧V PA
Tが極端に異なるときはサーミス8が異なるカテゴリー
に属するものと判定できる。本体1に対して、予め、こ
のような異なる種類のカテーテルの使用が予定されてい
るときは、メインCPU30は判別結果に従って温度参
照テーブルをシフトし又は選択して使用する。
また、分割電圧V PATが参照電圧V REF(=V
O)と等しいときは、カテーテル7内のプローブ回路の
断線か、あるいはカテーテル7自体が接続されていない
と判定できる。こうして、ローカルCPU26 (メイ
ンCPU30)は測定の前、中、後において逐次谷検出
回路の状態を調べ、自動的に対応できる。
O)と等しいときは、カテーテル7内のプローブ回路の
断線か、あるいはカテーテル7自体が接続されていない
と判定できる。こうして、ローカルCPU26 (メイ
ンCPU30)は測定の前、中、後において逐次谷検出
回路の状態を調べ、自動的に対応できる。
第3図は実施例の平衡温度検出回路23の詳細を示す回
路図である。
路図である。
ローカルCPU26は予め制御信号STRによりリレー
回路235をONにする。これにより、リレー回路23
5は制御信号RLC3を出力し、電流遮断回路232の
接点f及びgを閉鎖状態にする。また、ローカルCPU
26は制御信号5ELICにより定電流回路231の定
電流!、の大きさを設定する。これにより、定電流回路
231はサーミスタ1oを含む定電流ループに設定した
定電流1cを供給する。またこれにより、サーミスタ1
0は定電流ICで加熱されると共に、周囲の血液に対し
て加えた熱量と周囲の血液によって奪われる熱量との平
衡温度に従い、その抵抗値RCFTを変化させ、その平
衡温度の検出電圧(Ic−RCFT)を平衡温度増幅回
路234の差動増幅器(DAMP)234aの人力に与
える。
回路235をONにする。これにより、リレー回路23
5は制御信号RLC3を出力し、電流遮断回路232の
接点f及びgを閉鎖状態にする。また、ローカルCPU
26は制御信号5ELICにより定電流回路231の定
電流!、の大きさを設定する。これにより、定電流回路
231はサーミスタ1oを含む定電流ループに設定した
定電流1cを供給する。またこれにより、サーミスタ1
0は定電流ICで加熱されると共に、周囲の血液に対し
て加えた熱量と周囲の血液によって奪われる熱量との平
衡温度に従い、その抵抗値RCFTを変化させ、その平
衡温度の検出電圧(Ic−RCFT)を平衡温度増幅回
路234の差動増幅器(DAMP)234aの人力に与
える。
差動増幅器234aは検出電圧(Ic−Rcrt)を差
動増幅し、平衡温度の出力電圧Vat、を形成する。差
動増幅器234aの出力回路に設けた抵抗RL + R
Mr RHは出力電圧VCt、を分割する分割抵抗であ
り、熱平衡温度の大きさに応じて測定レンジをミデアム
レンジVCM又はハイレンジVCHのように異ならしめ
、各測定レンジに対してA/D変換器25の最大分解能
を対応させている。
動増幅し、平衡温度の出力電圧Vat、を形成する。差
動増幅器234aの出力回路に設けた抵抗RL + R
Mr RHは出力電圧VCt、を分割する分割抵抗であ
り、熱平衡温度の大きさに応じて測定レンジをミデアム
レンジVCM又はハイレンジVCHのように異ならしめ
、各測定レンジに対してA/D変換器25の最大分解能
を対応させている。
また、設定した定電流Icの大きさはメインCPU30
内において既知であるから、メインCPU30はサーミ
スタ10の熱平衡抵抗値RCFTをRCFT = V
c / I。により求められる。
内において既知であるから、メインCPU30はサーミ
スタ10の熱平衡抵抗値RCFTをRCFT = V
c / I。により求められる。
一方、漏電流検知回路233は定電流ループの定電流■
。に漏れが生じているか否かを検出する。定電流ループ
は直列に挿入した2個の同値の電流検出抵抗RC3を含
んでおり、漏電流検知回路233の差動増幅器233a
及び233bは各抵抗RC5の両端に現われる逆起電圧
(I (−Rcs)及び(re ’・Rcs)を差動増
幅する。この場合に、定電流ループに漏れが生じていな
ければソース側電流ICとシンク側電流Ic ′は等し
く、よって差動増幅器233a及び233bの各出力も
等しい。従って、比較器(CMP)233cの人力は等
しくその出力信号ROFFは略OVである。よって、リ
