JPS63216540A - 心拍出量の測定装置 - Google Patents

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。

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は、心機能検査を行う場合に用いられる心拍出量
の測定装置に関するものである。

［従来の技術］ 従来、心機能検査のため右心カテーテル法によって心拍
出量を測定するには指示薬希釈法が用いられていや、こ
の指示薬希釈法には、熱拡散から心拍出量を求める熱希
釈法、色素の拡散による照度変化から心拍出量を求める
色素希釈法、更には電解質の拡散による抵抗値変化から
心拍出量を求める電解貿希釈法等がある。この熱希釈法
について説明する。

右心カテーテル法では、第１６図に示すように、頚静脈
、大腿静脈、若しくは対審静脈等よりカテーテル４が導
管され、上大静脈あるいは工大静脈、右心房、右心室を
経て、その先端が肺動脈中に位置するように留置される
。カテーテル２５には、吐出口２６が右心房に位置する
ように、サーミスタ１が肺動脈に位置するように、夫々
配置されている。いま吐出口２６より血液温度より高温
もしくは低温の液体が右心房に注入されると、液体は右
心房、右心室において拡散され、希釈される。この希釈
された液体の温度を肺動脈中に位置したサーミスタ２７
によって検知し、その温度の希釈曲線（時間に対する温
度変化の図）（第１７図）の面積等からスチュワート・
ハミルトン法による下記の（１）式によって心拍出量を
算出する。

Ｓ＋−Ｃ＋・　（Ｔｂ　−Ｔ＋）・Ｖ＋ＣＯ−−・・（
１） Ｓｂ−Ｃｂ−げΔＴｂｄｔ ここで、 ＣＯ：心拍出量、Ｓｉ　：注入液体の比重ＣＩ　＝注入
液体の比熱、ｖＩ　：注入液体量Ｔ１　：注入液体の温
度、Ｔｂ　：血液の温度Ｓｂ：血液の比重、　　Ｃｂ　
：血液の比熱ｊ”ΔＴｂ　ｄ　ｔ　ニー熱希釈曲線の面
積である。

［発明が解決しようとする問題点］ ■：さて上記の熱希釈法では、心拍出量を計算する式か
らも分るように、指示液体の注入量及びその温度が計算
値の精度に大きく影響する。ところで、通常、液体温度
ＴＩはサーミスタ等で正確に測定した上で、カテーテル
２６をブライミングして、指示液体を血管内に注入して
いるが、注入するまでの間にこの指示液体が体温で冷却
若しくは加熱されてしまい、測定値に誤差を生ずる原因
となる。そこで、従来では、カテーテル内に残留してい
る液体の量を、カテーテルの内径（フレンチサイズ）、
注入液体量等から、エドワーズの式に基づいて、補正定
数を求め、この補正定数を心拍出量の演算に効かして、
上記の残留液体の影響を減殺していた。

ところが、エドワーズの式から得られる補正定数は数値
の羅列に過ぎず、測定者には何等の意味を有さない数値
であるために、上記補正定数を求めるときの計算ミス、
更に、この求めた補正定数を測定装置に入力するときの
入力ミス等が発生していた。そして、このミスは、熱希
釈法に限られず、広く指示薬希釈法がカテーテルを使用
することから、指示薬希釈性全般に発生する問題でもあ
る。

■：さて、第１７図をみても分るように、指示液体を注
入する動作と積分計算の開始とは所定のタイミングで行
なわないと、血液温度が下降してから積分の計算をする
等、計算の誤差原因となる。しかしながら従来では、測
定者が液体の注入後に、勘に頼りながら測定装置に測定
開始、即ち積分開始を指示していたので、常に測定誤差
の発生の可能性がつきまとっていた。この誤差要因も熱
希釈法に限られず、指示薬希釈全般の問題でもある。

■：前述した熱希釈法に基づいた心拍出量の測定では、
注入される指示液体の温度を測定するようにしているが
、通常この指示液体は所定の温度に保たれる氷剤若しく
は湿剤溶液につけられる。

従って、手慣れた測定者であれば又は絶対的に正確な心
拍出量の測定が必要でないのであれば、上記の溶液温度
を指示液体温度ＴＩ　とみなしても構わない場合がある
。

■ニ一方、上記した熱希釈法もしくは指示薬希釈法を用
いた心拍出量測定方法は、心拍出量の測定が指示液体の
注入毎に間欠的に行なわれるものであるから、連続的な
心拍出量の計測には使用できない。また頻回にわたって
測定しようとすると、注入する液体の総量が増え、被験
者の負担が増大し、それとともに、液体注入操作に伴っ
た感染の危険性も増大し、好ましくない。

かかる従来の単発的な測定しか可能でない指示薬希釈法
、特に熱希釈法に従った心拍出量測定に伴なう不利益を
解消するために、本発明の出願人は、特願昭５９−２４
４５８６号（特開昭６１−１２５３２９号）に、連続的
な心拍出量測定を可能にした全く新規な心拍出量の測定
装置を提案した。この連続測定可能な心拍出量の測定装
置は、連続的な記録を可能にする。

■：更に、上記の特願昭５９−２４４５８６号は、一度
の熱希釈法による心拍出量測定及び血流速の測定から、
心拍出量と血流速との関係を求め、以後この関係と血流
速とから心拍出量を演算することを要旨とする。即ち、
心拍出量と血流速とは一定の関係にあるから、絶対的な
心拍出量値を求めるのでなければ、血流速値を求めるの
みで、心拍出量の相対的な変化を知ることが可能になる
のである。

そこで、本発明は上述従来例の欠点を除去するために提
案されたものでその目的は、測定誤差の原因となる例え
ばカテーテル等の内部の残留指示液体量に影響する補正
項を測定者にとって現実的な数値として入力でき、前述
したミスを発生させることのない心拍出量の測定装置を
提案するところにある。

［問題点を解決するための手段及び作用］上記課題を達
成するための本発明の構成は、注入手段を介して血管中
に注入された指示液体により希釈された血液に関連した
データを出力する血液データ検知手段と、各時刻におけ
る上記血液データと、所定の基準血液データとの差分値
を積分する積分手段と、前記注入手段に関連した複数の
補正定数値を個々に独立して設定入力しつる入力手段と
、前記積分値と前記複数の補正定数値とに基づいて心拍
出量を演算する心拍出量演算手段とからなることを特徴
とする。

［以下余白］ ［実施例］ 以下添付図面を参照して本発明に係る実施例を詳細に説
明する。

（実施例装置の外観〉 第１Ａ図〜第１ｃ図に、本発明を適用したところの心拍
出量の連続測定記録装置の夫々平面図。

正面図、裏面図を示す。そして、第２Ａ図にこの測定装
置に接続されるカテーテルの外観を、第２Ｂ図に、この
カテーテルの先端部分の長尺方向に沿った断面図を、第
２ｃ図にカテーテルの開口断面図を示す。

この測定装置の原理は、熱希釈法、電解質希釈法１色素
希釈法等の指示薬希釈法に基づいて初期心拍出量Ｃｏを
測定し、この心拍出量を測定したときの血流速Ｖを測定
し、その上で、この血流速Ｖを、前記心拍出量ｃｏに結
び付けるパラメータＳを求める。このパラメータを求め
た以降は、任意の時刻における血流速ｖｌを測定するの
みで、この血流速Ｖｌ　とパラメータＳとから、任意の
時刻における心拍出量ｃｏ１を求める事ができる。

