DE3853826T2

DE3853826T2 - Messgerät zur messung des herzflusses.

Info

Publication number: DE3853826T2
Application number: DE3853826T
Authority: DE
Inventors: Makoto Terumo Kabushiki Ikeda; Shigekazu Terumo Kabushi Sekii; Kouji Terumo Kabushik Tsuchida
Original assignee: Terumo Corp
Current assignee: Terumo Corp
Priority date: 1987-03-05
Filing date: 1988-03-04
Publication date: 1995-10-12
Anticipated expiration: 2008-03-05
Also published as: EP0596539B1; EP0596539A2; EP0599314B1; EP0374248B1; DE3856499T2; EP0599314A2; EP0374248A1; US5046505A; DE3856499D1; EP0599314A3; DE3856390T2; DE3856390D1; DE3853826D1; WO1988006426A1; EP0374248A4; EP0596539A3

Description

TECHNISCHER BEREICH

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Gerät zur Messung des Herzflusses bzw. der Herzleistung für den Gebrauch bei einer Überprüfung der Herzfunktion oder ähnlichem.

HINTERGRUNDINFORMATION

Üblicherweise wird bei der Messung der Herzleistung durch Katheterisierung des rechten Herzens, die bei einer Herzfunktionsüberprüfung durchgeführt wird, das Indikatorverdünnungsverfahren verwendet. Dieses Indikatorverdünnungsverfahren wird in drei Kategorien eingeteilt: das thermische Verdünnungsverfahren, bei dem die Herzleistung mit Hilfe der thermischen Diffusion erhalten wird, das Farbstoffverdünnungsverfahren, bei dem die Herzleistung mit Hilfe der Änderungen der Beleuchtungsstärke, die durch die Diffusion eines Farbstoffs verursacht werden, erhalten wird, und das Elektrolytverdünnungsverfahren, bei dem die Herzleistung mit Hilfe der Änderungen des Widerstands, die durch Diffusion eines Elektrolyten verursacht werden, erhalten wird. Das thermische Verdünnungsverfahren wird nachfolgend im Detail beschrieben.
Bei der Katheterisierung des rechten Herzens wird ein Katheter 25 über die Vena Cervicalis, die Vena Femoralis, die Vena Basilica oder eine ähnliche in den Körper eingeführt. Das Vorderende des Katheters dringt durch die Vena Cava Superior oder die Vena Cava Inferior, den rechten Vorhof und dann das rechte Ventrikel und erreicht schließlich die Arteria Pulmonalis, wie in Fig. 16 gezeigt. Der Katheter 25 hat eine Injektionsöffnung 26 und einen Thermistor 27, die entsprechend im rechten Vorhof und in der Arteria Pulmonalis positioniert sind, wenn sich das Vorderende des Katheters 25 innerhalb der Arteria Pulmonalis befindet. Wenn eine Flüssigkeit mit einer Temperatur, die höher oder niedriger ist als die des Bluts, durch die Injektionsöffnung 26 in den rechten Vorhof ausgestoßen wird, wird sie im rechten Vorhof und im rechten Ventrikel verteilt und durch das Blut verdünnt. Die Temperatur der verdünnten Flüssigkeit wird durch den Thermistor 27 detektiert, der sich innerhalb der Arteria Pulmonalis befindet, um eine Kurve der detektierten Temperatur bei der Verdünnung zu erhalten (die ein Graph der Temperaturänderungen mit der Zeit ist), und die Herzleistung wird aus der Fläche bzw. dem Bereich oder ähnlichem dieser Verdünnungskurve durch das Stewart-Hamilton-Verfahren mit Hilfe der folgenden Gleichung (1) berechnet.
CO = Si Ci (Tb - Ti) Vi/Sb Cb &sub0; ΔTb dt ...(1)
wobei CO die Herzleistung, Si das spezifische Gewicht des Injektats bzw. Injektionsmittels, Ci die spezifische Wärme des Injektionsmittels, Vi das Volumen des Injektionsmittels, Ti die Temperatur des Injektionsmittels, Tb die Temperatur des Bluts, Sb das spezifische Gewicht des Bluts, Cb die spezifische Wärme des Bluts und &sub0; ΔTb dt die Fläche unter der thermischen Verdünnungskurve sind. Die Berechnung der Herzleistung durch das Stewart-Hamilton-Verfahren ist als relativ genau bekannt. Meßgeräte für die Herzleistung, die eine Messung auf der Basis dieses Verfahrens durchführen, sind bereits verfügbar.
Jedoch erfordert ein solches konventionelles Meßgerät für die Herzleistung einen relativ hohen Kenntnisgrad und eine mühsame Bedienung. Daher besteht der Bedarf nach einem Gerät, das einfach und leicht zu benutzen ist, und das eine genaue Messung sicherstellt. Die Erfinder dieser Anmeldung studierten die Messung der Herzleistung durch das Verdünnungsverfahren, insbesondere die Messung der Herzleistung durch das thermische Verdünnungsverfahren, und fanden die folgenden fünf Probleme bei konventionellen Meßgeräten.
(i): Wie aus obiger Gleichung ersichtlich ist, beeinflußt beim thermischen Verdünnungsverfahren das Volumen des Injektionsmittels und dessen Temperatur die Genauigkeit der Berechnung stark. Normalerweise wird, nachdem die Temperatur Ti der Flüssigkeit mit einem Thermistor oder ähnlichem genau gemessen worden ist, der Katheter vorbereitet, und der Indikator wird dann in das Blutgefäß injiziert. Jedoch kann der Indikator durch die Körpertemperatur gekühlt oder erwärmt werden, bevor er in das Blutgefäß eindringt, was Meßfehler verursacht. Genauer, wenn der Indikator mit einer auf den korrekten Wert eingestellten Temperatur injiziert wird, wird die Temperatur der Flüssigkeit durch die Körpertemperatur von ihrem Anfangswert zu Beginn der Injektion erhöht oder erniedrigt, wobei die Flüssigkeit, die im wesentlichen ihre Originaltemperatur hat, eine gewisse Zeitdauer, nachdem die Injektion begonnen hat, injiziert wird. Dies kann die Ursache für Meßfehler sein, weil die gesamte Wärmekapazität des Injektionsmittels im Blutgefäß ein unbekannter Wert ist. Die Wärmekapazität wird hauptsächlich durch die Kapazität des Katheters, das Volumen Vi der zu injizierenden Flüssigkeit und der Temperatur Ti des Injektionsmittels bestimmt. Die Kapazität des Katheters ist ein Faktor, der beim Stewart-Hamilton-Verfahren ignoriert wird. Allgemein wird die Kapazität des Katheters entsprechend dem Außendurchmesser (French size/Französisches Maß) des Katheters bestimmt. Üblicherweise wird die Wärmekapazität anhand des Volumens des Injektionsmittels, der Kathetergröße usw. geschätzt, und eine Korrekturkonstante wird durch den Vergleich der experimentell erhaltenen Herzleistungen mit diesen geschätzten Werten erhalten. Eine genauere Herzleistung, die nicht von der Restflüssigkeit beeinflußt wird, wird mit Hilfe dieser Korrekturkonstante erhalten.
Die vorhin genannte Korrekturkonstante, die üblicherweise anhand des im Katheter verbleibenden Flüssigkeitsvolumens erhalten wird, ist jedoch ein numerischer Wert, der für den Bediener bedeutungslos ist, und dies ist für die fehlerhafte Berechnung oder die fehlerhafte Eingabe in das Meßgerät verantwortlich.
(ii): In der oben beschriebenen Messung der Herzleistung auf der Basis des thermischen Verdünnungsverfahrens, das durch Gleichung (1) ausgedrückt ist, ist es wesentlich, die Temperatur Ti des zu injizierenden Indikators genau zu messen, weil die Temperatur Ti nicht nur in dem Term (Tb - Ti) der oben beschriebenen Gleichung auftritt, sondern auch eine Beziehung zur Wärmekapazität der Restflüssigkeit hat, die, wie in (i) beschrieben, die Ursache für Meßfehler sein kann.
Im allgemeinen wird der Indikator in eine eisgekühlte oder erwärmte Lösung eingetaucht, deren Temperatur konstant gehalten wird. Die Temperatur der eisgekühlten oder erwärmten Lösung, in die der Indikator eingetaucht wird, kann deshalb als die Temperatur Ti des Indikators für den Fall, daß ein ausgebildeter Bediener ihnhandhabt, oder für den Fall, daß der gewünschte Wert der Herzleistung nicht absolut präzise ist bzw. sein muß, angesehen werden. Jedoch wird üblicherweise die Messung der Injektionsmitteltemperatur bei jeder Messung durchgeführt. Dies macht die Messung der Herzleistung ineffizient.
Mit anderen Worten wird bei dem Herzleistungsmeßgerät, das nach dem Verdünnungsverfahren arbeitet, vorausgesetzt, daß die manuell voreingestellten Daten benutzt werden, wenn feststeht, daß der Bediener keine Datenmessung durchführen wird, oder wenn das Gerät eine Anweisung erkennt, keine Daten zu messen.
(iii): Wie aus dem Graph in Fig. 17 ersichtlich ist, muß die Aufnahme der Blutdaten, die für die Berechnung der Fläche (Integration) der Verdünnungskurve benötigt werden, innerhalb einer gewissen Zeitdauer nach der Injektion des Indikators gestartet werden. Der Berechnungsstart der Integration nach einer langen Zeit, nachdem die Bluttemperatur gefallen ist, kann Berechnungsfehler verursachen. Jedoch kann gewöhnlich die Indikatorinjektionsseite abseits von der Installationsseite des Meßgeräts sein. In diesem Fall gibt einer der beiden Bediener, der mit der Injektion der Flüssigkeit beschäftigt ist, eine Anweisung an den anderen, nachdem die Flüssigkeit injiziert worden ist, und der andere Bediener startet die Messung, d.h. startet die Integration. Folglich hat es immer die Möglichkeit von Meßfehlern gegeben. In einem Fall, wo sich ein einziger Bediener um beide Tätigkeiten kümmert, muß er oder sie diese schnell in einer kurzen Zeitspanne erledigen.
Nicht nur das thermische Verdünnungsverfahren, sondern auch die anderen Indikatorverdünnungsverfahren schließen diese Meßfehler und die mühsame Bedienung ein.
(iv): Beim oben beschriebenen Herzleistungsmeßverfahren, das nach dem thermischen Verdünnungsverfahren oder den anderen Indikatorverdünnungsverfahren arbeitet, wird die Messung der Herzleistung intermittierend jedesmal, wenn das Injektionsgerät (Injektionsmittel) injiziert wird, durchgeführt. Es ist deshalb unmöglich, die Herzleistung kontinuierlich zu messen. Wenn die Messung häufig durchgeführt wird, erhöht sich das Gesamtvolumen des Injektionsmittels, wobei die Belastung des Prüflings bzw Patienten erhöht wird und das Risiko, daß der Prüfling während der Flüssigkeitsinjektion infiziert wird, steigt.
Um die Nachteile zu beseitigen, die bei der konventionellen Herzleistungsmessung kennengelernt wurden, welche auf dem Indikatorverdünnungsverfahren, besonders auf dem thermischen Verdünnungsverfahren basiert und welche nur zur intermittierenden Messung in der Lage ist, haben die hierin genannten Erfinder in der Japanischen Anmeldung Nr. 59-244586 (in der Spezifikation der Japanischen Offenlegungsschrift Nr. 61-125329 und EP-A- 0 182 363) ein verbessertes Herzleistungsmeßgerät vorgeschlagen, das zur kontinuierlichen Messung der Herzleistung in der Lage ist. Dieses kontinuierliche Meßgerät umfaßt die Merkmale, daß die Herzleistungsmessung über eine lange Zeitdauer eingeschlossen und die Herz leistung kontinuierlich aufgenommen wird.
(v): Der Gegenstand der Japanischen Anmeldung Nr. 59-244586 ist, die Beziehung zwischen der Herzleistung und der Blutflußgeschwindigkeit zu erhalten, die tatsächlich bei der auf dem thermischen Verdünnungsverfahren basierenden Messung erhalten werden, und die Herz leistung danach über die so erhaltene Beziehung und die tatsächlich gemessene Blutflußgeschwindigkeit zu steuern. Da die Herzleistung und die Blutflußgeschwindigkeit in einer gewissen Beziehung stehen, können relative Änderungen der Herzleistung mit Hilfe jener Beziehung erhalten werden, wenn die erhaltene Blutflußgeschwindigkeit nicht absolut ist.