レー回路235はONのままである。しかし、カテーテ
ル7を介して定電流ループに漏れが生じると、IC>I
。′(流出)又はIc<Ic’(流入)の状態になり、
差動増幅器233a及び233bの各出力は(IC−R
cs)> (Ic ’ ・Rcs)又は(IC−Rc
s)〈(Ic ’・Rcs)の関係になる。これによ
り、比較器233cの出力信号ROFFは±vRに変化
し、何れの場合も所定範囲を越えるときはリレー回路2
35を直ちにOFFする。またこれによりリレー回路2
35は制御信号RLC3を出力し、電流遮断回路232
の接点f、gを直ちに開放せしめ、カテーテル7への電
流供給を遮断する。こうして、人体への悪影響が取り除
かれる。
。に漏れが生じているか否かを検出する。定電流ループ
は直列に挿入した2個の同値の電流検出抵抗RC3を含
んでおり、漏電流検知回路233の差動増幅器233a
及び233bは各抵抗RC5の両端に現われる逆起電圧
(I (−Rcs)及び(re ’・Rcs)を差動増
幅する。この場合に、定電流ループに漏れが生じていな
ければソース側電流ICとシンク側電流Ic ′は等し
く、よって差動増幅器233a及び233bの各出力も
等しい。従って、比較器(CMP)233cの人力は等
しくその出力信号ROFFは略OVである。よって、リ
レー回路235はONのままである。しかし、カテーテ
ル7を介して定電流ループに漏れが生じると、IC>I
。′(流出)又はIc<Ic’(流入)の状態になり、
差動増幅器233a及び233bの各出力は(IC−R
cs)> (Ic ’ ・Rcs)又は(IC−Rc
s)〈(Ic ’・Rcs)の関係になる。これによ
り、比較器233cの出力信号ROFFは±vRに変化
し、何れの場合も所定範囲を越えるときはリレー回路2
35を直ちにOFFする。またこれによりリレー回路2
35は制御信号RLC3を出力し、電流遮断回路232
の接点f、gを直ちに開放せしめ、カテーテル7への電
流供給を遮断する。こうして、人体への悪影響が取り除
かれる。
尚、漏電流検知回路233の出力信号ROFFを第1図
のアナログスイッチ24に入力せしめ、これをローカル
CPU (メインCPU30)がリモートでモニタでき
るようにしても良い。
のアナログスイッチ24に入力せしめ、これをローカル
CPU (メインCPU30)がリモートでモニタでき
るようにしても良い。
また、サーミスタ10は上記のような自己発熱型のサー
ミスタに限られることはなく、一般的なサーミスタを、
それが別個のヒータ等により定電流Icにおいて加熱さ
れるように、ヒータの近傍に設けたようなものであって
もよい。しかし、自己発熱型のサーミスタの方が構造的
にも組込み易く、構造的にも安定した発熱量と検出が可
能となり有利である。
ミスタに限られることはなく、一般的なサーミスタを、
それが別個のヒータ等により定電流Icにおいて加熱さ
れるように、ヒータの近傍に設けたようなものであって
もよい。しかし、自己発熱型のサーミスタの方が構造的
にも組込み易く、構造的にも安定した発熱量と検出が可
能となり有利である。
第1図に戻り、メインCPU30において、熱希釈心拍
出量演算手段31は注入液温度検出回路21の注入液体
温度T、と血液温度検出回路22の血液温度T、を入力
し、公知のスチュヮート・ハミルトン法により(2)式
に基づいて熱希釈法による心拍出量C6を演算し、演算
結果を連続心拍出量演算手段33に出力する。
出量演算手段31は注入液温度検出回路21の注入液体
温度T、と血液温度検出回路22の血液温度T、を入力
し、公知のスチュヮート・ハミルトン法により(2)式
に基づいて熱希釈法による心拍出量C6を演算し、演算
結果を連続心拍出量演算手段33に出力する。
ここで、
Co:心拍出量
Sl :注入液体の比重
C1;注入液体の比熱
Vl :注入液体量
T1 :注入液体温度
T、:血液温度
SP :血液の比重
CP :血液の比熱
である。
血流速度演算手段32は血液温度検出回路22の血液温
度TPと平衡温度検出回路23の平衡温度Tcを入力し
、(3)式に基づいて血流速度Vを演算し、演算結果を
連続心拍出量演算手段33に出力する。
度TPと平衡温度検出回路23の平衡温度Tcを入力し
、(3)式に基づいて血流速度Vを演算し、演算結果を
連続心拍出量演算手段33に出力する。
ここで、
K −、比例定数
である。