この初期心拍出量ＣＯを求める測定方法は、上記指示薬
希釈法であれば何でもよいが、第１Ａ図以下の実施例に
おいては、特に熱希釈法に基づいている。

第１Ａ図〜第１Ｃ図に示した測定装置１００の外観説明
を行なう、第１Ａ図は装置１００の平面図である。５０
は周知のプロッタである。このプロッタ５０により測定
結果等を出力する。５２゜５３は、熱希釈法により初期
心拍出量値ＣＯを測定するときの、プロッタ５０上への
出力態様を指定するスイッチである。スイッチ５２は、
ｃｏを数値として出力する（第５図）することを指定す
る。スイッチ５３は血液温度Ｔｂの変化等を曲線として
出力することを指定する（第４図）。スイッチ５７．５
８はプロッタ５０の紙送り速度（２０ｍｆｆｌ／時と１
０ｍｍ／分）を指定する。

５４はｃｏｌ等の１２時間分の経過をプロッタ５０上に
出力（第８図）指示するスイッチ、５５はメモリ内に記
憶されているｃｏｌ等のデータを過去３０分間分だけプ
ロッタ５０上に出力（第６図、第７図）することを指示
するスイッチである。８０はメモスイッチであり、この
スイッチを押すと、記録紙が６ｃｍはどフィードされる
。５６はＣＯＩ、Ｔｂ、Ｖ＋等の変化を実時間で記録紙
上に出力（第６図、第７図）することを指示するスイッ
チである。

スイッチ５９．６０　（第１Ａ図）、ａｔ、８２（第１
Ｂ図）等は、所望のデータを装置１ｏｏに入力したいと
きに、マニュアルでそのデータを設定するためのスイッ
チであって、その設定値は、順にカテーテル径（単位：
フレンチ）、指示液体の注入量（単位：ｍｌ）、体表面
積（ＪＩＬ位二ｍ２）、初期ＣＡＬ値（単位：Ｌ／分）
である。

６４は、測定装置のモードを連続モードにするスイッチ
であると同時に、連続モードになると、このスイッチ／
インディケータ６４が点灯する。

６５はシングル（間欠）モードのスイッチ／インディケ
ータで、主に、再度パラメータＳを設定し直したいとき
に、連続モードからシングルモードに戻すときに用いる
０間欠モード（Ｓ　Ｉ　Ｎ０ＬＥモード）になったとき
に点灯する。表示器６８は心拍出量をデジタル的に表示
する４桁のＬＥＤである。スイッチ６６．６７は、３桁
のＬＥＤ表示器６９に表示される温度を、血液温度Ｔｂ
とするか、指示液体の温度ＴＩとするのかを指定するも
のである。

ＥＮＴＲＹスイッチ／インディケータ７０は、熱希釈法
により、初期心拍出量値ＣＯの測定が終了し、そのＣＯ
をデータとして登録（ＥＮＴＲＹ）することが可能にな
ったことを表示する。このＥＮＴＲＹインディケータ７
０が点灯しているときに、このスイッチ７０を押すとそ
のＧｏをデータとして登録する。この登録は、パラメー
タＳを求めるために、熱希釈法による初期心拍出量値ｃ
ｏの測定を何回か行ない、そのうちの信頼できそうなデ
ータを測定者が判断して登録することにより、登録され
たデータの平均値をｃｏとするためである。

５ＴＡＲＴスイツチ／インデイケータ７２は、熱希釈に
よる初期心拍出量値ＣＯ測測定準備が完了したことを表
示し、その時点でこのスイッチを押すと、スチュアート
・ハミルトンの式に基づく積分を開始する。

表示器７１はバーグラフであり、主に、血液温度Ｔｂの
値をリアルタイムに表示するものである。

７３．７４は、夫々血液温度センサを内蔵したカテーテ
ル４（第２Ａ図）のコネクタ１５、注入液温度を測定す
るための温度プローブ１２（第２Ａ図）のコネクタ１６
を接続するためのコネクタである。

第１Ｃ図のスイッチ７５はマニュアルで注入液温度を設
定するロータリスイッチである。７６は外部の他の測定
装置と通信するためのＲ３２３２Ｃインターフエースの
コネクタ、７８は外部の他の測定装置へ（または、装置
からの）血液温度Ｔｂ、血流速Ｍｌ心拍出量Ｃｏ、等の
アナログ信号を出力するための端子、７７は電源ケーブ
ルを接続するコネクタである。

く測定装置の機能〉 この第１Ａ図〜第１Ｃ図、第２Ａ図〜第２Ｃ図に示した
実施例装置の特徴を列挙すると、■：カテーテル内に残
留した指示液体による影響を補正するために、従来のエ
ドワーズの式に基づいて測定者が計算で求めていたこと
のかわりに、前もって補正定数をテーブル化して、その
テーブルをアクセスするためのデータとして、測定者が
、指示液体を注入するのに用いるカテーテルの内径サイ
ズ（単位：フレンチ）を設定入力するスイッチ５９と液
体注入量（単位二ｍ１）を設定入力するスイッチ６０と
が、本測定装置に設けられている。

■：指示液体を血管内に注入した後、測定者の手を煩わ
すことなく、自動的に血液温度Ｔｂの変化を認識して、
上記スチュワート・ハミルトンの式（１）に基づいた積
分を開始する。

■：指示液体の温度を測定するために、温度プローブ１
２を用いるが、このプローブ１２のコネクタ１６が測定
装置１００に接続されていないときは、この未接続を検
知して、装置背面のスイッチ７５（第１Ｃ図）に設定さ
れた値を指示液体温度ＴＩとして入力する。

■ニ一度、熱希釈法によりｃｏを測定し、パラメータＳ
を求めると、以降連続的に、ＣＯ，、血液温度Ｔ　ｂ　
＋血流速Ｖ１等をメモリに記憶し、必要に応じて記録紙
上に出力する。その出力の態様は、（ｉ）：計測されて
い＜　ＣＯｒ等を略実時間的にプロッタ５０の記録紙上
に出力する（第６図、第７図）。これは「連続記録」ス
イッチ５６を押すことによりなされる。

（ｉｉ）　：メそすに記憶されていた過去３０分間のＣ
ＯＩ等のデータを再生出力する（第６図。

第７図）、これはスイッチｓ５を押すことにより行なわ
れる。

（ｉｉｉ）：過去１２時間のＣｏ、等のデータを圧縮し
てプロッタ５０上に再生出力する（第８図）、これは、
安静、無騒音を必要とする患者のデータを測定する時に
、プロッタのプリント音を出すことがないので便利なも
のとなる。

■：パラメータＳをマニュアルでスイッチ６２を介して
設定し、このＳと血流速ｖｔとから、連続的にＣＯ６を
求めることができる。ＣＯｌの相対的変化を知りたいと
きに役立つ。

■：パーグラフ表示器７１により、熱希釈法による初期
心拍出量値ＣＯを求めるとき等の血液温度Ｔｂの変化を
目で確認できる。特に、このバーグラフは、温度変化を
刻々変化して表示する他に血液温度のベースライン（基
準温度値Ｔｂｏ）と、最高温度ＴＩ１．□を固定して表
示することができる。