Offenbarung der Erfindung

Angesichts der zuvor genannten Probleme beim Stand der Technik ist es eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Herzleistungsmeßgerät zur Verfügung zu stellen, das in der Lage ist, kontinuierlich zu messen und eine Herzleistung über eine lange Zeitdauer aufzunehmen, und das es ermöglicht, daß ein Korrekturterm, der sich auf ein in einem Katheter zurückbleibenden Indikatorvolumen bezieht, welches der Grund für Meßfehler sein kann, als ein für den Bediener realistischer Wert numerisch eingegeben wird, so daß eine leichte und einfache Bedienung des Geräts sichergestellt ist.
Um diese Aufgabe zu lösen, stellt die vorliegende Erfindung ein Gerät, wie in Anspruch 1 beschrieben, zur Verfügung
Bei diesem Gerät sind, da die physikalischen Größen der Wärmekapazität, wie etwa die Dimension eine Katheters und die Temperatur des Indikators, die das Volumen des im Katheter verbleibenden Indikators beeinflußt, unabhängig voneinander eingegeben werden können, sie für den Bediener realistisch, und dies ermöglicht, daß die Eingabefehler, welche üblicherweise auftreten würden, beseitigt werden.
In einer Ausführungsform des Geräts schließt die Blutdatendetektionseinrichtung einen Temperatursensor ein und die Blutdaten repräsentieren Daten der Bluttemperatur.
Bei einer anderen Ausbildungsform des Geräts schließt die Injektionseinrichtung einen Katheter ein, und die Daten der Wärmekapazität repräsentieren das Volumen des injizierten Indikators, den Außendurchmesser des Katheters oder die Temperatur des Indikators. Diese Datentypen sind die wichtigen Faktoren, die die Meßgenauigkeit beeinflussen. Folglich kann der Herzleistungsvorgang einfach gemacht werden, und die Meßgenauigkeit kann durch Beseitigung der Dateneingabefehler verbessert werden.
In einer Ausbildungsform der Erfindung ist das Verdünnungsverfahren ein thermisches Verdünnungsverfahren. Die Blutdatendetektionseinrichtung schließt einen Katheter mit einer Öffnung, durch die der Indikator in das Blut injiziert wird, einen ersten Thermistor zur Temperaturmessung des durch den Indikator verdünnten Blutes an der stromabwärts gelegenen Seite des Blutgefäßes, eine Integrationseinrichtung zur Integration der Bluttemperaturdaten, die durch den Thermistor detektiert werden, und einen zweiten, selbstheizenden Thermistortyp, der in der Umgebung des ersten Thermistors des Katheters angebracht ist, ein. Als Konsequenz können sowohl die Daten (Bluttemperatur), die für die Anfangsmessung der Herzleistung notwendig sind, als auch die Daten (Temperatur im Wärmegleichgewicht), die für die kontinuierliche Messung einer Herzleistung benötigt werden, mit Hilfe eines Katheters erhalten werden, und die Größe des gesamten Geräts kann dadurch reduziert werden.
Bei einer anderen Ausführungsform der Erfindung schließt das Herzleistungsmeßgerät einen ersten Mikroprozessor zur Sammlung von Daten, einen zweiten Mikroprozessor zur Verarbeitung der Daten und eine Übertragungseinrichtung zum Austausch der Daten zwischen den beiden Mikroprozessoren ein. Der erste Mikroprozessor sammelt die Bluttemperaturdaten, die vom ersten Thermistor detektiert werden, und die Temperaturdaten im Wärmegleichgewicht, die vom zweiten Thermistor detektiert werden, und sendet sie mit Hilfe der Übertragungseinrichtung an den zweiten Mikroprozessor. Der zweite Mikroprozessor verarbeitet die gesammelten Daten und liefert dadurch die anfängliche Herzleistung und die -funktion. Folglich werden die Datenerfassung und die Datenverarbeitung durch die entsprechenden Mikroprozessoren parallel durchgeführt, und dies ermöglicht es, daß Herzleistungsdaten dem Bediener mit hoher Geschwindigkeit angeboten werden.
Bei einer anderen Ausführungsform der Erfindung schließt die Herzleistungserstellungseinrichtung eine Einrichtung zur Komprimierung der Herzleistungen, die innerhalb einer vorbestimmten Zeitdauer erstellt werden, und einen Speicher zur Speicherung der komprimierten Herzleistungen bzw. Herzleistungsdaten ein. Die Aufzeichnungseinrichtung ist in der Lage, die komprimierten Herzleistungen aufzuzeichnen. Folglich kann kontinuierliche Messung und Datenaufzeichnung während einer langen Zeitdauer durchgeführt werden.
Um ein Herzleistungsmeßgerät zur Verfügung zu stellen, das ermöglicht, daß manuell voreingestellte Daten anstelle von Daten, die durch Messung erhalten werden, verwendet werden, wenn feststeht, daß der Bediener die Messung dieser Daten nicht durchführen wird, obwohl er oder sie diese für wichtig hält, um somit den Betrieb des Geräts einfach und leicht zu machen, enthält die Herzleistungsmeßeinrichtung eine Dateneinstelleinrichtung zur manuellen Einstellung von Daten eines Indikators, der noch nicht in das Blutgefäß injiziert ist, eine Indikatormeßeinrichtung zur Messung der Daten des Indikators, der noch nicht in das Blutgefäß injiziert ist, wobei die Blutdatendetektionseinrichtung Daten von Blut detektiert, das durch den in das Blutgefäß injizierten Indikator verdünnt ist, und die Integrationseinrichtung, die die zu jedem Zeitpunkt erhaltenen Blutdaten integriert, und eine Auswahleinrichtung zur Auswahl entweder der Daten, die durch die Dateneinstelleinrichtung eingestellt sind, oder der Daten, die durch die Indikatormeßeinrichtung erhalten werden, wobei die Herzleistungserstellungseinrichtung eine Herz leistung aus dem Integralwert, der durch die Integrationseinrichtung erhalten wird, und dem ausgewählten Wert der Auswahleinrichtung erstellt.
Beim vorliegenden Gerät können, wenn durch die Auswahleinrichtung festgestellt ist, daß der Bediener es für unnötig hält, eine Messung von Daten durchzuführen, die für die Berechnung notwendig sind, die mit Hilfe der Dateneinstelleinrichtung manuell voreingestellten Daten anstelle jener Daten verwendet werden, wodurch der Betrieb des Geräts einfach gemacht wird.
In einer Ausführungsform des Geräts schließt die Indikatormeßeinrichtung eine Meßsonde ein, die mit dem Herzleistungsmeßgerät verbunden ist, und das Herzleistungsmeßgerät schließt weiterhin eine Nicht-Anschlußdetektionseinrichtung zum Erkennen der nicht angeschlossenen bzw. des Nicht-Anschlußzustandes der Meßsonde an dem Herzleistungsmeßgerät ein. Nur wenn die Nicht-Anschlußdetektions einrichtung einen Nicht-Anschluß erkennt, wählt die Auswahleinrichtung die Daten, die von der Eingabeeinrichtung eingegeben werden, als die Indikatordaten. Auf diese Weise bestimmt das Meßgerät, daß der Bediener es für unnötig hält, eine Messung von Daten durchzuführen, die für die Berechnung notwendig sind.
In einer anderen Ausführungsform des Geräts stellen die Indikatordaten die Temperatur des Indikators dar.
In einer anderen Ausführungsform des Geräts schließt die Dateneinstelleinrichtung numerische Eingabetasten ein.

KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN

Fig. 1A, 1B und 1C sind Drauf-, Front- bzw. Rückansicht einer Ausführungsform eines Meßgeräts gemäß der vorliegenden Erfindung;
Fig. 2A ist eine perspektivische Ansicht der Gesamtheit eines Katheters, der im Meßgerät von Fig. 1 verwendet wird;
Fig. 2B ist eine Querschnittsansicht der wesentlichen Teile des Katheters von Fig. 2A;
Fig. 2C ist eine Querschnittsansicht des Katheters von Fig. 2A, die eine Öffnung davon zeigt;
Fig. 3A und 3B sind Flußdiagramme der Betriebsprozedur des Meßgeräts von Fig. 1;
Fig. 4 und 5 zeigen Beispiele der Ausgabe von Resultaten der Herzleistungsmessung durch das Gerät von Fig. 1 auf der Basis des thermischen Verdünnungsverfahrens;
Fig. 6, 7 und 8 zeigen Beispiele der Ausgabe von Resultaten einer kontinuierlichen Messung;
Fig. 9A und 9B sind Schaltungsdiagramme der größeren Teile des Meßgeräts von Fig. 1;
Fig. 10A bzw. 10B zeigen die Verwaltung eines RAM, der im Meßgerät von Fig. 1 enthalten ist;
Fig. 11, 13A, 13B, 14A, 14B bzw. 15 sind Fluß diagramme der Steuerprozedur des Meßgeräts von Fig. 1;
Fig. 12 zeigt eine Tabelle zur Speicherung einer Korrekturkonstanten A;
Fig. 16 und 17 stellen das Prinzip der konventionellen Messung der Herzleistung durch das thermische Verdünnungsverfahren dar;
Fig. 18 ist ein Graph, der die Wirkungsweise des automatischen Startens der Herzleistungsmessung erläutert; und
Fig. 19 ist ein Graph, der die Ergebnisse des mit Hilfe des Meßgeräts von Fig. 1 durchgeführten Experiments zeigt.

BESTE ART DIE ERFINDUNG DURCHZUFÜHREN

Eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird unten mit Bezug auf die begleitenden Zeichnungen beschrieben.