連続心拍出量演算手段32は、まず、熱希釈法で求めた
心拍出量C0と血流速度Vから、(4)式に基づいて肺
動脈の血管断面積Sを算出し、パラメータレジスタSに
保持する。
心拍出量C0と血流速度Vから、(4)式に基づいて肺
動脈の血管断面積Sを算出し、パラメータレジスタSに
保持する。
S =Co/ V ・・・(4)上記
の肺動脈の血管断面積Sは合理的な時間の間は略一定と
考えられるので、一旦パラメータSを求めた後は、引ぎ
続き連続的な心拍出量Co ’を測定できる。
の肺動脈の血管断面積Sは合理的な時間の間は略一定と
考えられるので、一旦パラメータSを求めた後は、引ぎ
続き連続的な心拍出量Co ’を測定できる。
そこで、連続心拍出量演算手段32はパラメータSと引
き続き測定した血流速度Vとから、(5)式に基づいて
連続心拍出量Co ’を演算し、演算結果を表示器50
に出力する。
き続き測定した血流速度Vとから、(5)式に基づいて
連続心拍出量Co ’を演算し、演算結果を表示器50
に出力する。
Co′;S−■ ・・・(5)第6図は実
施例の連続心拍出量測定手順を示すメインルーチンのフ
ローチャートである。尚、以下に述べる処理はメインC
PU30の指令によるローカルCPtJ26の共動によ
り行われる。
施例の連続心拍出量測定手順を示すメインルーチンのフ
ローチャートである。尚、以下に述べる処理はメインC
PU30の指令によるローカルCPtJ26の共動によ
り行われる。
本装置への電源投入又は測定開始ボタンの押下等により
ステップS1に人力する。ステップS2では検出回路の
リレー回路をONにする。ステップS3ではカテーテル
のプローブ回路を基準抵抗側に接続してカテーテルが接
続されているか否かを検査する。もし、カテーテルが接
続されていないときは、ステップS11に進み、リレー
回路をOFFにする。更にステップS12ではその旨を
エラー表示し、ステップS13ではブザー60を鳴動さ
せて使用者の注意を促す。引き続きステップS14では
アイドルルーチンを実行し、異常が取り除かれ、再度測
定開始ボタンが押されるのを待つ。
ステップS1に人力する。ステップS2では検出回路の
リレー回路をONにする。ステップS3ではカテーテル
のプローブ回路を基準抵抗側に接続してカテーテルが接
続されているか否かを検査する。もし、カテーテルが接
続されていないときは、ステップS11に進み、リレー
回路をOFFにする。更にステップS12ではその旨を
エラー表示し、ステップS13ではブザー60を鳴動さ
せて使用者の注意を促す。引き続きステップS14では
アイドルルーチンを実行し、異常が取り除かれ、再度測
定開始ボタンが押されるのを待つ。
また、ステップS3の判別でカテーテルが接続されてい
るときは、ステップS4で前記の基準抵抗によりカテー
テルが標準タイプか否かを調べる。もし標準タイプでな
ければステップS5に進み、対応する温度テーブル等を
選択する。
るときは、ステップS4で前記の基準抵抗によりカテー
テルが標準タイプか否かを調べる。もし標準タイプでな
ければステップS5に進み、対応する温度テーブル等を
選択する。
また標準タイプのときはそのままステップS6に進み、
プローブ回路に漏れ電流があるか否かを検査する。漏れ
電流ありと判定したときはステップSllに進み、リレ
ー回路をOFFにし、エラー処理をする。また漏れ電流
なしと判定したときはステップS7に進み、計測回路の
温度標準電圧を使用して計測値の補正が必要か否かを調
べる。
プローブ回路に漏れ電流があるか否かを検査する。漏れ
電流ありと判定したときはステップSllに進み、リレ
ー回路をOFFにし、エラー処理をする。また漏れ電流
なしと判定したときはステップS7に進み、計測回路の
温度標準電圧を使用して計測値の補正が必要か否かを調
べる。
補正が必要ならステップS8に進み、温度テーブル等を
補正する。また補正の必要がなければステップS9に進
み、パラメータSの初期設定フラグがONか否かを判別
する。
補正する。また補正の必要がなければステップS9に進
み、パラメータSの初期設定フラグがONか否かを判別
する。
ONでないときは、被験者の心拍出量を始めて測定する
ときとか本装置に電源投入したとき等に該当し、ステッ
プS20に進み、パラメータSの設定ルーチンを実行す
る。このパラメータ設定ルーチンでは熱希釈法に基づい