０８本装置は記憶されたデータを停電等の障害から保護
するために、バッテリー（第９図の１４８）を内蔵して
いる。このバッテリー１４８の出力電圧が低下したとき
は、ＬＥＤ７８を点滅などして注意を喚起している。

０１本測定装置１００以外の外部の測定装置に、ＣＯｌ
等をアナログ信号として端子７８から出力するためのア
ナログ出力回路（１４２，１５１）を備えている。

Ｍ、＋ｍｌａ’ａ　署　１　　ｎ　　ｎ　　Ｉｎ　　々
Ｌｅｓ　　々Ｌ　ＯＲｔｎ　　ｍｌ　中　ａ　ＩＦ　　
ｒ、−Ｒ３２３２インターフエースによりｃｏｌ等をデ
ジタル信号として出力する回路（１４４）を備えている
。

〈カテーテルの構造〉 熱希釈法のための血液温度Ｔｂを測定するためのサーミ
スタ、そして血流速Ｖを測定するためのサーミスタ等を
内蔵するカテーテルを第２Ａ図に示す、同図において、
カテーテル４は４ルーメンを有するように構成される。

このカテーテル４は、先端に設けられた圧力検出口１８
と、カテーテルチューブ先端部分全体を被覆する様に先
端から数ｍｍ後方位置に取付けられた柔軟弾性体からな
るバルーン１７と、そのバルーン１７を拡開、収縮させ
る為に空気を注入又は抜くためのバルーン内チューブ側
面に設けられたバルーン側孔２５と、先端から１０〜２
０ｍｍの位置に設けられたサーミスタ１と、そこから更
に１０〜１５ｍｍ基部側に配置されたサーミスタ２と、
さらにサーミスタ１．２より８．５〜３８ｃｍの範囲で
離間し、かつ、先端より１２〜４００ｍの範囲で諌間し
た位置に設けられた吐出口３とを、有する。サーミスタ
１は血流速ｖ（ｖ、）を測定するための、熱平衡塩を測
定するために用いられる。サーミスタ２は熱希釈法によ
り初期心拍出量ＣＯを測定するために必要なところの希
釈された血液温度Ｔ。

を測定するために用いられる。吐出口３は指示液体を吐
出するためのものである。

尚、第２Ａ図のカテーテル４は、静脈、大腿静脈、若し
くは対審静脈より導管され、大腿静脈あるいは工大静脈
、更に右心房、右心室を経て肺動脈において使用するも
のであるため、血液の流れ方向はカテーテル基端部側か
ら先端側であることに鑑み、サーミスタ２は、吐出口３
からみてより先端側（即ち、血流の下流側）に設けられ
ている。一方、末梢動脈より導管され、大動脈にて使用
するカテーテルである場合には、血流方向は逆であるた
め、吐出口３からみてカテーテルの基端側に、サーミス
タ２が配置されることになる。

第２Ｂ図にカテーテル４の要部断面図を示す。

同図において、圧力検出口１８、バルーン側孔２５、サ
ーミスタ１，２、吐出口３は、それぞれ前記４つのルー
メンに連通ずる。これら４つのルーメンとは、肺動脈の
圧力を伝える肺動脈圧ルーメン１９、バルーン１７を拡
開、収縮させる空気通路であるバルーンルーメン２０、
サーミスタ１゜２並びにそれらのリード線を収納するサ
ーミスタルーメン２１、希釈用の指示液体を通す注入ル
ーメン２３である。又、これら４つのルーメンは夫々独
立しており、さらにカテーテル後端部において、第２Ａ
図に示すように、肺動脈圧測定チューブ８、バルーンチ
ューブ６、サーミスタチューブ１２、指示液注入チュー
ブ１０と接続されている。それぞれのチューブ８，６．
１０はその後端にコネクタ？、９．ｉｔを備えている。

サーミスタチューブ１２はコネクタ１５に接続されてお
り、このチューブ内には、サーミスタ１．２に夫々接続
されたリード線２２．２４が通されている。

更に、第２Ａ図〜第２Ｃ図に示した実施例のカテーテル
について詳細に説明する。第２Ｂ図はサーミスタ１、サ
ーミスタ２及びバルーン１７の部位の拡大断面図であり
、第２Ｃ図はカテーテルチューブ４のｔｏ−ｍ’線断面
図である。前述した、本カテーテルの４ルーメン構造は
第２Ｃ図に示す如く、バルーンルーメン２０と、肺動脈
圧ルーメン１９と、注入ルーメン２３（第２Ｃ図）と、
サーミスタルーメン２１となっている。バルーンルーメ
ン２０は、バルーン側孔２５を有して、バルーンチュー
ブ６と連通ずる。肺動脈圧ルーメン１９は、圧力検出口
１８を有して肺動脈圧測定チューブ８と連通ずる。注入
ルーメン２３は、カテーテル先端より１２〜４０ｃｍの
位置に吐出口３を有して基部側において指示液注入チュ
ーブ１０と連通ずる。又、サーミスタルーメン２１は、
先端部より１〜２ｃｍ離れた位置、並びに更にそこから
基部側に１〜１．５ｃｍ１ｌれた位置において、それぞ
れサーミスタ１、サーミスタ２を取付けた側孔部２６．
２７を有し、又、サーミスタ１．２からのサーミスタリ
ード線２２．２４を内蔵しており、更に基部側に於いて
は、サーミスタチューブ１３と連通ずる。

尚、上記サーミスタ１を自己発熱型サーミスタとして、
サーミスタ２の血流方向に関して下流側に位置させるこ
とがより好ましい、即ち、カテーテル４にて心拍出量を
測定する場合は、サーミスタ２により希釈された血流温
度を正確に測定する必要があり、自己発熱型であるサー
ミスタ１の影響をサーミスタ２が受けにくくするためで
ある。

実施例のカテーテルで用いるサーミスタ１の特性は、Ｂ
ｚｓ−ｓｓ−３５００に、Ｒ（３））＝１゜００Ωであ
り、その大きさは、１．１８’　Ｘｏ。

４’Ｘ０．１５ｔ　（単位はＩＩＩｍ）である、サーミ
スタ２の特性は、Ｂ２５−４ｓ−３９８０に、　Ｒ（３
７）＝４０ＫＩＱ、ソノ大きさは０．５０’　Ｘｏ。

１６’　ｘｏ、１５ｔである。サーミスタ１は０゜０１
〜５０ジユールの発熱量を発生するのが好ましく、これ
より高い発熱量は血液塩を高くし、若しくは、血管壁に
触れた場合にそれを損傷させる可能性もあり、また低い
発熱量では検出感度が小さくなるなどの理由により、何
れも好ましくない。

く測定装置の操作手順〉 本測定装置をよりよく理解するために、第３Ａ図、第３
Ｂ図を用いて、操作者側からみたその操作手順を説明す
る。

先ず、ステップＳ１で注入液温度プローブ１２を測定装
置本体１００に接続する。ステップｓ２で、温度プロー
ブ１２を水冷した容器（本実施例では、測定装置１００
内に設けられている）内の注入指示液体中に漬ける。こ
の液体は生理食塩水等である。ステップＳ３でカテーテ
ル４をブライミングした後に、ステップＳ４で肺動脈ま
で挿入する。カテーテル４は、上肢または下肢の静脈か
ら挿入し、肺動脈内に留置する。次に、ステップＳ５で
、第２Ａ図に示したカテーテルのコネクタ類を装置本体
に接続する。これらのコ゛ネクタ類が装置に接続される
と、先ず、カテーテル４の血管内留置位置を、圧力検出
口１８、チューブ８．コネクタ９を経た動脈圧から検出
される血液の圧力値及び圧力波形に基づいて確認する。