< Äußerer Anblick des Geräts >

Die Fig. 1A, 1B und 1C sind Drauf-, Front- bzw. Rückansicht eines Geräts zur kontinuierlichen Messung/Aufzeichnung einer Herzleistung, auf das sich die vorliegende Erfindung bezieht. Fig. 2A zeigt die Außenansicht eines Katheters, der an das Meßgerät von Fig. 1 angeschlossen ist, Fig. 2B ist ein Querschnitt des vorderen Endteils des Katheters, der in dessen Längsrichtung aufgenommen ist, und Fig. 2C ist ein Querschnitt des Katheters, der die im Katheter gebildeten Öffnungen zeigt.
Das Meßgerät arbeitet auf der Basis der folgenden Prinzipien. Zunächst wird eine anfängliche Herzleistung C0o durch das Indikatorverdünnungsverfahren gemessen, wie etwa das thermische Verdünnungsverfahren, das Elektrolytenverdünnungsverfahren oder das Farbstoffverdünnungsverfahren und dann wird die Blutflußgeschwindigkeit Vo zu dem Zeitpunkt gemessen, wenn die Herzleistung gemessen wird. Danach wird ein Parameter S, der die Beziehung zwischen der Blutflußgeschwindigkeit Vo und der anfänglichen Herzleistung C0o (wobei C0o = Vo S) repräsentiert, erhalten. Nachdem der Parameter S erhalten worden ist, wird die Herzleistung C0x (= Vx S) zu einem beliebigen Zeitpunkt aus der Blutflußgeschwindigkeit Vx, die tatsächlich zu diesem beliebigen Zeitpunkt gemessen ist, und dem Parameter S erhalten. Irgendein Typ des Indikatorverdünnungsverfahrens kann verwendet werden, um die anfängliche Herzleistung zu erhalten. Jedoch verwendet die Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, die unten beschrieben wird, das thermische Verdünnungsverfahren.
Die Außenansicht eines Meßgeräts 100, gezeigt in den Fig. 1A bis 1C, wird beschrieben. In Fig. 1A bezeichnet eine Bezugszahl 50 eine Aufzeichnungsvorrichtung, wie etwa einen Plotter bzw. Schreiber, der die Ergebnisse der Messung ausgibt. Die Bezugszahlen 52 und 53 bezeichnen Schalter, die benutzt werden, um die Form zu bestimmen, mit der die anfänglichen Herzleistung C0o, gemessen durch das thermische Verdünnungsverfahren, an den Plotter 50 ausgegeben wird. Durch Drücken des Schalters 52, der mit "thermischer Verdünnungswert" markiert ist, wird die Herzleistung C0 numerisch ausgegeben (wie in Fig. 5 gezeigt). Der Schalter 53, der mit "thermische Verdünnungskurve" markiert ist, wird benutzt, um die graphische Ausgabe der Änderungen der Bluttemperatur Tb mit einer Kurve festzulegen (Fig. 4). Während die Schalter 52 und 53 nur benutzt werden, wenn die anfängliche Herzleistung C0o gemessen wird ("Einzelmessung"), wie oben festgestellt, werden die folgenden Schalter hauptsächlich benutzt, wenn. die Herzleistung kontinuierlich gemessen wird ("kontinuierliche Messung").
Die Schalter 57 und 58 werden benutzt, um die Papierfördergeschwindigkeit (die 20 mm/Stunde und 10 mm/min sein können) des Plotters 50 festzulegen. Ein Schalter 54, der mit "Aufzeichnen" markiert ist, wird gedrückt, um die Änderungen der Herzleistung C0x oder ähnliches über 12 Stunden auf dem Plotter 50 aus zugeben (wie in Fig. 8 gezeigt). Ein Schalter 55, der mit "Reproduktion" markiert ist, wird benutzt, um die Daten, die in einem Speicher über 30 Minuten gespeichert sind, wie etwa die kontinuierlich erhaltene Herzleistung C0x oder ähnliche, auf dem Plotter 50 auszugeben (wie in den Fig. 6 und 7 gezeigt). Ein Schalter 80, der mit "Speicher" markiert ist, ist ein Speicherschalter. Durch Drücken dieses Schalters 80 wird ein Blatt des Aufzeichnungspapiers um 6 cm transportiert. Ein Schalter 56, der mit "kontinuierliche Aufzeichnung" markiert ist, wird benutzt, um die Änderungen von C0i, Tb, Vx oder ähnlichem in Real zeit auf dem Aufzeichnungspapier auszugeben (wie in den Fig. 6 und 7 gezeigt). Im oben beschriebenen Reproduktionsmodus, bei dem die im Speicher über 30 Minuten gespeicherten Daten aufgezeichnet werden, mißt das Meßgerät 100 auch Daten, wie etwa die Herzleistung oder ähnliches in Realzeit und speichert die erhaltenen Daten im Speicher. Folglich kommen die aufgezeichneten Daten auf dem Aufzeichnungspapier schrittweise denen, die momentan gespeichert werden, näher und stimmen schließlich mit ihnen überein. In diesem Fall wird der "Reproduktion"-Modus nicht gestoppt, aber der Betriebsmodus schaltet automatisch in die oben beschriebene "kontinuierliche Aufzeichnung". Die Schalter 59, 60 (Fig. 1A), 61 bzw. 62 (Fig. 1B) werden benutzt, um den Durchmesser eines Katheters (Einheit: Fr), das Volumen des Injektionsmittels (Einheit: ml), die Körperoberfläche eines Prüflings bzw. Patienten (Einheit: m²) und den anfänglichen CAL- Wert (Einheit: L/min) am Gerät 100 manuell einzustellen. Der anfängliche CAL-Wert wird später im Detail beschrieben. Wenn eine Zahl, die in jedemD der Schalter 59 und 62 eingestellt werden muß, größer ist als jene, die angezeigt wird, muß A gedrückt werden. Andererseits wird eine kleinere Zahl durch das Drücken von V eingestellt.
Ein Schalter 64, der mit "KONTINUIERLICH" bezeichnet ist, wird benutzt, um den Betriebsmodus des Geräts 100 in den kontinuierlichen Modus zu schalten. Der Schalter 64 leuchtet auf, wenn der Betriebsmodus in den kontinuierlichen Modus geschaltet ist. Ein Schalter 65, der mit "EINZEL" bezeichnet ist, ist ein Schalter/Anzeiger für den Einzelmodus, der gedrückt wird, wenn der Betriebsmodus vom kontinuierlichen Modus in den Einzelmodus geschaltet werden muß, um den Parameter S zurückzusetzen. Der Schalter 65 leuchtet auf, wenn der Betriebsmodus in den Einzelmodus geschaltet ist. Eine Anzeige 68 ist eine vierstellige LED, die die Herzleistung digital darstellt. Die Schalter 66 und 67, die mit "BLUT" bzw. "INJEKTIONSMITTEL" bezeichnet sind, werden benutzt, um den Temperaturtyp, die Bluttemperatur Tb oder die Injektionsmitteltemperatur Ti, die durch eine dreistellige LED 69 dargestellt wird, festzulegen.
Ein Schalter/Anzeiger 70, der mit "EINTRAG" bezeichnet ist, zeigt an, daß das Meßgerät 100 die Messung der anfänglichen Herzleistung C0o durch das thermische Verdünnungsverfahren beendet hat, und daß es bereit ist, die erhaltene anfängliche Herzleistung C0o zu registrieren (einzutragen). Die anfängliche Herzleistung C0o wird durch Drücken des Schalters 70, während er aufleuchtet, registriert. Die Registration von C0o wird zu dem Zweck durchgeführt, daß der Parameter S erhalten wird. Eine Vielzahl von anfänglichen Herzleistungen C0o können registriert werden, um die Genauigkeit zu erhöhen, mit der die anfängliche Herzleistung C0b erhalten wird. Genauer, die Messung der anfänglichen Herzleistung C0o durch das thermische Verdünnungsverfahren wird mehrfach durchgeführt, und der Bediener wählt die verläßlichen Daten unter den erhaltenen Daten aus und registriert sie. Der anfängliche Wert C0o ist ein Mittelwert der registrierten Daten.
Das Aufleuchten eines mit "START" gekennzeichneten Schalters/Anzeigers 72 deutet an, daß die Vorbereitung der Messung der anfänglichen Herzleistung C0o durch das thermische Verdünnungsverfahren beendet ist. Die Integration auf der Basis der Stewart-Hamilton-Gleichung beginnt, wenn der Schalter 72 gedrückt wird, während er aufleuchtet.
Die Anzeige 71, die die Form eines Balkendiagramms hat, zeigt die Bluttemperatur Tb in Realzeit an. Die Anschlüsse 73 und 74 sind mit einem Stecker 15 des Katheters (Fig. 2A) mit dem darin eingebauten Bluttemperatursensor bzw. mit einem Stecker 16 einer Temperatursonde 12 (Fig. 2A) zur Messung der Indikatortemperatur verbunden. Die Bezugszahlen 63 bzw. 78 bezeichnen einen Leistungs- bzw. Netzschalter und eine Anzeigelampe, die die Benutzung einer Batterie anzeigt, die in das Gerät eingebaut ist.
Ein in Fig. 1C gezeigter Schalter 75 wird benutzt, um die Indikatortemperatur manuell einzustellen. Die Bezugszahl 76 bezeichnet einen Anschluß einer RS232C- Schnittstelle, über die das Gerät Kommunikation mit anderen Meßgeräten durchführt, die Bezugszahlen 78 bezeichnen Klemmen zur Ausgabe von Analogsignalen, die die Bluttemperatur Tb, die Blutflußgeschwindigkeit Vx und die Herzleistung C0x darstellen, an andere Meßgeräte, und eine Bezugszahl 77 bezeichnet einen Anschluß zum Anschließen eines Netzkabels.

< Funktion des Meßgeräts 100 >

Das Meßgerät 100, gezeigt in den Fig. 1A bis 1C und 2A bis 2C, ist dadurch gekennzeichnet, daß:
(1): Um den Effekt des im Katheter verbleibenden Indikators zu beseitigen, wird vorab eine Korrekturtabelle vorbereitet. Wenn der Indikator injiziert wird, so daß die Messung des anfänglichen Werts C0o durch das thermische Verdünnungsverfahren ermöglicht wird, greift der Bediener auf die Korrekturtabelle zu und benutzt die vorbereitenden (vorbereiteten) Daten, die den Außendurchmesser des Katheters (Einheit: Fr) und das Volumen des Injektionsmittels (Einheit: ml) repräsentieren, die mit Hilfe der Schalter 59 bzw. 60 anstelle der Eingabe der Werte in die Tabelle, die vorab auf der Basis der Ergebnisse der Experimente bestimmt werden, eingegeben werden. Der Effekt des im Katheter verbleibenden Indikators hängt auch von der Temperatur Ti des Indikators ab. In dieser Ausführungsform wird die Temperatur Ti entweder durch tatsächliche Messung mit Hilfe eines Thermistors 12a der Temperaturmeßsonde 12 (Fig. 2A) auf die später beschriebene Art oder durch ihre Eingabe mit Hilfe des manuellen Schalters 69 (Fig. 1B) erstellt.
(2) : Änderungen der Bluttemperatur Tb, die nach dem Injizieren des Indikators in das Blut auftreten, werden automatisch erkannt. Genauer, das Erkennen des Startpunkts der Integration (der Punkt, bei dem sich die Bluttemperatur Tb ändert), das nötig ist, um die Integration auf der Basis der Stewart/Hamilton-Gleichung (1) genau durchzuführen, kann durchgeführt werden, ohne daß ein Bediener benötigt wird.
(3): Die Injektionsmitteltemperatur wird mit Hilfe der Temperatursonde 12 gemessen. Wenn die Sonde 12 nicht mit dem Anschluß 16 des Meßgeräts 100 verbunden ist, wird dieser Nicht-Anschluß erkannt, und der vorab durch den Schalter 75 (Fig. 1C), der an der Rückseite des Geräts angebracht ist, eingestellte Wert wird deshalb als Injektionsmitteltemperatur Ti benutzt.
(4): Ist die anfängliche Herzleistung C0o durch das thermische Verdünnungsverfahren einmal gemessen und der Parameter S aus der anfänglichen Herzleistung erhalten, werden die Herzleistung C0i, die Bluttemperatur Tb, die Blutflußgeschwindigkeit Vx und so weiter kontinuierlich im Speicher gespeichert. Die im Speicher gespeicherten Daten werden, wenn nötig, in irgendeiner der folgenden Formen auf das Aufzeichnungspapier ausgegeben:
(i) Die C0x oder dergleichen, die gemessen wird, wird auf das Aufzeichnungspapier im Plotter 50 im wesentlichen in Real zeit ausgegeben (wie in den Fig. 6 und 7 gezeigt). Dies wird durch Drücken des "KONTINUIERLICHE AUFZEICHNUNG"-Schalters 56 erreicht.
(ii) Die im Speicher über 30 Minuten gespeicherten Daten, die C0x und so weiter repräsentieren, werden durch Drücken des "REPRODUKTION"-Schalters 55 reproduziert (wie in den Fig. 6 und 7 gezeigt). Wie oben dargelegt, wird der "REPRODUKTION"-Modus automatisch in den "KONTINUIERLICHE AUFZEICHNUNG"-Modus geschaltet.
(iii) Die Daten, die C0x und so weiter repräsentieren, welche über 12 Stunden erhalten worden sind, werden auf dem Plotter 50 in komprimierter Form reproduziert (wie in Fig. 8 gezeigt). Dies wird durch Drücken des "AUFZEICHNUNG"-Schalters 54 erreicht. Im Falle eines Patienten, der notwendigerweise ruhig an einem ruhigen Ort liegt, werden die erfaßten Daten in einem Speicher gespeichert, anstelle daß sie von dem Plotter 50 aufgezeichnet werden. Die gespeicherten Daten können später, wann immer notwendig, durch Drücken des Schalters 54 ausgegeben werden.
(5): Der Parameter S kann manuell mit Hilfe des Schalters 62 eingestellt werden, so daß C0x kontinuierlich vom auf diese Weise eingestellten Parameter S und von der Blutflußgeschwindigkeit Vx erhalten werden kann. Dies ist hilfreich, um relative Änderungen von C0x zu erhalten.
(6): Die Änderungen der Bluttemperatur Tb, die auftreten, wenn die anfängliche Herzleistung C0o durch das thermische Verdünnungsverfahren erhalten wird, kann visuell mit Hilfe der Balkendiagrammanzeige 71 bestätigt werden. Die Balkendiagrammanzeige ist in der Lage, zusätzlich zu den Änderungen der Temperatur mit der Zeit die Grundlinie (Referenztemperatur Tbo) und die Maximaltemperatur Tbmax der Bluttemperatur fest darzustellen.
(7): Die im Speicher gespeicherten Daten werden vom Netzausfall oder ähnlichem mit Hilfe der Batterie geschützt (bezeichnet durch eine Bezugszahl 148 in Fig. 9). Über einen Spannungsabfall in der Batterie 148 wird durch das Aufleuchten der LED 78 informiert.
(9): Analogsignale, die die Herzleistung und so weiter darstellen, können mit Hilfe einer Analogausgangsschaltung (bezeichnet durch die Bezugszahlen 142 und 151) von den Klemmen 78 an ein externes Meßgerät, ein anderes als das Meßgerät 100, ausgegeben werden.
(10): Digitale Signale, die C0x und so weiter darstellen, können mit Hilfe einer Schaltung (bezeichnet mit der Bezugszahl 144 in Fig. 9) von der RS232-Schnittstelle an ein externes Meßgerät ausgegeben werden.