た心拍出量C0の測定演算を行い、引き続き、血流速度
Vの検出を行ない、その上でパラメータSを演算し、結
果をパラメータレジスタSに保持する。更に、初期値設
定フラグをONにし、ステップS6に戻る。こうして再
びステップS9に戻ると、今度は初期設定フラグがセッ
トされているのでステップSIOに進む。ステップS1
0は保持しているパラメータSの更新の必要性を判別す
るステップであり、この必要性は更新要求フラグ(不図
示)を調べることにより成される。例えば、この更新要
求フラグのセットは次のようにして行なう。メインCP
U30のタイマ(不図示)等に前もって、臨床医学的に
パラメータSを更新する必要性が生じる時間をセットし
ておき、この時間経過したときに、タイマ割り込みルー
チン等により更新要求フラグをセットする。この更新要
求フラグがセットされていればステップS20に進み、
パラメータ設定ルーチン(この場合は、更新ルーチン)
を実行する。これによりパラメータが更新されると、こ
の設定ルーチン内では前記更新要求フラグをリセットし
、前記タイマを再スタートする。またステップS10で
Noを判別したときはパラメータSは有効かつ信顆性が
あるから、ステップS40に進み、連続心拍出量測定ル
ーチンを実行する。
ときとか本装置に電源投入したとき等に該当し、ステッ
プS20に進み、パラメータSの設定ルーチンを実行す
る。このパラメータ設定ルーチンでは熱希釈法に基づい
た心拍出量C0の測定演算を行い、引き続き、血流速度
Vの検出を行ない、その上でパラメータSを演算し、結
果をパラメータレジスタSに保持する。更に、初期値設
定フラグをONにし、ステップS6に戻る。こうして再
びステップS9に戻ると、今度は初期設定フラグがセッ
トされているのでステップSIOに進む。ステップS1
0は保持しているパラメータSの更新の必要性を判別す
るステップであり、この必要性は更新要求フラグ(不図
示)を調べることにより成される。例えば、この更新要
求フラグのセットは次のようにして行なう。メインCP
U30のタイマ(不図示)等に前もって、臨床医学的に
パラメータSを更新する必要性が生じる時間をセットし
ておき、この時間経過したときに、タイマ割り込みルー
チン等により更新要求フラグをセットする。この更新要
求フラグがセットされていればステップS20に進み、
パラメータ設定ルーチン(この場合は、更新ルーチン)
を実行する。これによりパラメータが更新されると、こ
の設定ルーチン内では前記更新要求フラグをリセットし
、前記タイマを再スタートする。またステップS10で
Noを判別したときはパラメータSは有効かつ信顆性が
あるから、ステップS40に進み、連続心拍出量測定ル
ーチンを実行する。
第7図は実施例のパラメータ設定処理ルーチンの詳細を
示すフローチャートである。ステップS21ではサーミ
スタ10の加熱を停止する。このステップは連続心拍出
量測定の途中でパラメータSの更新をする必要があると
きに意味がある。ステップS22ではサーミスタ10が
十分に冷え、サーミスタ8への影響がなくな今までの所
定時間の経過を待つ。この所定時間が経過し、加熱の影
響がなくなるとステップ323に進み、カテーテル2の
吐出口より一定量の指示液体を投入する。
示すフローチャートである。ステップS21ではサーミ
スタ10の加熱を停止する。このステップは連続心拍出
量測定の途中でパラメータSの更新をする必要があると
きに意味がある。ステップS22ではサーミスタ10が
十分に冷え、サーミスタ8への影響がなくな今までの所
定時間の経過を待つ。この所定時間が経過し、加熱の影
響がなくなるとステップ323に進み、カテーテル2の
吐出口より一定量の指示液体を投入する。
ステップS24ではこの注入液温度TIを測定する。ス
テップS25では肺動脈に至るまでに熱希釈された血液
温度Tpを測定する。ステップS2゜6では熱希釈心拍
出量演算手段31により心拍出量Coを(2)式により
算出し、ステップS27では算出した心拍出量値C0を
連続心拍出量演算手段33に出力する。尚、図示しない
が、必要なら連続心拍出量演算手段33はこの心拍出量
値C0を表示する。こうして最初の又はパラメータ更新
のための熱希釈法による心拍出量c0の測定がなされる
。
テップS25では肺動脈に至るまでに熱希釈された血液
温度Tpを測定する。ステップS2゜6では熱希釈心拍