カテーテル留置後は、肺動脈圧を測定すると共に、バル
ーン１７を膨らませて肺動脈を閉塞し、肺動脈楔入圧を
求める。こうして、カテーテル４を所定の位置に留置す
る。

次にステップＳ６で、スイッチ５９〜６１により、所定
の値を設定する。スイッチ６２は、相対的なＣＯｌを測
定（後で説明する）するときに設定するものであり、今
説明する熱希釈法による初期心拍出量値ｃｏを測定する
ときは、その設定は必要がない。

ステップＳ７で測定装置の電源を投入する。ステップＳ
８で異常な表示（装置故障を示す）が無いことを確認し
つつ、ステップＳ９でＳ　Ｉ　ＮＧＬＥインディケータ
６５の点灯を待つ。インディケータ６５が点灯したとき
は、ＢＬＯＯＤインディケータ６６が点灯し、表示器６
９には肺動脈内の血液温度Ｔｔ、が表示される。この時
点で注入液の温度を知りたいときは、Ｉ　ＮＪＥＣＴＡ
ＴＥスイッチ６７を押すと、表示器６９の表示は注入液
温度ＴＩの表示となる。尚、このＴＩの表示は、３０秒
経過すると、自動的にＢＬＯＯＤ表示に戻り、表示器６
９には再びＴｂの表示がなされる。

このように自動的にＴｂの表示に戻るようにしたのも、
操作者にとっては、Ｔ、の方が情報としてより有意義で
あるからである。一方、この時点でのバーグラフ表示器
７１には、血液温度Ｔｂの基線を表示している筈である
。

更にステップＳＩＯで、５ＴＡＲＴインデイケータ７２
が点灯するのを待つ。このインディケータが点灯すると
、熱希釈法による初期心拍出量値ｃｏの測定開始の準備
ができたことを意味する。

ステップＳｉｔでは、必要により、プロッタ５０に出力
する情報の態様をスイッチ５２又は５３で選択する。ス
テップＳ１２では、コック１１を開いて液体を血管内に
注入する。

液体注入後は、本測定装置は自動的にＴｂの変化を読取
り、積分開始の最適時点を判断する。もし、この最適時
点検出前に操作者が５ＴＡＲＴスイツチ７２を押すと、
その押した時点からＴｂの積分を開始する。スイッチ７
２が押されなければ、装置自身が判断した時点からのＴ
ｂデータを積分する。この熱希釈法によるＣＯの測定計
算は通常、士数秒で終了するが、その間の変化は、所定
のメモリ（第９図のＲＡＭ１３２）に記憶されつつ、表
示器６９、バーグラフ表示器７１に表示される。更に、
スイッチ５３が押されていたのなら、第４図のような血
液温度Ｔｂの変化がプロッタ５０に出力される。これら
の表示により、操作者は装置の正常動作の遂行を確認で
きる。第４図において、血液温度Ｔｂは上向きにマイナ
スを取っている。尚、このグラフ上には測定者の便のた
め、日付８時刻等を合せて出力することになる。

尚、第４図の出力例は、３００　ｍｍ／分の出力速度で
ある。

熱希釈によるｃｏの測定が終了すると、表示器６８にそ
の値をデジタルで表示すると共に、スイッチ５２が押さ
れていたのならば、プロッタ５０により第５図に示すよ
うに、測定結果を出力する。この第５図では、日付２時
刻の他に、心拍出量ＣＯ，スイッチ６１から入力された
体表面積ＢＳＡ、血液温度ＢＴ　（＝Ｔｂ）、カテーテ
ル内径ＣＡＴ　（＝Ｆｒ）、指示液体注入量ＩＶ（−Ｖ
＋）、心係数ＣＩ　（＝ＣＯ／ＢＳＡ）、注入液温度Ｉ
Ｔ（＝Ｔ＋）、そして登録されるたことを示す１＊ＥＮ
ＴＲＹ＊＊の表示等が合せて記録されている。Ｃｏの測
定終了は、ＥＮＴＲＹインディケータ７０の点灯（ステ
ップ５１５）により確認できる。

測定者は、この得られたＣＯ等のデータが偏傾性を置け
るものと判断すれば、このデータを登録するために、Ｅ
ＮＴＲＹスイッチ７０を押す（ステップ５１７）。暫く
すると、再び５ＴＡＲＴインデイケータ７２が点灯する
。これで、熱希釈法による、初期心拍出量ＣＯの測定は
終了する。

もし、より正確なＣＯを得たいのであれば、上述したス
テップＳｉｔ以下の操作を繰り返し、複数の測定データ
を得る。測定毎にＥＮＴＲＹスイッチ７０を押し、登録
して、これら登録された複数のＣＯ値から、初期心拍出
量値ＣＯ値を決定する。尚、最初の１．２回の測定デー
タは信頼が置けないので、登録しない方がよかろう。

以上のようにして、十分信頼できるＣＯデータが得られ
たのならば、次に、いよいよ連続のＣＯＩ測定を開始す
る。これは端にＣ０ＮＴ　Ｉ　ＮｕｔＯＵＳスイッチ６
４を押すのみでなされる。このスイッチ６４を押すと、
Ｃ０ＮＴＩＮＵＯＵＳインデイケータ６４が点灯して、
測定装置全体は連続測定モードになる。尚、Ｓ　Ｉ　Ｎ
０ＬＥスイツチ６５が押されると、測定装置は再度、間
欠モードになる。

装置が連続測定モードになり、連続記録スイッチ５６が
押されていると、第６図、第７図のように、血液温度Ｂ
Ｔ　（＝Ｔｂ　）、Ｇｏ　（＝ＣＯ＋）。

血流速Ｖ（Ｖｌ）がプロッタ５０上に出力される。

第６図は１０ｍｍ／分の紙送り速度で、第７図は２０　
ｍｍ／時の紙送り速度で出力したものである。

尚、第６図、第７図には図示していないが、第５図に示
したような日付等の諸データを、グラフと共に併せて出
力するようにしているのは勿論である。又、箪７図の例
では、１６時半頃に再度初期心拍出量値ＣＯ値計測のた
めの熱希釈法による測定を行なっているので、その時刻
近辺にグラフの変化が表われている。

〈測定装置の構成〉 カテーテル４と注入液温度プローブ１２を接続された状
態での測定装置１００の全体は第９図に示す如くである
。この測定装置は電気的にアイソレーションされた２つ
の測定回路１２０と１３０とからなる。回路１２０は主
に、カテーテル４内のサーミスタ１，２、そしてプロー
ブ１２内のサーミスタ１２ａからの電気信号（電圧）を
温度データに変換して、光通信回路１０８を介して、測
定記録回路１３０に送る。測定記録回路１３０は、測定
回路１２０からの温度データから、初期心拍出量値ＣＯ
１血流速Ｖ、パラメータＳ、連続心拍出量ｃｏｌ等を演
算し、プロッタ５０に表示したり、各種表示器に表示す
るのを実行する。測定回路１２０の制御を行なうのはロ
ーカルＣＰＵ１０５、測定記録回路１３０を制御するの
はメインＣＰＵ１３３である。