< Aufbau des Katheters >

Fig. 2A zeigt einen Katheter, der einen Thermistor zur Messung der Bluttemperatur Tb gemäß dem thermischen Verdünnungsverfahren und einen Thermistor zur Messung der Blutflußgeschwindigkeit V enthält. In Fig. 2A ist ein Katheter 4 so aufgebaut, daß er vier Lumina bzw. Hohlräume hat. Der Katheter 4 hat eine Druckdetektionsöffnung 18, die an dessen Vorderende ausgebildet ist. Ein Ballon 17 mit einem flexibel elastischen Körper wird auf der Katheterröhre in einer Position, wenige Millimeter entfernt von dessen Vorderende, in einer Weise befestigt, daß er das gesamte Vorderende der Katheterröhre umhüllt. Der Katheter hat ein Loch 25, das in dem Teil der Katheterröhre ausgebildet ist, der durch den Ballon bedeckt ist. Luft (vorzugsweise Kohlendioxid) wird durch dieses Loch 25 in den Ballon 17 eingefüllt oder aus ihm herausgezogen, um so den Ballon 17 aufzublasen oder zu entleeren. Ein Thermistor 1 ist an der Katheterröhre in einer Position angebracht, die 10 bis 20 mm vom Vorderende entfernt ist, und ein Thermistor 2 befindet sich an einer Position, die gegenüber der Position des Thermistors 1 10 bis 15 mm näher am proximalen Ende bzw. Zentralteil des Katheters ist. Der Katheter 4 hat auch eine Injektionsöffnung 3 an einer Position, die von den Thermistoren 1 und 2 8,5 bis 38 cm und die vom vorderen Ende 12 bis 40 cm entfernt ist. Der Thermistor 1 wird benutzt, um die Temperatur im Wärmegleichgewicht zu messen, die benötigt wird, um die Blutflußgeschwindigkeit Vo (oder Vx) zu messen, und der Thermistor 2 wird verwendet, um die Temperatur Tb des verdünnten Blutes zu messen, die benötigt wird, um die anfängliche Herzleistung C0o durch das thermische Verdünnungsverfahren zu messen. Die Injektionsöffnung 3 ist eine Öffnung, durch die der Indikator in das Blut ausgelassen wird.
Der in Fig. 2A gezeigte Katheter 4 wird von der Vena Cervicalis, der Vena Femoralis oder der Vena Basilica eingeführt. Zu diesem Zeitpunkt dringt das Vorderende des Katheters 4 durch die Vena Cava Superior oder die Vena Cava Inferior, den rechten Vorhof und dann durch den rechten Ventrikel, um in der Arteria Pulmonalis zu verbleiben. Angesichts des Blutflußes vom Proximalende des Katheters zu dessen Vorderende befindet sich der Thermistor 2 an der Seite der Injektionsöffnung 3, die näher am Vorderende ist (die gegenüber der Injektionsöffnung 3 stromabwärts liegt). Andererseits, für den Fall eines Katheters von dem Typ, der von der peripheren Arterie eingeführt ist und in der Aorta eingesetzt wird, fließt das Blut bezüglich des Katheters in der entgegengesetzten Richtung und der Thermistor 2 befindet sich deshalb auf der Seite der Injektionsöffnung 3, die näher am Proximalende des Katheters ist.
Fig. 2B ist ein Querschnitt der wesentlichen Teile des Katheters 4. Wie in Fig. 2B gezeigt, steht die Druckdetektionsöffnung 18, das Ballonseitenloch 25 (das in Fig. 2A gezeigt ist), die Thermistören 1 und 2 und die Injektionsöffnung 3 entsprechend mit den vier Hohlräumen in Verbindung, die ein Arteria-Pulmonalis-Druck- Hohlraum 19, ein Ballon-Hohlraum 20, der als Durchgang für die Luft, mit der der Ballon 17 aufgeblasen oder entleert wird, dient, ein Thermistor-Hohlraum 21 zur Unterbringung der Thermistoren 1 und 2 und deren Leitungen und ein Injektionshohlraum 23, durch den der Verdünnungsindikator dringt, sind. Diese vier Hohlräume werden unabhängig voneinander versorgt, und sind weiterhin am rückwärtigen Endteil des Katheters entsprechend mit einer Arteria-Pulmonalis-Druckmeßröhre 8, einer Ballonröhre 6, einer Thermistorröhre 13 und einer Indikatorinjektionsröhre 10, wie in Fig. 2A gezeigt, verbunden. Die rückwärtigen Enden der Röhren 8, 6 und 10 sind entsprechend mit den Anschlüssen 7, 8 und 11 versehen. Die Thermistorröhre 13, durch die die Leitungen 22 und 24 der Thermistoren 1 und 2 passieren, ist mit dem Stecker verbunden, der seinerseits mit dem Anschluß 73 des Meßgeräts 100 verbunden ist.
Der in den Fig. 2A bis 2C gezeigte Katheter wird nachfolgend im Detail beschrieben. Fig. 2B ist ein vergrößerter Querschnitt des Teils des Katheters, an dem die Thermistoren 1 und 2 und der Ballon 17 befestigt sind, und Fig. 2C ist ein Schnitt, der entlang der Linie III-III' von Fig. 2B aufgenommen ist. Wie in Fig. 2C gezeigt, hat der Katheter 4 vier Hohlräume, die der Ballon-Hohlraum 20, der Arteria-Pulmonalis-Druck-Hohlraum 19, der Injektions-Hohlraum 23 (Fig. 2C) und der Thermistor-Hohlraum 21 sind. Der Ballon-Hohlraum 20, der das Ballonseitenloch 25 hat, steht mit der Ballonröhre 6 in Verbindung. Der Arteria-Pulmonalis-Druck- Hohlraum 19 mit der Druckdetektionsöffnung 18 steht mit der Arteria-Pulmonalis-Druckmeßröhre 8 in Verbindung. Der Injektions-Hohlraum 23 hat die Injektionsöffnung 3 an einer Position, die vom Vorderende des Katheters 12 bis 40 cm entfernt ist. Der Injektionshohlraum 23 steht mit der Indikatorinjektionsröhre 10 in Verbindung, die am Proximalende des Katheters angebracht ist. Der Thermistorhohlraum 21 hat die Löcher 26 und 27, in denen die Thermistoren 1 bzw. 2 an einer Position, die vom Vorderende des Katheters 1 bis 2 cm entfernt ist, und an einer Position, die von der Position des Seitenlochs 26 1 bis 1,5 cm in Richtung des Proximalendes des Katheters entfernt ist, befestigt sind. Die Leitungen 22 und 24 für die Thermistoren 1 und 2 werden durch den Hohlraum 21 gelegt. Das Proximalende des Hohlraums 21 steht mit der Thermistorröhre 13 in Verbindung.
Der Thermistor 1, der vom selbstheizenden Typ sein kann, wird vorzugsweise bezüglich des Thermistors 2 stromabwärts angebracht. Genauer, wenn die Herzleistung mit Hilfe des Katheters 4 gemessen werden soll, ist es notwendig, daß die Temperatur des verdünnten Blutes durch den Thermistor 2 mit einem hohen Genauigkeitsgrad gemessen wird. Wenn sich der Thermistor 1 bezüglich des Thermistors 2 stromabwärts befindet, wird der Thermistor 2 durch den Thermistor 1 vom selbstheizenden Typ geringer beeinflußt. Trotzdem kann der Thermistor 1 an einer anderen Position als der in Fig. 2A gezeigten angebracht werden, d.h. er kann sich bezüglich des Thermistors 2 10 bis 15 mm stromaufwärts befinden, so daß er korrekt innerhalb der Arteria Pulmonalis lokalisiert werden kann.
Der im Katheter 4 eingesetzte Thermistor 1 ist dadurch gekennzeichnet, daß B&sub2;&sub5;&submin;&sub4;&sub5; = 3500 K, daß R (37) = 1000 Ω und daß er die Dimensionen 1,18 (Länge) x 0,4 (Breite) x 0,15 (Höhe) (Einheit: mm) hat. Der Thermistor 2 ist dadurch gekennzeichnet, daß B&sub2;&sub5;&submin;&sub5;&sub0; = 3500 K, daß R (37) = 14 kΩ und daß er die Dimensionen 0,75 (Länge) x 0,1 (Breite) x 0,15 (Höhe) (Einheit: mm) hat. Es gilt vorzugsweise für den Thermistor 1, daß er von dem Typ ist, der einen Heiz- bzw. Wärmewert hat, der von 0,01 Joule bis 50 Joule reicht. Wenn der Thermistor 1 einen Wärmewert höher als diesen Wert hat, kann die Bluttemperatur ansteigen, oder die Wand des Blutgefäßes kann zerstört werden, wenn der Thermistor 1 sie berührt. Bei einem Thermistor 1 mit einem niedrigeren Wärmewert als den oben beschriebenen Wert kann die Detektionsempfindlichkeit herabgesetzt werden. Der Thermistor 2 kann auch dadurch gekennzeichnet sein, daß B&sub2;&sub5;&submin;&sub4;&sub5; = 3980 K, daß R (37) = 40 kΩ und daß er die Dimensionen 0,50 (Länge) x 0,16 (Breite) x 0,15 (Höhe) (Einheit: mm) hat.
Die Injektionsmitteltemperaturmeßsonde 12, gezeigt in Fig. 2A, hat einen Thermistor 12a in der Nähe ihres vorderen Endes. Das rückwärtige Ende der Sonde 12 ist mit einem Anschluß 16 verbunden, der seinerseits mit dem Anschluß 74 des Meßgeräts 100 verbunden ist.