出量演算手段31により心拍出量Coを(2)式により
算出し、ステップS27では算出した心拍出量値C0を
連続心拍出量演算手段33に出力する。尚、図示しない
が、必要なら連続心拍出量演算手段33はこの心拍出量
値C0を表示する。こうして最初の又はパラメータ更新
のための熱希釈法による心拍出量c0の測定がなされる
。
引き続き、ステップS28ではサーミスタ1゜を定電流
ICで加熱する。ステップ329では加熱される前の血
液温度TPを測定する。ステップS30では加熱中のサ
ーミスタ1o自身の平衡温度Tcを検出する。また、こ
の際には、(3)式で使用するサーミスタ10の両端の
電位差■。が同時に得られる。ステップS31では血流
速演算手段32により血流速度Vを(3)式によって算
出し、連続心拍出量演算手段33に出力する。ステップ
S32では連続心拍出量演算手段33が血管断面積のパ
ラメータSを(4)式に従って求め、レジスタSに保持
する。
ICで加熱する。ステップ329では加熱される前の血
液温度TPを測定する。ステップS30では加熱中のサ
ーミスタ1o自身の平衡温度Tcを検出する。また、こ
の際には、(3)式で使用するサーミスタ10の両端の
電位差■。が同時に得られる。ステップS31では血流
速演算手段32により血流速度Vを(3)式によって算
出し、連続心拍出量演算手段33に出力する。ステップ
S32では連続心拍出量演算手段33が血管断面積のパ
ラメータSを(4)式に従って求め、レジスタSに保持
する。
第8図は実施例の連続心拍出量測定ルーチンの詳細を示
すフローチャートである。ステップS41ではサーミス
タ10を定電流工。で加熱する。
すフローチャートである。ステップS41ではサーミス
タ10を定電流工。で加熱する。
ステップS42では血液温度T、を測定する。
ステップ343では加熱中のサーミスタ10自身の平衡
温度Tcを測定する。その際にサーミスタ10の両端の
電位差VCも同時に得られる。ステップS44では血流
速演算手段32により血流速度Vを(3)式によって算
出し、連続心拍出量演算手段33に出力する。ステップ
S45では連続心拍出量演算手段33がパラメータSに
血流速度Vとを乗算して連続心拍出量C6′を求める。
温度Tcを測定する。その際にサーミスタ10の両端の
電位差VCも同時に得られる。ステップS44では血流
速演算手段32により血流速度Vを(3)式によって算
出し、連続心拍出量演算手段33に出力する。ステップ
S45では連続心拍出量演算手段33がパラメータSに
血流速度Vとを乗算して連続心拍出量C6′を求める。
ステップS46では求めた連続心拍出量Co′を表示す
る。
る。
尚、上記の実施例は心拍出量測定装置について述べたが
、これに限らない。本発明は、他にも、電子体温計、血
圧計、心電計、心拍計、脳波計等の各種の測定装置に適
用できる。
、これに限らない。本発明は、他にも、電子体温計、血
圧計、心電計、心拍計、脳波計等の各種の測定装置に適
用できる。
また上記の実施例は、感温素子(サーミスタ)による温
度センサプローブ回路について述べたが、これに限らな
い。本発明は、他にも、各種の電極、イオンセンサ、圧
力センサ、光センサ等の各種のセンサを用いたプローブ
回路について適用できる。
度センサプローブ回路について述べたが、これに限らな
い。本発明は、他にも、各種の電極、イオンセンサ、圧
力センサ、光センサ等の各種のセンサを用いたプローブ
回路について適用できる。
また上記の実施例は、プローブ回路に直流バイアス(定
電流、定電圧)を加える場合について述べたが、これに
限らない。他にも、交流バイアス、パルス信号を加える
場合でもよい。交流バイアスの漏れ電流は実行値で比較
すれば良い。
電流、定電圧)を加える場合について述べたが、これに
限らない。他にも、交流バイアス、パルス信号を加える
場合でもよい。交流バイアスの漏れ電流は実行値で比較
すれば良い。
パルス信号の漏れ電流は所定区間で比較すれば良い。
[発明の効果]
以上述べた如く本発明によれば、検出手段の検出素子で
なく、検出手段の補正素子のみに電気的バイアスを与え
ることにより該補正素子の電気的特性の値を読み取るの
で、常に測定条件の影響を受けることなく検出手段の特
性のバラツキの特性を正確に読み取れ、もって検出手段
の型式を正確に自動認識できる。
なく、検出手段の補正素子のみに電気的バイアスを与え