〈測定回路１２０〉 さて、第９図のカテーテル型センサ１５０は第２Ａ図の
カテーテル４をセンサとして用いるものであり、センサ
１５０内には、熱平衡部を検出する自己発熱型のサーミ
スタ１と、肺動脈内の血液温度を検知するサーミスタ２
とが内蔵されている。このカテーテル型センサ１５０は
、前述したのと同様の手法で、右心カテーテル法によっ
て肺動脈まで導入される。センサ１５０のコネクタ１５
は本体１００のコネクタ７３と結合する。サーミスタ２
はリード線２４を介して、サーミスタ２を駆動する定電
圧回路１１２及び血液の温度を計る血液温度検知回路１
１３に接続されている。

サーミスタ２により検知された肺動脈血液温度の信号は
血液温度検知回路１１３によって電圧信号Ｅｈとして検
出される。＝方、サーミスタ１は、リード線２２を介し
て、サーミスタ温度検知回路１１５及び定電流回路１１
１に接続されている。そして、定電流回路１１１よりサ
ーミスタ１に所定の電流ＩＣが供給され、加熱される。

また、サーミスタ１により検知された温度信号は、サー
ミスタ温度検知回路１１５に送られ、この検出回路１１
５により電圧Ｅｔとして検出される。

注入液温度プローブ１２内のサーミスタ１２ａは定電圧
回路１０１により駆動され、その温度変化は回路１０２
により電流変化として検出され、更にこの電流は電圧値
Ｅｌとして検出される。こうして、ローカルＣＰＵ　１
０５は、３つのサーミスタ１２ａ、１．２からの出力電
圧Ｅ　ｉ、Ｅ　ｔ、Ｅ　？を、注入液の温度Ｔ１．サー
ミスタ１の抵抗Ｒｔ。

サーミスタ１の温度Ｔｔ、血液温度Ｔｂに変換する。

この動作を更に詳しく説明する。ローカルＣＰＵ１０５
は、マルチプレクサ機能を有するアナログスイッチ１０
３を駆動して、時分割によりＥｌ。

Ｅｔ、Ｅｔ、をＡ／Ｄ変換器１０４に入力して、上記の
電圧値を順にデジタル値でＲＡＭ１０７内に取込む。こ
れらの電圧値はＲＯＭ１０６内に格納された電圧一温度
変換テーブルから、温度データに変換される。又、サー
ミスタ１の抵抗値ＲｔはＲｔ　＝　Ｅ　ｔ　／　Ｉ　ｃ により計算される。ここで、ＩＣはサーミスタに流れる
電流である。ローカルのＣＰＵ１０５は、これらのＴ　
１．　Ｒｔ、Ｔ　ｔ、Ｔ　ｂ等のデータを光通信線を介
して、測定記録回路１３０に送る。その通信制御（例え
ば、ボリング／セレクテイング方式）は、ローカルＣＰ
Ｕ　１０５とメインＣＰＵ１３３とが行なう。

〈測定記録回路１３０〉 測定記録回路１３０では、この単純な通信制御手順によ
り、上記注入液の温度ＴＩ、サーミスタ１の抵抗Ｒｔ、
サーミスタ１の温度Ｔｔ、血液温度Ｔｂ等を受信して、
時間順にＲＡＭ１３２に格納する。ＣＰＵ１３３は、上
記データに基づいて、初期心拍出量値ＣＯ１血流速Ｖ（
Ｖ＋）、連続心拍出量ＣＯ，を演算する。

ＲＴＣ（リアルタイムクロック回路）１４７は実時間を
カウントし、更に、例えばＬＥＤ表示基６９のＴ五→”
ｒｂの３０秒後の変更等の時間監視に用いられる。

く初期心拍出量値ＣＯの計算〉 第１０Ａ図はＲＡＭ１３２内に格納されたデータの構成
を示す。本ＲＡＭの容量は、４ｍｓ毎にＡ／Ｄ変換して
得たＴｂ等のデータを３０分間分蓄える領域（１３２ａ
）と、これらのデータから任意の時刻における連続心拍
出量ＣＯ，等の測定値を３０分間分だけ蓄える領域（１
３２ｂ）と、連続的に計算して得たｃｏ五等のデータの
３分間平均値を１２時間分蓄える領域（１３２ｃ）だけ
ある。

第１０Ｂ図は、ＲＡＭ１３２内のデータを格納するため
の３つのアドレスカウンタ１６０，１６１．１６２と前
記３つの領域（１３２ａ、１３２ｂ、１３２Ｃ）との対
応を示す。データ格納アドレスカウンタ（ＳＣポインタ
）１６０は、測定回路１２０からのデータをＲＡＭ　１
３２内に格納していくときのアドレスをポイントする。

データ読出アドレスカウンタ（ＲＣポインタ）１６１は
、初期心拍出量値ＣＯの計算のとき等のために、ＲＡＭ
１３２内に格納されているデータを読出し、更に計算値
を格納するときのアドレスをポイントする。データプリ
ントアドレスカウンタ（ＰＣポインタ）１６２は、プロ
ッタ５０上にデータを出力するときにアクセスするデー
タをポイントする。このように３つのポインタを用いる
のも、データ格納、データ読出し、データ出力等はサブ
ルーチンとして独立して並行に行なわれるからである。

第１１図はメインＣＰＵ１３３がローカルＣＰｔＪ１０
５から測定データを受けとり、ＲＡＭ１３２に格納する
ルーチンである。前述したように、このときのポインタ
としてＳＣポインタ１６０を用いる。

第１３Ａ、Ｂ図は初期心拍出量値ＣＯ値を計測するＣＰ
Ｕ１３３の制御ルーチンである。

先ず、ステップＳ４０で、測定装置のＲＥＡＤＹ状態を
確認する。この状態は、少なくとも装置全体でハード的
な障害が発生していないことを前提とし、血液温度Ｔ、
が安定した状態を検知した状態とする。尚、この状態を
検知すると、上述したように、Ｓ　Ｉ　ＮＧＬＥインデ
ィケータ６５が点灯する。ステップ３４１で、５ＴＡＲ
Ｔスイツチ７２が押されたかを判断する。もし、押され
ていたのならば、その時ｉＪ　ｔをリアルタイムクロッ
クＲＴＣ１４７から読取り、ステップＳ５１でその時刻
ｔに基づいたＲＣポインタ１６１を設定する。ステップ
Ｓ５２では、注入液温度ＴＩをＲＡＭ１３２から知る。

ステップＳ５３では、ＲＣポインタ１６１に従ってＲＡ
Ｍ１３２から’ｒｂを１つ読出す。ステップＳ５４では
、時刻を以前のデータから、基線（ベースライン）温度
ＴｂＯを検出する。ステップＳ５５で、ΔＴｂ　　（第
１７図）を算出する。ステップＳ５６ではΣ△Ｔｂ　　
（積分）を計算する。