< Betriebsprozedur des Meßgeräts >

Die Betriebsprozedur des Meßgeräts 100 wird unten mit Bezug auf die Fig. 1A, 1B, 3A und 3B im Detail beschrieben.
Zunächst wird im Schritt S1 die Injektionsmitteltemperatursonde 12 an das Meßgerät 100 angeschlossen. Als nächstes wird im Schritt S2 die Sonde 12 in den Indikator eingetaucht, der in einem eisgekühlten Behälter enthalten ist (der sich innerhalb des Meßgeräts 100 befindet). Der Indikator kann eine physiologische Kochsalzlösung oder ähnliches sein. Danach wird der Katheter 4 im Schritt S3 vorbereitet, und er wird dann in Schritt S4 in die Arteria Pulmonalis eingebracht. Der Katheter 4 wird über die Vene oder dergleichen eines oberen oder unteren Gliedmaßes eingeführt und schließlich in die Arteria Pulmonalis geleitet. In Schritt S5 werden die Anschlüsse des in Fig. 2A gezeigten Katheters mit dem Meßgerätekörper 100 verbunden. Sind die Anschlüsse einmal mit dem Gerät verbunden, wird die Position des Katheters 4, der sich innerhalb des Blutgefäßes bewegt, auf der Basis des Blutdrucks, wie etwa des zentralvenösen Drucks, des Drucks des rechten Vorhofs, des Drucks des rechten Ventrikels oder des Drucks der Arteria Pulmonalis, als auch der Druckwellenformen detektiert, wobei der Blutdruck über die Druckdetektionsöffnung 18, die Röhre 8 und den Anschluß 9 detektiert wird. Nachdem der Katheter seine vorbestimmte Endposition erreicht hat, wird der Druck der Arteria Pulmonalis gemessen, und dann wird der Verkeilungsdruck der Arteria Pulmonalis erhalten, indem die Arteria Pulmonalis mit Hilfe des aufgeblasenen Ballons 17 verschlossen wird
Als nächstes werden in Schritt S6 in den Schaltern 59, 60 und 61 bestimmte Werte eingestellt. Der Schalter 62 wird benutzt, wenn eine relative C0x gemessen werden soll (was später beschrieben werden wird). Der Schalter 62 wird also nicht benutzt, wenn die anfängliche Herz leistung C0o durch das thermische Verdünnungsverfahren gemessen werden soll.
In Schritt S7 wird das Meßgerät eingeschaltet. In Schritt S8 wird festgestellt, ob eine anormale Anzeige vorhanden ist oder nicht (was einen Fehler des Geräts andeutet), und dann wird das Aufleuchten des EINZEL- Anzeigers 65 in Schritt S9 erwartet. Sobald der Anzeiger 65 aufleuchtet, leuchtet der BLUT-Anzeiger 66 auf, der andeutet, daß die angezeigte Temperatur auf der Anzeige 69 die Bluttemperatur Tb ist. Wenn gewünscht wird, daß zu diesem Zeitpunkt die Injektionsmitteltemperatur angezeigt wird, wird die Darstellung der Anzeige durch Drücken des INJEKTIONSMITTEL-Schalters 67 zu der der Injektionsmitteltemperatur Ti geschaltet. Zu diesem Zeitpunkt zeigt die Balkendiagrammanzeige 71 die Grundlinie der Bluttemperatur Tb an.
Die Anzeige von Ti wird automatisch zu der der Bluttemperatur Tb geschaltet, nachdem 30 Sekunden vergangen sind, und Tb wird dadurch erneut auf der Anzeige 69 angezeigt. Dieses Arrangement wird gemacht, da die Anzeige von Tb für den Bediener aussagekräftiger ist als die von Ti.
Danach wird in Schritt S10 das Aufleuchten des START- Anzeigers 72 erwartet. Das Aufleuchten des START-Anzeigers 72 bedeutet, daß die Meßvorbereitung für die anfängliche Herzleistung C0o mit dem thermischen Verdünnungsverfahren gemacht worden ist. Als nächstes wird in Schritt S11, wenn notwendig, entweder der Schalter 52 oder der Schalter 53 gedrückt, um die Form zu wählen, mit der die Daten an den Plotter 50 ausgegeben werden. In Schritt S12 wird ein Hahn 11 geöffnet, um den Indikator in das Blutgefäß zu injizieren.
Nach der Injektion liest das Meßgerät 100 automatisch die Änderungen von Tb und bestimmt den optimalen Punkt, an dem die Integration gestartet wird. Wenn der Bediener den START-Schalter 72 drückt, bevor der optimale Punkt gefunden ist, wird die Integration von Tb an jenem Punkt gestartet. Wenn der Schalter 72 nicht gedrückt wird, bestimmt das Gerät den optimalen Punkt, an dem die Integration von Tb gestartet wird, selbst. Im allgemeinen benötigt es etwas mehr als 10 Sekunden, damit die Berechnung der Herzleistung durch das thermische Verdünnungsverfahren beendet ist. Die Änderungen von Tb, die während der Berechnung auftreten, werden in einem vorbestimmten Speicher gespeichert (der ein in Fig. 9 gezeigter RAM 132 ist). Gleichzeitig werden sie durch die Anzeige 69 und die Balkendiagrammanzeige 71 dargestellt. Darüber hinaus werden Änderungen der Bluttemperatur Tb an den Plotter 50 ausgegeben, wie in Fig. 4 gezeigt, wenn der Schalter 53 vorab gedrückt worden ist. Der Bediener kann den normalen Betrieb mit diesen Anzeigen bestätigen (verfolgen). In dem in Fig. 4 gezeigten Graphen steigt die Ordinatenachse mit sinkender Bluttemperatur Tb an. Das Datum, die Zeit usw. der Messung kann als Komfort für den Prüfer auch auf dem Graphen ausgegeben werden. Der in Fig. 4 gezeigte Graph kann mit einer Geschwindigkeit von 300 mm/min ausgegeben werden.
Sobald die Herzleistung C0o mit dem thermischen Verdünnungsverfahren gemessen worden ist, wird der erhaltene Wert digital an der Änzeige 68 dargestellt. Gleichzeitig damit werden die in Fig. 5 gezeigten Meßergebnisse durch den Plotter 50 ausgegeben, wenn der Schalter 52 gedrückt worden ist. Die in Fig. 5 gezeigte Tabelle listet das Datum und die Zeit der Messung, die Herzleistung C0, die Körperoberfläche BAS, die mit Hilfe des Schalters 61 eingegeben wird, die Bluttemperatur BT(=Tb), den Katheteraußendurchmesser CAT(=Fr), das Injektionsmittelvolumen IV(Vi), den Herzkoeffizienten CI(=C0/BSA), die Injektionsmitteltemperatur IT(=Ti.) und einen Hinweis "**EINTRAG**", der andeutet, daß die Herzleistung registriert worden ist, auf. Die Beendigung der Messung der anfänglichen Herzleistung C0o kann durch das Aufleuchten (in Schritt S15) des EINTRAG- Anzeigers 70 bestätigt werden.
Wenn der Bediener entscheidet, daß die somit erhaltenen Daten verläßlich sind, drückt er oder sie den "EINTRAG"-Schalter 70 (in Schritt S17), um die Daten zu registrieren. Nach einer Weile leuchtet der START- Anzeiger 72 wieder auf, und die Messung der anfänglichen Herzleistung C0o mit dem thermischen Verdünnungsverfahren ist damit beendet.
Wenn eine genauere CO gewünscht wird, wird eine Vielzahl von Daten durch das Drücken des EINTRAG-Schalters 70 jedesmal, wenn Daten erhalten werden, registriert, indem die Prozesse von Schritt S11 bis Schritt S17 wiederholt werden. Ein Mittelwert der Vielzahl von C0o- Werten wird dann erhalten, um die anfängliche Herzleistungs C0o zu bestimmen.
Sobald die genügend verläßliche anfängliche Herzleistung C0o erhalten worden ist, wird die kontinuierliche Messung von C0x gestartet. Dies wird nur durch Drücken des KONTINUIERLICH-Schalters 64 durchgeführt. Wenn der Schalter 64 gedrückt wird, leuchtet der KONTINUIERLICH- Anzeiger 64 auf, und der Betriebsmodus des Meßgeräts wird in den kontinuierlichen Meßmodus geschaltet. Der Betriebsmodus kann durch Drücken des EINZEL-Schalters 65 in den Einzelmodus zurückgeschaltet werden.
Im kontinuierlichen Meßmodus werden, wenn der kontinuierliche Aufzeichnungsschalter 56 gedrückt worden ist, die Bluttemperatur BT(=Tb), C0(=C0x) und die Blutflußgeschwindigkeit (=Vx) auf den Plotter 50, wie in den Fig. 6 und 7 gezeigt, ausgegeben. Fig. 6 zeigt ein Beispiel des Graphen, der mit einer Papiertransportgeschwindigkeit von 10 mm/min ausgegeben ist, und Fig. 7 zeigt ein Beispiel des Graphen, der mit einer Geschwindigkeit von 20 mm/Stunde ausgegeben ist. Obwohl es in den Fig. 6 und 7 nicht gezeigt ist, können verschiedene Datentypen, wie die in Fig. 5 gezeigten, auch mit dem Graphen ausgegeben werden. In dem in Fig. 7 gezeigten Beispiel wurde die Messung der anfänglichen Herzleistung C0o zum zweiten Mal um etwa 16 : 30 durchgeführt. Wie in Fig. 7 gezeigt ist, wird eine vertikale Linie benutzt, um die Tatsache anzudeuten, daß eine Messung der anfänglichen Herzleistung C0o mit dem Meßgerät 100 durchgeführt worden ist.

< Aufbau des Meßgeräts >

Fig. 9 ist ein Schaltkreisdiagramm des Meßgeräts 100 mit dem Katheter 4 und der Injektionsmitteltemperatursonde 12, die daran angeschlossen sind. Das Meßgerät 100 schließt zwei Meßschaltungen 120 (Fig. 9A) und 130 (Fig. 9B) ein, die elektrisch voneinander isoliert sind. Die Meßschaltung 120 hat die Funktion, die elektrischen Signale der Thermistoren 1 und 2, die in den Katheter 4 eingebaut sind, und des Thermistors 12a in der Sonde 12 in Temperaturdaten zu wandeln und sie über die optische Übertragungsschaltung 108 zur Meß/Aufzeichenschaltung 130 zu senden. Die Meß/Aufzeichenschaltung 130 hat die Funktion, aus den Temperaturdaten der Meßschaltung 120 die anfängliche Herzleistung C0o, die Blutflußgeschwindigkeit Vo (oder Vx), den Parameter S, die kontinuierliche Herzleistung C0x usw. zu bestimmen und die Daten auf dem Plotter 50 oder anderen Typen von Anzeigen darzustellen. Die Meßschaltung 120 wird durch eine lokale CPU 105 gesteuert, und die Meß/Aufzeichenschaltung 130 wird durch eine Haupt-CPU 133 gesteuert.

< Meßschaltung 120 >

Ein in Fig. 9 gezeigter Kathetersensortyp 150 verwendet den in Fig. 2A gezeigten Katheter.
Der Sensor 150 beinhaltet den selbstheizenden Thermistortyp 1 zur Detektion einer Temperatur im Wärmegleichgewicht und den Thermistor 2 zur Detektion einer Temperatur im Wärmegleichgewicht und den Thermistor 2 zur Detektion der Bluttemperatur in der Arteria Pulmonalis. Der Kathetersensortyp 150 wird durch die Katheterisierung des rechten Herzens auf die oben beschriebene Weise in die Arteria Pulmonalis eingeführt. Der Anschluß 15 des Sensors 150 wird mit dem Anschluß 73 des Gerätekörpers 100 verbunden. Der Thermistor 2 ist über die Leitung 24 mit einer Konstantspannungsschaltung 112 zum Antrieb des Thermistors 2 und mit einer Bluttemperaturdetektionsschaltung 113 zur Detektion der Bluttemperatur verbunden.
Die Bluttemperatur der Arteria Pulmonalis vom Thermistor 2 wird durch die Bluttemperaturdetektionsschaltung 113 als ein Spannungssignal Eb detektiert. Der Thermistor 1 ist über die Leitung 22 mit einer Thermistortemperaturdetektionsschaltung 115 und mit einer Konstantstromschaltung 111 verbunden. Die Konstantstromschaltung 111 speist einen vorbestimmten Stromwert Ic in den Thermistor 1 ein, um ihn zu heizen. Das vom Thermistor 1 detektierte Temperatursignal wird zur Thermistortemperaturdetektionsschaltung 115 gesendet, wo es als eine Spannung Et detektiert wird. Der in der Injektionsmitteltemperatursonde 12 eingebaute Thermistor 12a wird durch eine Konstantspannungsschaltung 101 betrieben, und die vom Thermistor 12a detektierten Temperaturänderungen werden durch eine Injektionsmitteltemperaturdetektionsschaltung 102 als eine Spannung Ei detektiert. Die lokale CPU 105 empfängt diese drei Spannungen Ei, Et und Bb und wandelt sie in die Injektionsmitteltemperatur Ti, den Widerstand Rt des Thermistors 1, die Temperatur Tt des Thermistors 1 und die Bluttemperatur Tb.
Die Arbeitsweise der lokalen CPU 105 wird unten weiter im Detail beschrieben. Die lokale CPU 105 gibt Ei, Et und Eb auf der Zeitteilungsbasis (time-sharing) durch Betrieb eines Analogschalters 103 mit der Multiplexfunktion in einen 14-Rit-A/D-Wandler 104 ein und speichert dann die resultierenden digitalen Werte sequentiell in einem RAM 107. Die digitalen Werte werden mit Hilfe der in einem ROM 106 gespeicherten Spannungs- Temperatur-Wandlungstabelle in Temperaturdaten gewandelt. Der Widerstand Rt des Thermistors wird durch die folgende Gleichung erhalten.
Rt = Et / Ic
wobei Ic der Strom ist, der durch den Thermistor fließt. Die lokale CPU 105 sendet die Daten, wie etwa Ti, Rt, Tt und Tb, über eine optische Übertragungsleitung an die Meß/Aufzeichenschaltung 130. Die Übertragungssteuerung (die durch das bekannte Auswahl (polling)/Selektions-Verfahren durchgeführt werden kann) wird durch die lokale CPU 105 und die Haupt-CPU 133 durchgeführt. Die Benutzung des 14-Bit-A/D-Wandlers 104 mit einer relativ hohen Auflösung ermöglicht die Messung eines hohen Herzleistungsbereichs der später beschrieben wird.