ることにより該補正素子の電気的特性の値を読み取るの
で、常に測定条件の影響を受けることなく検出手段の特
性のバラツキの特性を正確に読み取れ、もって検出手段
の型式を正確に自動認識できる。
第1図は本発明による実施例の連続心拍出量測定装置の
ブロック構成図、 第2図は実施例の血液温度検出回路22の詳細を示す回
路図、 第3図は実施例の平衡温度検出回路23の詳細を示す回
路図、 第4図は実施例のオプトアイシレージョン通信回路を示
す回路図、 第5図は実施例のD C/D Cコンバータ回路を示す
回路図、 第6図は実施例の連続心拍出量測定手順を示すメインル
ーチンのフローチャート、 第7図は実施例のパラメータSの設定処理ルーチンの詳
細を示すフローチャート、 第8図は実施例の連続心拍出量測定ルーチンの詳細を示
すフローチャートである。 図中、1・・・本体、2.7・・・カテーテル、3゜8
.10・・・サーミスタ、4.9・・・補正抵抗、5゜
6,11.12・・・コネクタ、20・・・計測部、2
1・・・注入液温度検出回路、22・・・血液温度検出
回路、23・・・平衡温度検出回路、24・・・アナロ
グスイッチ、25・・・A/D変換器、26・・・ロー
カルCPtJ、30・・・メインCPU、31・・・熱
希釈心拍出量演算手段、32・・・血流速度演算手段、
33・・・連続心拍出量演算手段、40・・・オプトア
イソレーション通信回路、50・・・表示器、60・・
・ブザー、70・・・電源部、71・・・電源トランス
、72・・・直流電源回路、80・・・D C70Cコ
ンバータ回路である。
ブロック構成図、 第2図は実施例の血液温度検出回路22の詳細を示す回
路図、 第3図は実施例の平衡温度検出回路23の詳細を示す回
路図、 第4図は実施例のオプトアイシレージョン通信回路を示
す回路図、 第5図は実施例のD C/D Cコンバータ回路を示す
回路図、 第6図は実施例の連続心拍出量測定手順を示すメインル
ーチンのフローチャート、 第7図は実施例のパラメータSの設定処理ルーチンの詳
細を示すフローチャート、 第8図は実施例の連続心拍出量測定ルーチンの詳細を示
すフローチャートである。 図中、1・・・本体、2.7・・・カテーテル、3゜8
.10・・・サーミスタ、4.9・・・補正抵抗、5゜
6,11.12・・・コネクタ、20・・・計測部、2
1・・・注入液温度検出回路、22・・・血液温度検出
回路、23・・・平衡温度検出回路、24・・・アナロ
グスイッチ、25・・・A/D変換器、26・・・ロー
カルCPtJ、30・・・メインCPU、31・・・熱
希釈心拍出量演算手段、32・・・血流速度演算手段、
33・・・連続心拍出量演算手段、40・・・オプトア
イソレーション通信回路、50・・・表示器、60・・
・ブザー、70・・・電源部、71・・・電源トランス
、72・・・直流電源回路、80・・・D C70Cコ
ンバータ回路である。
Claims (2)
- (1)生体に関する情報を検出する検出素子及び該検出
素子の所定の電気的特性を補正する補正素子を一体にし
て備えて成る検出手段と、 前記検出手段と電気的に接続し、かつ前記補正素子のみ
に電気的バイアスを与えるバイアス手段と、 前記バイアス手段を通して前記補正素子の電気的特性の
値を読み取る特性読取手段と、 前記特性読取手段が読み取つた電気的特性の値が所定の
範囲内にあるか否かにより前記接続した検出素子の型式
を自動認識する認識手段を備えることを特徴とする生体
情報測定装置。 - (2)認識手段は電気的特性の値を読み取れないときは
検出素子が接続されていないと認識することを特徴とす
る特許請求の範囲第1項記載の生体情報測定装置。
Priority Applications (5)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP4882987A JPS63216531A (ja) | 1987-03-05 | 1987-03-05 | 生体情報測定装置 |
US07/718,921 US5139021A (en) | 1987-03-05 | 1988-03-03 | Biological information measurement apparatus |
EP88902235A EP0354958B1 (en) | 1987-03-05 | 1988-03-03 | Apparatus for measuring data of living body |