ステップＳ５７とステップＳ５８は、Ｔｂのノイズによ
り△Ｔｂが計算された場合の対処の制御を示したもので
ある。ノイズであれば、このノイズのΔＴｂは以前のΔ
Ｔｂに比べて増加しつつもいつかは減少するから、増加
したときの極大値を検出し、その極大値が閾値ａよりも
小さいときは、ノイズと判断して、ステップＳ５９で積
分Σ△Ｔｂをクリアする。ステップＳ５７で△Ｔ。

が更に増加していた場合は、ノイズと判断できないから
、ステップＳ６１へ進む。もしノイズと判断されれば、
ステップＳ６０でポインタＲＣを所定量すだけインクリ
メントする。とのｂは経験的に知っているノイズ成分の
大体の時間幅である。

ステップＳ６１は、熱希釈曲線がＴ”ｂｏに収束してき
たかを判断する。即ち、収束するまで、上述のステップ
を繰り返して、積分を続行する。

次にステップＳ４１で、５ＴＡＲＴスイツチ７２が押さ
れない場合を説明する。この制御はＴｂの変化が所定の
変化をしていると判断したときに、積分を開始するもの
である。尚、ステップＳ４１の５ＴＡＲＴスイツチ７２
の押下は割込みにより検知しているため、ステップＳ４
２〜ステツプＳ４７の間で上記割込みが発生すると、強
制的に制御はステップＳ５０に移る。さて、ステップＳ
４２で、ＲＣポインタ１６１に従ってＴｂをＲＡＭ１３
２から読出す。ステップＳ４２→ステツプＳ４３→ステ
ツプＳ４４→ステツプＳ４２のループは、本実施例にお
いて”ｒｂの変化を移動平均（サンプル数１６個）から
とらえているために、その必要サンプル数をメモリ１３
２から得るためにある。移動平均の移動量は１つのサン
プルデータである。一度必要サンプル数が揃うと、それ
以降は、１つのサンプルデータをメモリ１３２から読出
す毎に、平均のための総サンプルが揃うことになる。ス
テップ３４５では、この移動平均値Ｔｂ（ｎ）を求める
。ステップＳ４６で、前回の移動平均値Ｔｂ（ｎ−１）
との差を求める。この差が所定に閾値以上であるときは
、指示液注入による血液温度の変化であると判断して、
ステップＳ４９で、この変化時点の時刻ｔを計算する。

以降の制御は前述の５ＴＡＲＴスイツチ７２による場合
と同じである。もし、ステップＳ４７で、変化が閾値以
下と判断された場合は、ステップ３４８で今回の平均値
Ｔｂ（ｎ）を前回の平均値”ｒｂ（ｎ　−１）格納領域
に移動する。

ステップＳ６３の説明に戻る。さて、前述したように、
スチュワート・ハミルトンの式によると、 ５Ｉ−ＣＩ・　（Ｔｂ−Ｔ１）・ｖｌ ここで、 ＣＯ：心拍出量、ＳＩ　：注入液体の比重ＣＩ　＝注入
液体の比熱、ｖｌ　：注入液体量ＴＩ　：注入液体の温
度、Ｔｂ：血液の温度Ｓｂ　；血液の比重、　　Ｃｂ　
：血液の比熱である。上記式は （Ｔｂ−Ｔ＋） ＣＯ＝Ａ・ となる。ここで、 ５Ｌ−ＣＩ・■１ Ａ−□ Ｓ、・Ｃ１ である。この補正定数Ａ中で、Ｓ　Ｉ　＊　Ｓ　ｂｒ　
Ｃｂｒ　Ｃ１等は固定であるが、ｖＩは指示液体を注入
してもカテーテル内に残留してしまい血液内に流出され
ないことによる影響を受ける。即ち、上記■１はあくま
でも名目的な値に過ぎない。従来では、前述したように
、エドワーズの式からＡを求めていたが、本実施例にお
いては操作者による操作の確実性の向上を目脂して、こ
の補正定数Ａをテーブル化（第１２図）してＲＯＭ１３
１内に格納している。このテーブルから１つの補正定数
Ａを引くときは、第１２図に示すように、スイッチ５９
゜６０から入力されたカテーテル４の内径Ｆｒ、名目の
液体注入量ｍ１をアドレスデータとする。上記のテーブ
ル内に格納する補正定数データは、前もって、各種サイ
ズのカテーテルについて、注入液量を色々変えたときの
実測結果から求めておく。もし、熱希釈法によるＣＯの
実際の測定で使用されるカテーテルサイズ、注入液量が
、上記テーブルに対応しないものであるときは、線形補
間により、対応する補正定数Ａを求める。

フローチャートの説明に戻る。ステップ５６１以上で、
ΣΔＴｂの積分の計算が終了すると、ステップ３６３で
上述したように、スイッチ５９゜６０から設定入力され
たカテーテルの内径Ｆｒ。

指示液体量ｍ１等に基づいて、ＲＯＭ１３１に格納され
ているテーブル（第１２図）から補正定数Ａを読出す。

ステップＳ６４で、前述したスチュワート・ハミルトン
の式に基づいて、初期心拍出量値ＣＯを計算する。ステ
ップＳ６５では、これらの値を例えば、第４図、第５図
のようにプロッタ５０上に出力する。

く連続ＣｏＩの測定〉 先ず、連続的にＣＯｌを計算できる原理を説明する。サ
ーミスタ１の抵抗値をＲｔとし、定電流回路１１１によ
ってサーミスタ１に与えられる電流値をＩＣとすると、
サーミスタ１が加熱され、発生する単位時間あたりの熱
量は： ■ｃ２・Ｒｔ になる。いま、血流速Ｖなる血液中に、加熱されたサー
ミスタ１が置かれた場合、加熱されたサーミスタ１は血
流速Ｖに依存して冷却される。血流により冷却される熱
量は、血液温度をＴｂ％加熱されたサーミスタ温度をＴ
ｔ％比例定数をＫとすると、 Ｋ−ｖ−（Ｔｔ　−Ｔｂ　） である。さて、サーミスタ１の温度は、加熱され発生す
る熱量と冷却される熱量とが等しくなるような温度に保
たれることになる。この温度が、熱平衡温である。

上記のことを式で表わすと次の（２）式になる。

Ｉｃ２・　Ｒｔ　＝に−ｖ　・　（Ｔｔ　−Ｔｂ　）・
・・（２） （２）式から、血流速Ｖを求める（３）式が導かれる。

■　＝ （１／Ｋ）（１ｃ２．Ｒｔ　）／　（”ｒｔ−７ｂ）・
・・（３） 即ち、サーミスタ１から得られるデータＲｔ。

Ｔｔ、そしてサーミスタ２から得られる血液温度Ｔｂと
から、血流速Ｖが求められる。尚、加熱サーミスタ１は
定電流回路１１１によって駆動されているため、抵抗値
を検出する代わりに加熱サーミスタ１のリード線両端の
電位差ｖ０を検出しても良い。この場合の詳細について
は、前述の特開昭６１−１２５３２９号に述べられてい
る。又、なお、定電流値ＩＣは定電流回路１１１の電流
を検出しても対応できるが、比例定数にと同様に定数項
として、ＲＯＭ１３１内に与えておくことも可能である
。