< Meß/Aufzeichenschaltung 130 >

Die Meß/Aufzeichenschaltung 130 empfängt mit Hilfe der oben beschriebenen einfachen Übertragungssteuerprozedur die Injektionsmitteltemperatur Ti, den Widerstand Rt des Thermistors 1, die Temperatur Tt des Thermistors 1, die Bluttemperatur Tb und so weiter und speichert die zeitlich geordneten Daten in einem RAM 132. Die CPU 133 erstellt dann die anfängliche Herzleistung C0o, die Blutflußgeschwindigkeit Vo (oder Vx) und die kontinuierliche Herzleistung Cox aus den Daten, die sie empfangen hat.
Eine RTC (Realzeittaktschaltung) 147 zählt die Realzeit. Ebenso überwacht sie die Zeit, z.B. 30 Sekunden, in denen die Anzeige von Ti zu der von Tb in der LED- Anzeige 69 gewechselt werden muß.
Fig. 10A zeigt die Struktur der im RAM 132 gespeicherten Daten. Die Kapazität des RAM 132 ist in einen Bereich (132a), in dem Daten, wie etwa Tb, die durch A/D- Wandlung der Daten alle 40 ms 30 Minuten lang erhalten wird, gespeichert werden, einen Bereich (132b), in dem die Daten, wie etwa die kontinuierliche Herzleistung C0x, die 30 Minuten lang zu einem beliebigen Zeitpunkt erhalten wird, gespeichert werden, und ein Gebiet (132c), in dem die Mittelwerte der Daten, wie etwa die kontinuierliche Herzleistung C0x, die 12 Stunden lang alle 1,5 Minuten erhalten wird, gespeichert werden, geteilt.
Fig. 10B zeigt, wie die drei Adreßzähler 160, 161 und 162 zur Datenspeicherung im RAM 132 mit den drei Gebieten (132a, 132b, 132c) korrespondieren. Der Datenspeicheradreßzähler (ein SC-Zeiger) 160 wird benutzt, um auf die Adresse zu zeigen, bei der die Daten von der Meßschaltung 120 im RAM 132 gespeichert sind. Der Datenausleseadreßzähler (ein RC-Zeiger) 161 wird benutzt, um auf die Adresse der Daten zu zeigen, die vom RAM 132 ausgelesen werden müssen, wenn die anfängliche Herzleistung C0o berechnet wird, oder auf die Adresse, bei der der berechnete Wert im RAM gespeichert ist. Der Datendruckadreßzähler (ein PC-Zeiger) 162 zeigt auf die Adresse der Daten, die an den Plotter 150 ausgegeben werden müssen. Diese Ausführungsform verwendet drei Zeiger, da die Datenspeicherung, das Datenauslesen und die Datenausgabe unabhängig voneinander durchgeführt werden.

< Berechnung der anfänglichen Herzleistung C0o >

Fig. 11 ist ein Flußdiagramm des Unterprogramms, das von der Haupt-CPU 133 ausgeführt wird, wenn sie die Daten von der lokalen CPU 105 empfängt und sie in den RAM 132 speichert. Wie oben dargelegt ist, wird der SC-Zeiger benutzt, wenn Daten in den RAM 132 gespeichert werden.
Die Fig. 13A und 13B sind Flußdiagramme der Steuerroutine, die von der CPU 133 ausgeführt wird, wenn sie die anfängliche Herzleistung C0o berechnet. Die in den Fig. 13A und 13B gezeigte Steuerroutine schließt die automatische Meßstartfunktion ein.

Manueller Start

Zunächst wird in einem Schritt S40 festgestellt, ob das Meßgerät in einem Bereitschaftszustand ist oder nicht. Es wird festgestellt, daß das Gerät bereit ist, wenn die Bluttemperatur Tb unter stabiler Eedingung ohne Fehler der Hardware detektiert wird. Um festzustellen, daß Tb in einem stabilen Zustand ist, wird die Varianz von Tb in einem festen Zeitraum erstellt, und danach wird festgestellt, ob die Varianz gleich oder kleiner als ein vorbestimmter Wert ist. Sobald erkannt ist, daß das Gerät in einem Bereitschaftszustand ist, leuchtet der START-Anzeiger 72 auf, wie oben beschrieben. In Schritt S41 wird dann festgestellt, ob der START-Anzeiger 72 gedrückt worden ist oder nicht.
Wenn der START-Anzeiger 72 gedrückt worden ist, steht fest, daß eine Anweisung zum Starten einer manuellen Messung durch den Bediener gegeben worden ist. Nachfolgend wird im Schritt S50 die Zeit t durch die Realzeituhr RTC 147 gelesen, und der der gelesenen Zeit t entsprechende Zeigerwert wird dann im Schritt S51 in den RC-Zeiger 161 gesetzt. Danach wird in Schritt S52 die Injektionsmitteltemperatur Ti vom RAM 132 geholt. In Schritt S53 wird eine durch den RC-Zeiger 161 bestimmte Tb vom RAM 132 ausgelesen. Im Schritt S54 wird die Grundlinientemperatur Tbo aus den Daten detektiert, die vor der Zeit t im Speicher gespeichert sind. Tbo kann die Durchschnittstemperatur der kleinen Varianz sein, die zur Bestimmung des Bereitschaftszustands des Geräts benutzt wird. Als nächstes wird im Schritt S55 ΔTb (Fig. 17) mit Hilfe der folgenden Gleichung berechnet.
ΔTb = Tbo - Tb
wobei das Vorzeichen der Bluttemperatur Tb in der Abwärtsrichtung der Temperatur positiv ist. Im Schritt S56 wird ΣΔTb (Integration) berechnet. ΣΔTb entspricht
&sub0; ΔTb dt
bei der Stewart/Hamilton-Gleichung. Danach wird im Schritt S57 festgestellt, ob die Bluttemperatur in einem festen Zeitraum gefallen ist oder nicht. Wenn in Schritt S57 festgestellt ist, daß der Temperaturabfall ΔTb kleiner ist als ein vorbestimmter Schwellwert THo, d.h. wenn festgestellt ist, daß der Indikator den Thermistor 2 noch nicht erreicht hat, wird der Zähler ERTIM in Schritt S58 um Eins hochgezählt. Wenn ΔTb gleich oder kleiner als THo bleibt, bis ERTIM überläuft, steht fest, daß das Gerät in einem anormalen Zustand ist, und eine Fehleranzeige wird in Schritt S60 herbeigeführt. In diesem fehlerhaften Zustand zeigt die Anzeige 68 "Er" als auch eine Fehlercodezahl an.
Wenn das Gerät normal arbeitet und der Indikator injiziert ist, wird in Schritt S57 festgestellt, daß innerhalb einer festen Zeitdauer ΔTb > THo ist. In der Schleife, bestehend aus den Schritt S53, S54, S55, S56, S57, S58 und S59 wird die Integration (ΣΔTb) in Schritt S56 durchgeführt. Da jedoch die Differenz zwischen der Bluttemperatur Tb und Tbo im wesentlichen 0 ist, ist das Ergebnis der in Schritt S56 durchgeführten Integration 0. Rauschen kann erzeugt werden. Jedoch haben die durch das Rauschen verursachten Änderungen sowohl positive als auch negative Werte, so daß das Ergebnis der Integration auch 0 ist.
Sobald in Schritt S57 festgestellt ist, daß ΔTb > THo ist, geht der Prozeß zu Schritt S61, wo der Höchstwert der Verdünnungskurve bestimmt wird. Das in Schritt S61 benutzte Tbmax stellt den maximalen Temperaturabfall von Tbo dar, der auftritt, während die Temperatur sinkt. Tbmax wird ursprünglich auf 0 gesetzt. Solange die Temperatur fällt (bis der Höchstwert detektiert ist), wird in Schritt S61 bestimmt, daß
ΔTb > ΔTbmax,
so daß ΔTbmax in Schritt S62 auf den neuesten Stand gebracht wird. In Schritt S63 wird die Temperatur ΔTbc (benutzt in Schritt S68), die als der Standardpunkt dient, bei dem die Integration abgebrochen wird, auf den neuesten Stand gebracht. Theoretisch ist die Genauigkeit umso höher, je länger die Periode ist, während der die Integration durchgeführt wird. Beim Stewart/Hamilton-Verfahren kann die Integrationsperiode daher irgendein Wert einschließlich der Unendlichkeit sein. Jedoch gewährleistet die lange Integrationsperiode keine hohe Meßeffizienz. Darüber hinaus wird in der Nähe von Tbo das Integrationsergebnis leicht durch Rauschen beeinflußt. Somit muß ΔTbc der untere Grenzwert sein, der sowohl die hinreichend hohe Genauigkeit als auch die hinreichend hohe Meßeffizienz (die Integrationsperiode wird verkürzt) gewährleistet. Da die Größe der Höchsttemperatur ΔTbmax, ΔTbc beeinflußt, wird ΔTbc in Schritt S63 jedesmal auf den neuesten Stand gebracht, wenn ΔTbmax auf den neuesten Stand gebracht wird. In Schritt S64 wird der RC-Zeiger hochgezählt, so daß er auf die neuen Temperaturdaten zeigt. Danach geht der Prozeß zu Schritt S53 zurück, um die oben beschriebene Vorgehensweise zu wiederholen. Daher wird die Integration fortgesetzt, bis der Höchstwert der Verdünnungskurve detektiert ist.
Sobald der Bluttemperaturabfall stoppt, wird die Antwort der in Schritt S61 gemachten Entscheidung negativ, und der Prozeß geht zu Schritt S66, wo entschieden wird, ob oder ob nicht
ΔTbmax - ΔTb > THb,
wobei THb ein vorbestimmter Schwellwert ist. Wie in Fig. 18 gezeigt ist, wird davon ausgegangen, wenn die oben beschriebene Bedingung erfüllt ist, daß die Verdünnungskurven ihren Höchstwert durchschritten hat, und das Höchstwert-Flag bzw. -kennzeichen wird dann in Schritt S67 gesetzt. Das Höchstwert-Flag deutet an, daß der Höchstwert mindestens einmal detektiert wurde, nachdem die Messung gestartet worden ist. Danach wird in Schritt S68 festgestellt, ob oder ob nicht die Bluttemperatur hinaufging (die Verdünnungskurve fällt ab) und eine kritische Temperatur ΔTbc erreichte, bei der die Integration gestoppt werden muß.
Wenn die Temperaturerhöhung ΔTb ΔTbc noch nicht erreicht, geht der Prozeß zu Schritt S64 und geht dann zu Schritt S53 zurück, um die Integration fortzuführen.
Sobald die Temperaturerhöhung ΔTb ΔTbc erreicht, geht das Verfahren zu Schritt S69 weiter, wo das Höchstwert-Flag überprüft wird. Da das Höchstwert-Flag gesetzt worden ist, geht das Verfahren weiter zu Schritt S70, und die anfängliche Herzleistung C0o wird erstellt. Dies stellt die Signifikanz des Peak-Flags klar: es kann möglich sein, daß in Schritt S68 festgestellt wird, daß ΔTb < ΔTbc ist, bevor noch kein Höchstwert detektiert worden ist. Somit wird, nur wenn der durch ΔTbmax - ΔTb > THb repräsentierte Höchstwert detektiert worden ist, das Höchstwert-Flag gesetzt, um ein irrtümliches Stoppen der Integration zu verhindern, was auftreten würde, wenn das Höchstwert-Flag nicht gesetzt wird. Wenn THo und THb die gleichen Schwellwerte sind, werden die Prozeßschritte bezüglich des Setzens des Höchstwert-Flags (in den Schritten S66, S67, S69 und S70) umgangen.
Zum Zwecke der Erhöhung der Genauigkeit, mit der die Integration durchgeführt wird, wird ΔTbc vorzugsweise auf einen Wert gesetzt, der im wesentlichen der gleiche ist wie ΔTbo. Die Verfahrensschritte in den Schritten S70 bis S75 werden später beschrieben, nachdem der automatische Meßstart beschrieben worden ist.
Das Erstellen der anfänglichen Herzleistung C0o wird somit durchgeführt, wenn die Messung manuell gestartet wird.