PCT/JP1988/000235 WO1988006424A1 (en) | 1987-03-05 | 1988-03-03 | Apparatus for measuring data of living body |
DE3850965T DE3850965T2 (de) | 1987-03-05 | 1988-03-03 | Gerät zum messen von daten des lebenden körpers. |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP4882987A JPS63216531A (ja) | 1987-03-05 | 1987-03-05 | 生体情報測定装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS63216531A true JPS63216531A (ja) | 1988-09-08 |
JPH0328926B2 JPH0328926B2 (ja) | 1991-04-22 |
Family
ID=12814120
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP4882987A Granted JPS63216531A (ja) | 1987-03-05 | 1987-03-05 | 生体情報測定装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPS63216531A (ja) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2017187273A (ja) * | 2016-04-01 | 2017-10-12 | ザ・ボーイング・カンパニーThe Boeing Company | プリントヒーターを備えるヒートパイプ及びその製造方法 |
Citations (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS4836794A (ja) * | 1971-09-16 | 1973-05-30 | ||
JPS6022673A (ja) * | 1983-07-19 | 1985-02-05 | Fujitsu Ltd | 大規模半導体集積回路の品名自動認識方法 |
JPS6120534A (ja) * | 1984-07-10 | 1986-01-29 | 工業技術院長 | 睡眠ポリグラフデ−タ収集装置 |
-
1987
- 1987-03-05 JP JP4882987A patent/JPS63216531A/ja active Granted
Patent Citations (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS4836794A (ja) * | 1971-09-16 | 1973-05-30 | ||
JPS6022673A (ja) * | 1983-07-19 | 1985-02-05 | Fujitsu Ltd | 大規模半導体集積回路の品名自動認識方法 |
JPS6120534A (ja) * | 1984-07-10 | 1986-01-29 | 工業技術院長 | 睡眠ポリグラフデ−タ収集装置 |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2017187273A (ja) * | 2016-04-01 | 2017-10-12 | ザ・ボーイング・カンパニーThe Boeing Company | プリントヒーターを備えるヒートパイプ及びその製造方法 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPH0328926B2 (ja) | 1991-04-22 |
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Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
EXPY | Cancellation because of completion of term |