いま、肺動脈の血管断面積をＳとした場合、初期心拍出
量値ＣＯと初期血流速値Ｖとの間には（４）式で示され
るような関係がある。

Ｃ０ｗ５−　ｖ　　　　　・・・（４）従って、初期心
拍出量値ＣＯと初期血流速値Ｖとから、（４）式に従い
血管断面積Ｓを求め、この値Ｓを較正値（パラメータ）
として計測記録回路１３０内にホールドする。このよう
に、一度パラメータＳが求められると、ＣＰＵ１３３は
、連続的に計測される血流速ｖ１に対して前記バラメ−
タＳを乗することにより、連続的な心拍出量値ＣＯＩを
得ることが可能となる。即ち、ＣＯｌ　ｗｓ　−ｖ。

＝　（Ｓ／Ｋ）−（ＩＣ’−Ｒｔ）／（Ｔｔ−”ｒｂ）
・・・（５） である。

第１４図は、コｆ７）　ＣＯ１を計算してＲＡＭ１３２
に格納するＣＰＵ１３３の制御手順である。この制御に
入るまでに、初期心拍出量ＣＯの測定が既に行なわれて
いる。ステップＳ８１〜ステツプ３８５は上述のパラメ
ータＳを求める制御である。

ステップＳ８０で測定装置１００が連続モードにあるか
調べる。このモードへはＣ０ＮＴ　Ｉ　ＮＵＯＵＳスイ
ッチ６４を押すことにより移行する。

連続モードであれば、ステップＳ８１で、ローカルＣＰ
Ｕ　１０５に対して光通信路を介してサーミスタ１の加
熱を指示する。ステップ３８２では、サーミスタ１が加
熱と冷却の熱平衡に達するのを待つ。やがて、ローカル
ＣＰＵからは、Ｔ　ｔ　、　Ｒｔ　。

Ｔｂ等が送られてきて、第１１図のフローチャートによ
りＲＡＭ１３２に時間順に格納する。そこで、一定時間
経過したときの時間ｔに従ってＲＣポインタ１６１によ
り、ＲＡＭ１３２内のデータをアクセスする。ステップ
Ｓ８４では（３）式に基づいて初期血流速Ｖを演算し、
ステップＳ８５では（４）式に従って、初期心拍出量値
ＣＯと血流速Ｖとの関係からパラメータＳを求める。こ
うして、連続的なＣＯ□測定の準備が整った。以下の制
御は、最初のＣＯ，と任意の時刻とのＣｏｌの計算にお
いて、共通するので、任意の時刻のｖｌに対するＣｏｔ
の計算制御として説明する。

ステップＳ８６で、連続モードが解除されていないかを
確認する。これは、血管断面積を表わすパラメータＳは
通常時間とともに変化する。従って、−置皿管断面積Ｓ
をパラメータとしてホールドしても、血管断面積Ｓの変
化によって、正確な心拍出量が得られなくなることが起
こる。そこで適宜に熱希釈法により初期心拍出量ＣＯを
計測し、次の連続的なＣＯＩの計測に備えるものである
。

連続モードが解除されない限り、ステップＳ８７へ進み
、 Ｃ０１１１Ｉｌｖ皇・Ｓ を演算する。ステップ３８８では、１２時間分の経過を
再生する（第８図）ときのために、ｖｌと００１の３分
間の平均値を演算する。これらの値は、ＲＡＭ１３２内
の領域１３２Ｃに格納する。

そして、ステップＳ９０では、次のＣｏｌを演算するた
めに、ＲＣポインタを１インクリメントする。

こうして、Ｔ　ｔ＋Ｒｔ、Ｔ　ｂ等が送られてくる毎に
、ＣＯｌ等を連続的に演算することができる。

かくして、血流速’／ｌのみの測定で、心拍出量ＣＯＩ
が測定できた。

〈データの記録） 本測定装置には、第４図、第５図の熱希釈曲線の記録及
び熱希釈数値の記録の他に、ＣＯＩの連続測定に並行し
ての測定値をプロッタ５０に出力する連続記録機能（ス
イッチ５６による）、過去３０分間の測定値をプロッタ
５０に出力する記録再生機能（スイッチ５５による）、
過去１２時間の測定値（３分間毎の平均値）をプロッタ
５０に出力する経過図出力機能（スイッチ５４による）
等の出力機能がある。

連続記録及び記録再生による出力様式は、第６図（紙送
り速度１０　ｍ　ｓ　７分）、第７図（２０ｍＳ／時）
に示す通りである。

第８図に経過図の出力様式を示す。この経過図では、３
時間毎にＣｏ（＝ＣＯ＋）と血液温度ＢＴ（＝Ｔｂ　）
の値をグラフと共に記録する。

さて、このような記録は連続モード（ＣＯＮＴＩＮＵＯ
ＵＳインディケータ６４が点灯しているとき）行なわれ
るものであるから、プロッタ５０への出力と並行して、
ローカルＣＰＵ　１０５からのデータ取込み、ＣＯＩ等
の演算／記憶等を行なわなくてはならない。この制御の
ために、ＲＡＭ１３２へのアクセスは、第１０Ｂ図に示
すように、プロッタ出力にはＰＣポインタ１６２を、デ
−夕取込みにはＳＣポインタ１６０を、演算／記憶には
ＲＣポインタ１６０を用いている。

〈注入液温度の代用〉 注入される指示液体は氷冷された容器に入れられている
ので、その温度は氷冷温度によってほとんど決定される
といってよい。従って、この氷冷温度が既知であるとき
（例えば、零度）は、その温度をもって指示液体温度と
みなして差し支えない。

そのために、本測定装置では温度プローブ１２が接続さ
れていないときは、そのことを検知してスイッチ７５に
て設定されている温度を液体温度ＴＩとみなして初期心
拍出量ｃｏの計算に使う。

そこで、温度プローブ１２のサーミスタ１２ａは定電圧
回路１０１に接続されているから、注入液温度検知回路
１０２はサーミスタ１２ａに流れる電流を零と検出する
。この零電流に対応するＥ。

をローカルＣＰＵ１０５が受けると、このローカルＣＰ
ＵはメインＣＰＵ１３３に対して、その旨の信号を送る
。若しくは、ＣＰＵ１０５はこの零電流に対応するＥｌ
を温度ＴＩに変換するときに有り得ない数値に変換して
、メインＣＰＵ１３３に送るようにする。これらにより
、ＣＰＵ１３３は温度プローブ１２の未接続を検知でき
る。

第１５図にこの制御手順を示す。第１３図の、メインＣ
ＰＵ１３３がＲＡＭ１３２内からＴ１を読出すというス
テップＳ５２の代りに、第１５図のステップ５１００で
、ローカルＣＰＵ１０５から送られてきたＴ、はプロー
ブ１２が未接続であることを示すデータであるかを判断
する。接続状態を示すデータであれば、ステップ５１０
１で、このＲＡＭ１３２内のＴ１を測定に用いる。未接
続であれば、ステップ５１０２で、スイッチ７５に設定
されたデータをＴ１として取込む。

〈心拍出量の相対変化の測定〉 以上述べてきた測定装置の実施例は、熱希釈法により実
際に初期心拍出量値ｃｏを求め、このＣＯと初期血流速
Ｖとの関係からパラメータＳを求め、以後は、任意時刻
の血流速ｖＩを測定するのみで、連続的に心拍出量００
皿が求められるところに特徴がある。即ち、 Ｃ０１ｏｃｙ。