Automatisches Starten

Als nächstes wird nachfolgend der Fall, bei dem in Schritt S41 festgestellt ist, daß der START-Schalter 72 nicht gedrückt worden ist, beschrieben. Das Nicht- Drücken des START-Schalters 72 wird entweder festgestellt, wenn der Bediener die Messung automatisch starten will, oder wenn der Bediener den START-Schalter 72 noch nicht gedrückt hat. Darüber hinaus wird bei dieser Ausführungsform entschieden, daß der Bediener die Messung automatisch starten will, wenn es bei der Temperatur Tb eine vorbestimmte Änderung(en) gibt. Mit anderen Worten, solange der START-Schalter 72 nicht gedrückt wird, müssen sowohl die Änderungen der Temperatur Tb als auch das Drücken des Schalters 72 überwacht werden. Diese Überwachung der Temperatur wird in Schritt S43 und folgende Schritte durchgeführt. Das Drücken des Schalters 72 wird in der aus den Schritten S42 bis S47 bestehenden Schleife als eine Unterbrechung (interrupt) erkannt. Sobald die Unterbrechung in der oben beschriebenen Schleife auftritt, geht der Prozeß zwangsweise zu Schritt S50.
Wenn festgestellt ist, daß der Schalter 72 nicht gedrückt worden ist, wird Tb gemäß dem RC-Zeiger 161 in Schritt S42 aus dem RAM 132 ausgelesen. Bei dieser Ausführungsform werden, da die Änderung von Tb durch einen bewegenden bzw. variablen Mittelwert (aus 16 Proben) von Tb dargestellt wird, in der aus den Schritten S42, S43 und S44 bestehenden Schleife eine notwendige Anzahl von Proben aus dem Speicher 132 genommen. Der bewegende Mittelwert ist ein Probedatenwert. Sobald die notwendige Anzahl von Proben erhalten worden ist, wird eine Gesamtzahl von Proben, die zum Erlangen des Mittelwerts benötigt werden, jedesmal erhalten, wenn ein Probenwert aus dem Speicher 132 ausgelesen wird. In Schritt S45 wird der variable Mittelwert Tb(n) erhalten. In Schritt S46 wird die Differenz zwischen diesem variablen Mittelwert und dem vorangehenden variablen Mittelwert Tb(n-1) erhalten. Wenn die Differenz gleich oder größer ist als ein vorbestimmter Schwellwert THd, steht fest, daß sich die Temperatur des Bluts infolge des Injektionsmittels geändert hat, und die Zeit t, in der diese Änderung stattfindet, wird dann in Schritt S49 berechnet. Die Berechnung der Zeit t ist notwendig, weil die Detektion der Temperaturänderung gegenüber der Zeit, in der die Temperaturänderung tatsächlich auftritt, verzögert ist. Die folgenden Prozeßschritte sind die gleichen wie jene, die durchgeführt werden, wenn das Drükken des START-Schalters 72 detektiert wird.
Wenn in Schritt S47 festgestellt wird, daß die Temperaturänderung kleiner ist als der Schwellwert THd, wird der momentane Mittelwert Tb(n) im Schritt S48 in den Speicherbereich des vorangehenden Mittelwerts Tb(n-1) transportiert.
Als nächstes werden die Beziehungen zwischen dem variablen Mittelungsintervall (das im oben beschriebenen Beispiel 640 ms = 40 ms x 16 ist), der Zeitdifferenz zwischen Tb(n) und Tb(n-1) und dem Schwellwert THd beschrieben. In dem in Fig. l3A gezeigten Steuerprozeß wird festgestellt, daß es eine Änderung der Verdünnungskurve der Herzleistung gibt, wenn die Temperaturänderung (= Temperaturgradient) mit der Zeit, was ausgedrückt wird durch:
Tb(n) - Tb(n-1)/Differenz zwischen n und n-1
THd überschreitet. Die Differenz zwischen n und n-1 ist 640 ms. THd wird vorzugsweise aus der Sicht der Detektion von Änderungen der Verdünnungskurve, ohne durch Rauschen oder ähnliches beeinflußt zu werden, auf etwa 0,1ºC gesetzt. In Falle der Verdünnungskurve eines Menschen dauert es etwa 2 Sekunden, bis die Änderung von 0,1ºC in der Kurve auftritt Daher ist es für den in Fig. 13A gezeigten Steuerprozeß notwendig, daß er wie folgt leicht abgeändert wird: Die Operation des variablen Mittelwerts der Verdünnungskurventemperatur Tb wird nach jeweils 16 Proben (= 640 ms) durchgeführt, und die Ergebnisse der Operation werden im Speicher gespeichert. Die Differenz zwischen dem momentanen variablen Mittelwert, der durch Tb(k) dargestellt ist, und dein variablen Mittelwert Tb(1), der etwa 2 Sekunden zuvor erhalten und gespeichert worden ist, wird durch 2 geteilt, um den Kurvengradienten zu erhalten, und dieser Gradient wird dann mit THd = 0,1ºC verglichen. Genauer, wenn
Tb(k) - Tb(1)/2 Sekunden ≥ 0,1.
steht fest, daß die durch den Herzschlag verursachte Temperaturänderung aufgetreten ist. In dem Fall, wo der Kurvengradient aus den Daten gefunden wird, die vorab 2 Sekunden früher erhalten wurden, um das Integrationsintervall zu bestimmen, sind mit t, das im Schritt S49 in Fig. 13A erstellt wird, die Daten gemeint, die 2 Sekunden früher erhalten worden sind.
Um den Operationszyklus der variablen Mittelung nicht mit dem Zeitintervall von 2 Sekunden zu synchronisieren, müssen alle individuellen Tb(k) in dem oben beschriebenen Beispiel gespeichert werden. Somit kann der Mittelwert Tb(1) durch den 2 Sekunden früher erhaltenen Realzeitwert Tb ersetzt werden.
Die Integrationsberechnung wird deshalb durchgeführt, wenn sie manuell oder automatisch gestartet wird.

Tabellierung des Korrekturfaktors

Der in Schritt S71 ausgeführte Prozeß wird nachfolgend beschrieben. Wie oben festgestellt, wird die Stewart/Hamilton-Gleichung wie folgt ausgedrückt:
CO = Si Ci (Tb - Ti) Vi/Sb Cb &sub0; ΔTb dt
wobei CO: die Herzleistung, Si: das spezifische Gewicht des Injektionsmittels, Ci: die spezifische Wärme des Injektionsmittels, Vi: das Volumen des Injektionsinittels, Ti: die Injektionsmitteltemperatur, Tb: die Bluttemperatur, Sb: das spezifische Gewicht des Bluts, Cb: die spezifische Wärme des Bluts ist. Die zuvor genannte Gleichung wird auch wie folgt ausgedrückt:
CO = A (Tb - Ti)/ &sub0; ΔTb dt
wobei
Si Ci Vi/Sb Cb
In dieser Konstante A, wobei Si, Sb, Cb und Ci feste Werte sind, kann das Volumen des Injektionsmittels Vi variieren, weil ein Teil des Indikators im Katheter verbleibt, wenn er in das Blutgefäß injiziert wird, nachdem dessen Temperatur auf einen vorbestimmten Wert eingestellt worden ist. Mit anderen Worten, Vi ist ein Noininalwert. Darüber hinaus macht der im Katheter zurückbleibende Indikator den Heizwert des Injektionsinittels im Blutgefäß unklar. Der absolute Heizwert hängt auch von der Injektionsmittelteinperatur ab. Folglich wird die Korrekturkonstante A' üblicherweise durch Bezugnahme auf eine Tabelle erhalten, die durch Experimente unter Verwendung der Kathetergröße, des Volumens Vi des Indikators und so weiter geschaffen ist. Jedoch wird in dieser Ausführungsforin, um die Funktionalität zu verbessern, die Korrekturkonstante A' in dem ROM 131 in tabellarischer Form gespeichert (Fig. 12). Wenn eine Korrekturkonstante A aus der Tabelle entnommen wird, werden der Außendurchmesser Fr des Katheters 4 und das Nominalvolumen ml des Injektionsinittels, die von den Schaltern 59 und 60 eingegeben sind, wie in Fig. 12 gezeigt, als die Adreßdaten benutzt. Genauer, die CPU 133 liest die in den Schaltern 59 und 60 eingestellten Werte über die I/O-Pforte 134 und wandelt diese Werte und die Temperatur Ti des Indikators in die Adreßdaten, mit denen sie den ROM 131 adressiert. Die Daten der Korrekturkonstanten, die in der Tabelle enthalten sind, werden durch die aktuellen Messungen erhalten, die mit Hilfe des Katheters mit verschiedenen Größen und verschiedenen Voluinina des Indikators durchgeführt wurden. Wenn die Größe des tatsächlich verwendeten Katheters und das Injektionsinittelvolumen mit keinem in der Tabelle enthaltenen Wert übereinstimmen, wird eine Korrekturkonstante A' durch lineare Interpolation unter Benutzung der in der Tabelle existierenden Werte, die nahe an den oben beschriebenen Werten sind, erhalten.
Nachdem die Integration, ΣΔTb, in Schritt S68 beendet worden ist, wird die Korrekturkonstante A' im Schritt S71 aus der im ROM 131 gespeicherten Tabelle (Fig. 12) auf die oben beschriebene Weise ausgelesen, wobei der Außendurchmesser Fr des Katheters und das Injektionsinittelvolumen ml, die mit Hilfe der Schalter 59 und 60 eingegeben werden, benutzt werden. In Schritt S72 wird die anfängliche Herzleistung C0o auf der Basis der oben beschriebenen Stewart/Hamilton-Gleichung berechnet. Danach wird in Schritt S74 der Parameter S, der benötigt wird, um die kontinuierliche Herzleistung C0x zu berechnen, berechnet. Im Schritt S75 werden die so erhaltenen Werte in der beispielsweise in den Fig. 4 und 5 gezeigten Form an den Plotter ausgegeben.