であり、Ｖｌの変化はＣｏ、の相対的変化を反映する。

そこで、ｖｌの変化を記録すれば、それはそのままＣ０
１の相対的変化を記録したことになる。一方、上記パラ
メータＳは被験者が同じであり、しかも測定者が測定に
周知したものであればその大体の値が分っている。そこ
で、本実施例の測定装置では、この大体のパラメータＳ
をスイッチ６２から「初期ＣＡＬ値」として入力するよ
うにして、熱希釈による初期心拍出量値ｃｏの測定を省
くことも可能なようにしている。

〈その他の希釈法への応用〉 上述した実施例の連続的な心拍出量測定は、今までの説
明から明らかなように、一度、初期心拍出量ｃｏが何等
かの方法で測定されれば、それから、パラメータＳを測
定／保持し、以後は、血流速ｖＩを測定するのみで、連
続的に心拍出量Ｃ０１が求められるところに特徴がある
。従って、本発明においては、上記実施例のような熱希
釈法による測定で最初の心拍出量ｃｏを得るものに限ら
れず、例えば、色素希釈法、電解質希釈法等によって最
初の心拍出量ＣＯを得るようにすることもできる。この
場合、色素希釈法では、血液中の色素量は例えば耳たぶ
等で照度変化を測定することにより、電解質希釈法では
、カテーテルに設けられた二本の電極により血液の抵抗
値変化を測定することにより、心拍出量ＣＯを得る。

即ち、■の補正定数Ａのもとどなるデータ量（例えば、
Ｆｒ、ｍｌ）の入力機能は、カテーテルを用いる指示薬
希釈法一般にも適用できる。また、■の自動測定開始機
能は、上記の照度変化、抵抗値変化の変化点をとらえる
ことにそのまま適用される。また、■の心拍出量の連続
測定機能は一般的な指示薬希釈法により得られた初期心
拍出量ＣＯに基づいてパラメータＳを求め、その上で任
意の時刻の血流速ｖ、からＣｏＩを計算することにも適
用可能である。

更に他の変形、修正として、温度プローブ１２接続の検
知として次のような機構を提案する０則ち、測定装置本
体のプローブのコネクタ１６を接続する部分に付勢され
た突起を設ける。コネクタ１６を接続すると、この突起
は押されて引っ込む、突起が押されると、突起の端部が
測定回路１２０に、例えば接地信号を与えるようにして
おく、測定回路１２０は、この接地信号の有無で、プロ
ブ１２の接続／未接続を判断できる。尚、上記突起は、
その端部以外は回路１２０とは電気的に絶縁されている
。これは、回路１２０全体を電気的に浮かしておくため
である。

又他の変形例として、サーミスタ１による血液流速測定
は定電流下での熱平衡、即ち、サーミスタ抵抗変化を電
圧などで検出するのみならず、血液温との温度格差を一
定にするのに必要な電流を流し、その電流を測定しても
よい。つまり、サーミスタ塩を生体に影響を及ぼさない
上限４２℃にコントロールして、その電流を測定する方
法などである。また、血液流速センサはサーミスタに限
定されず、他の手段でもよい。

［発明の効果］ 以上説明したように本発明の心拍出量の測定装置によれ
ば、測定誤差の原因となる、例えばカテーテル等の注入
手段内の残留指示液体量に影響する補正項を測定者にと
って現実的な数値として入力できるようにしたことによ
り、従来あったような補正定数の入力ミスをなくすこと
ができる。

【図面の簡単な説明】

第１Ａ図、第１Ｂ図、第１Ｃ図は夫々、実施例に係る測
定装置の平面図、正面図、背面図、第２Ａ図、第２Ｂ図
、第２Ｃ図は夫々、実施例の測定装置に用いられるカテ
ーテルの全体斜視図、要部断面図、開口断面図、 第３図は実施例の測定装置の操作手順を説明した手順図
、 第４図、第５図は実施例装置により熱希釈法に基づいて
心拍出量を測定したときの、結果出力の例を示す図、 第６図〜第８図は、連続測定の結果を出力したときの出
力例を示す図、 第９図は測定装置の主要部分の回路図、第１０Ａ図、第
１０Ｂ図は測定装置内でのＲＡＭ９Ｎの様子を説明する
図、 第１１図、第１３Ａ図、第１３Ｂ図、第１４図、第１５
図は夫々、実施例に係る制御手順を示すフローチャート
、 第１２図は補正定数Ａを格納するテーブルを示す図、 第１６図、３４１７図は従来の熱希釈法による心拍出量
測定の原理を説明する図である。 図中、 １．２．１２ａ・・・サーミスタ、４・・・カテーテル
、６，８．１０．１３．１４・・・チューブ、７゜９．
１１，１５．１６・・・コネクタ、１２・・・注入液温
度プローブ、５０・・・プロッタ、５２，５３，５４．
５５，５６，５７．５８・・・スイッチ、５９゜６０．
６１，６２．７５・・・設定入力スイッチ、６４．６５
，６６．６７．７０．７２−・・スイッチ／インディケ
ータ、６８・・・４桁ＬＥＤ表示器、６９・・・３桁Ｌ
ＥＤ表示器、７１・・・ＬＥＤバーグラフ、７３・・・
カテーテル接続コネクタ、７４・・・温度プローブ接続
コネクタ、１００・・・測定装置、１０１゜１１２・・
・定電圧回路、１１１・・・定電流回路、１０２・・・
注入液温度検知回路、１０３・・・アナログスイッチ、
１０４・・−Ａ／Ｄ変換器、１０５，１３３・・・ＣＰ
Ｕ、１０８，１３１・・−ＲＯＭ、１０７，１３２・・
−ＲＡＭである。

Claims (5)

【特許請求の範囲】
1. （１）注入手段を介して血管中に注入された指示液体に
   より希釈された血液に関連したデータを出力する血液デ
   ータ検知手段と、 各時刻における上記血液データと、所定の基準血液デー
   タとの差分値を積分する積分手段と、前記注入手段に関
   連した複数の補正定数値を個々に独立して設定入力しう
   る入力手段と、 前記積分値と前記複数の補正定数値とに基づいて心拍出
   量を演算する心拍出量演算手段とからなる心拍出量の測
   定装置。
2. （２）前記血液データ検知手段は温度センサを含み、該
   血液データは血液温度に関連したデータである事を特徴
   とする特許請求の範囲第１項に記載の心拍出量の測定装
   置。
3. （３）前記注入手段はカテーテルであり、前記複数の補
   正定数は、前記指示液体の注入量及び、又は前記カテー
   テルの内径である事を特徴とする特許請求の範囲第１項
   に記載の心拍出量の測定装置。
4. （４）前記指示液体は所定の色素を含み、前記血液デー
   タ検知手段は、血液中の色素濃度を照度として検知する
   センサを有し、前記血液データは照度データである事を
   特徴とする特許請求の範囲第１項に記載の心拍出量の測
   定装置。
5. （５）前記指示液体は所定の電解質を含み、前記血液デ
   ータ検知手段は、血液中の電解質濃度を抵抗値として検
   知する抵抗値センサを有し、前記血液データは抵抗値で
   ある事を特徴とする特許請求の範囲第１項に記載の心拍
   出量の測定装置。