< Kontinuierliche Messung von C0x >

Zunächst wird das Prinzip, auf dessen Basis C0x kontinuierlich berechnet werden kann, nachfolgend beschrieben. Wenn Rt der Widerstand des Therinistors 1 ist, und Ic der durch die Konstantstroinschaltung 111 in den Thermistor 1 eingespeiste Strom ist, wird die pro Zeiteinheit durch den geheizten Thermistor 1 erzeugte Wärmemenge wie folgt ausgedrückt:
Ic² Rt
Wenn der geheizte Thermistor 1 in das Blut, das mit einer Geschwindigkeit V fließt, gebracht wird, verliert der Thermistor 1 Wärme gemäß der Blutflußgeschwindigkeit V Die Wärmemenge, die der Therinistor 1 gemäß dem Blutfluß verliert, wird wie folgt ausgedrückt:
K V (Tt - Tb)
wobei Tb die Blutteinperatur, Tt die Temperatur des geheizten Thermistors und K die Proportionalkonstante ist. Die Temperatur des Therinistors 1 wird auf einem Wert gehalten, bei dem die durch den geheizten Therinistor erzeugte Wärinemenge gleich der vom Therinistor verlorenen ist. Dies wird wie folgt ausgedrückt:
Ic² Rt = K V (Tt - Tb) ... (2)
Die Gleichung (2) resultiert in der folgenden Gleichung (3):
V = (1 / K) (Ic² Rt) / (Tt - Tb) ... (3)
Genauer, die Blutflußgeschwindigkeit V wird aus den Daten Rt und Tt, die vom Thermistor 1 erhalten werden, und der Bluttemperatur Tb, die vom Thermistor 2 erhalten wird, erhalten. Da der Thermistor 1 durch die Konstantstromschaltung 111 betrieben wird, kann das Potential E0 zwischen den zwei Enden der Leitungen für den Thermistor 1 anstelle des Widerstands des Thermistors 1 detektiert werden. Diese Detektion wird im Detail in der Beschreibung der Japanischen Patentoffenlegungsschrift Nr. 61-125329 dargelegt. In dieser Ausführungsform wird der Konstantstromwert Ic durch die Bestimmung des Stroms in der Konstantstromschaltung 111 erhalten. Jedoch kann er innerhalb des ROM 131 als konstanter Ausdruck, wie die Proportionalkonstante K gespeichert werden.
Die anfängliche Herzleistung C0o und die anfängliche Blutflußgeschwindigkeit Vo haben die durch die folgende Gleichung ausgedrückte Beziehung:
C0o = S Vo ... (4)
wobei S die Querschnittsfläche des Blutgefäßes ist.
Daher wird die Querschnittsfläche S des Blutgefäßes aus der anfänglichen Herzleistung C0o und der anfänglichen Blutflußgeschwindigkeit Vo mit Hilfe der Gleichung (4) erhalten, und das erhaltene s wird innerhalb der Meß/Aufzeichenschaltung 130 als Parameter gehalten Sobald der Parameter s erhalten worden ist, kann die kontinuierliche Herzleistung C0x von der CPU 133 durch Multiplikation der kontinuierlich gemessenen Blutflußgeschwindigkeit Vx mit dem Parameter S erhalten werden. Dies wird wie folgt ausgedrückt
C0x = S Vx = (S / K) (Ic² Rt) / (Tt - Tb) ... (5)
Fig. 14A zeigt den in Schritt S72 von Fig. 13 ausgeführten Verfahrensschritt im Detail, in dem der Parameter S berechnet wird. Zunächst wird im in Fig. 14A gezeigten Schritt S110 über den optischen Übertragungspfad eine Anweisung zum Heizen des Thermistors 1 an die lokale CPU 105 gegeben. In Schritt S112 wird abgewartet, daß der Thermistor 1 im Wärinegleichgewicht ist. Kurz darauf kommen Tt, Rt und Tb von der lokalen CPU an, wobei die angekommenen Daten durch die in Fig. 11 gezeigte Prozedur seriell im RAM 132 gespeichert sind. Folglich wird in Schritt S113 mit Hilfe des RC-Zeigers 161 gemäß der Zeit t auf die im RAM 132 gespeicherten Daten zugegriffen. In Schritt S114 wird die anfängliche Blutflußgeschwindigkeit Vo auf der Basis von Gleichung (3) berechnet, und der Parameter S wird dann in Schritt S115 auf der Basis von Gleichung (4) mit Hilfe der Beziehung zwischen der anfänglichen Herzleistung C0o und der Blutflußgeschwindigkeit Vo erhalten. Damit ist die Vorbereitung für die kontinuierliche Messung von C0x beendet
Als nächstes wird die Berechnungsprozedur von C0x im Detail mit Bezug auf Fig. 14B beschrieben. Diese Berechnung wird durchgeführt, nachdem die anfängliche Herzleistung C0o und der Parameter S erhalten worden sind.
Zunächst wird in Schritt S80 bestimmt, ob das Meßgerät 100 im kontinuierlichen Modus ist oder nicht. Dies wird durch Drücken des KONTINUIERLICH-Schalters 64 erreicht. Wenn das Meßgerät 100 im kontinuierlichen Modus ist, wird in Schritt S81 über den optischen Übertragungspfad eine Anweisung zum Heizen des Thermistor 1 an die lokale CPU 105 gegeben. In Schritt S82 wird abgewartet, daß der Thermistor 1 im Wärmegleichgewicht ist. Kurz danach kommen Tt, Rt und Tb von der lokalen CPU an, wobei die angekommenen Daten durch die in Fig. 11 gezeigte Prozedur innerhalb des RAM 132 seriell gespeichert sind. Nachfolgend wird auf die im RAM 132 gespeicherten Daten mit Hilfe des RC-Zeigers 161 geinäß der Zeit t zugegriffen. In Schritt S84 wird die Blutflußgeschwindigkeit Vx auf der Basis von Gleichung (3) berechnet.
In Schritt S86 wird festgestellt, ob däs Meßgerät 100 noch im kontinuierlichen Modus ist oder nicht. Dies wird ausgeführt, weil der Parameter S, der die Querschnittsfläche des Blutgefäßes darstellt, sich generell mit der Zeit ändert, wobei es unmöglich wird, eine genaue Herzleistung mit Hilfe des gehaltenen bzw. gespeicherten Paraineters S zu erhalten. Daher wird die anfängliche Herzleistung C0 durch die thermische Verdünnungsmethode in angemessenen Intervallen gemessen, so daß sie in einer nachfolgenden kontinuierlichen Messung von C0x benutzt werden kann.
Wenn das Meßgerät noch im kontinuierlichen Modus ist, geht das Verfahren zu Schritt S87, wo
C0x = Vx S
berechnet wird. In Schritt S88 werden die Mittelwerte von Vx und C0x in 1,5 Minuten erstellt, welche zur Reproduktion der innerhalb von 12 Stunden erhaltenen Daten benutzt werden (Fig. 8). Die in Schritt S88 erhaltenen Werte werden in dem Bereich 132c des RAM 132 gespeichert. Danach wird in Schritt S90 der RC-Zeiger für die nachfolgende Operation von C0x um Eins erhöht.
Daher kann C0x jedesmal, wenn Tt, Rt und Tb von der lokalen CPU ankommen, kontinuierlich erstellt werden, was bedeutet, daß C0x durch Messung der Blutflußgeschwindigkeit Vx gemessen werden kann.

< Aufzeichnung von Daten >

Das Meßgerät 100 hat die kontinuierliche Aufzeichenfunktion (die durch Drücken des Schalters 56 durchgeführt wird), bei der die gemessenen Werte an den Plotter 50 ausgegeben werden, während sie kontinuierlich erhalten werden, die Reproduktionsfunktion (ausgeführt durch Drücken des Schalters 55), bei der die über 30 Minuten erhaltenen gemessenen Werte an den Plotter 50 ausgegeben werden, und die Aufzeichenausgabefunktion (ausgeführt durch Drücken des Schalters 54), bei der die über 12 stunden erhaltenen gemessenen Werte (die Mittelwerte nach jeweils 3 Minuten) an den Plotter 50 ausgegeben werden, zusätzlich zu der in Fig. 4 gezeigten Aufzeichenfunktion der thermischen Verdünnungskurve und der in Fig. 5 gezeigten Aufzeichenfunktion des thermischen Verdünnungswerts.
Bei der kontinuierlichen Aufzeichnung und Reproduktion wird das Aufzeichnungspapier mit einer Geschwindigkeit von 10 m/min, wie in Fig. 6 gezeigt, oder mit einer Geschwindigkeit von 20 ms/Stunde, wie in Fig. 7 gezeigt, transportiert.
Fig. 8 zeigt ein Beispiel der Aufnahme. Bei dieser Aufzeichnung sind C0 (=C0x) und die Bluttemperatur BT (=Tb) graphisch für jeweils 3 Stunden aufgenommen.
Die oben beschriebenen Aufzeichnungen sind im kontinuierlichen Modus durchgeführt (während der KONTINUIERLICH-Anzeiger 64 aufleuchtet). Dies bedeutet, daß der Empfang der Daten von der lokalen CPU 105 und die Erstellung/Speicherung von C0x parallel zur Ausgabe der Daten auf den Plotter 50 durchgeführt werden muß. Um dies zu erreichen, wird der PC-Zeiger benutzt, wenn auf die Daten im RAM 132 zugegriffen wird und sie auf dem Plotter 50 ausgegeben werden, wird der SC-Zeiger 160 benutzt, um die Daten zu holen, und wird der RC-Zeiger 160 ,zur Erstellung/Speicherung benutzt.

< Ersatz für die Indikatortemperatur >

Da der vom Katheter 4 in das Blutgefäß zu injizierende Indikator in einem eisgekühlten Behälter aufbewahrt wird, wird die Injektionsinitteltemperatur durch die Temperatur des Behälters bestimmt. Folglich kann in einem Fall, wo die Behältertemperatur ein bekannter Wert (zum Beispiel Null) ist, jene Temperatur die des Indikators ersetzen.
Wenn daher festgestellt ist, daß die Temperatursonde 12 nicht angeschlossen ist, wird die mit Hilfe des Schalters 75 eingestellte Temperatur als die Injektionsmitteltemperatur Ti betrachtet und zur Berechnung der anfänglichen Herzleistung C0o benutzt. Um dies zu erreichen, detektiert der Injektionsmittelteinperaturdetektionsschaltkreis 102, daß der Strom, der durch den an die Konstantspannungsschaltung 101 angeschlossenen Thermistor 12a fließt, Null ist, und sendet Ei entsprechend dem Null-Strom zur lokalen CPU 105. Die lokale CPU 105 sendet ein entsprechendes Signal an die Haupt-CPU 133. Im anderen Fall wandelt die CPU 105 Ei entsprechend dem Null-Strom in einen undenkbaren Temperaturwert Ti und sendet das resultierende Signal an die Haupt-CPU 133. Daher erkennt die CPU 133 den Nicht-Anschluß der Temperatursonde 12.
Fig. 15 ist ein Flußdiagramm dieser Steuerprozedur. Anstelle der Verarbeitung des in Fig. 13 gezeigten Schritts S52, wo die Haupt-CPU 133 Ti aus dem RAM 132 ausliest, wird in Schritt S100 festgestellt, ob das von der lokalen CPU 105 empfangene Ti einen Nicht-Anschluß der Sonde 12 repräsentiert. Wenn Ti den Anschluß repräsentiert, wird das im RAM 132 gespeicherte Ti in Schritt S101 in die CPU 133 geholt. Wenn Ti den Nicht-Anschluß repräsentiert, werden die mit Hilfe des Schalters 75 eingestellten Daten in Schritt 102 als Ti geholt.

< Messung der relativen Änderung der Herzleistung >

In der oben beschriebenen Ausführungsforin wird die anfängliche Herzleistung C0o tatsächlich durch das thermische Verdünnungsverfahren erhalten, und der Parameter S wird dann durch die Beziehung zwischen C0o und der anfänglichen Blutflußgeschwindigkeit Vo erhalten. Danach wird die Herzleistung C0x kontinuierlich durch Messung der Blutflußgeschwindigkeit Vx zu einem beliebigen Zeitpunkt kontinuierlich erhalten. Mit anderen Worten,
C0x Vx,
und Änderungen von Vx spiegeln relative Änderungen von C0x wieder. Daher bedeutet die Aufzeichnung der Änderungen von Vx die Aufzeichnung der relativen Änderungen von C0x. In einem Fall, wo die Messung an der gleichen Prüfperson durch den Bediener, der in der Messung ausgebildet ist, durchgeführt wird, ist es möglich, die anfängliche Herzleistung CO zu schätzen. Daher kann bei dieser Ausführungsform die grobe Herzleistung CO durch den Schalter 62 als "der anfängliche CAL-Wert" (=C0o) eingegeben werdenl wobei der Parameter S innerhalb des Meßgeräts auf der Basis von diesem C0o erstellt wird. Dies unterläßt die Messung der anfänglichen Herzleistung C0o durch das thermische Verdünnungsverfahren.

< Ergebnisse der Experimente >

Ein Meßsystem wird durch Verbindung des in Fig. 2A gezeigten Katheters 4 mit dem in den Fig. 9A und 9B gezeigten Meßgerät gebildet. Zwei Experimente werden mit Hilfe dieses Meßsystems durchgeführt. In einem Experiment wurde das Meßsystem auf den zirkulatorischen Modellkreislauf angewandt. Das andere war das Experiment an dem Hund, der der ausgewachsene Mischling mit 15 kg unter einem Anästhetikum war. Der Modellkreislauf wurde aus einem Konstanttemperaturtank, einer Pumpe und so weiter aufgebaut. Im letzteren Experiment an dem Tier wurde der Katheter 4, der von der rechten inneren Vena Jugularis eingeführt wurde, in die Arteria Pulinonalis vorgeschoben. Ein Vergleichsbeispiel wurde mit Hilfe des elektromagnetischen Blutflußmessers erhalten. Fig. 19 zeigt die Meßergebnisse, die mit dem zirkulatorischen Modellkreislauf erhalten werden. In der in Fig. 19 gezeigten Graphik, in der die Abszissenachse die Herzleistung (Einheit L/min) darstellt, die mit Hilfe des elektromagnetischen Blutflußmessers erhalten wird, und die Ordinatenachse die Herzleistung darstellt, die durch das Meßsystem erhalten wird, wurde die durch die folgende Gleichung ausgedrückte Korrelation zwischen den beiden Typen von Herzleistungen erhalten:
Y = 0,89 x +0,82
Der Korrelationskoeffizient r war 0,966 (die Zahl der Proben = 18). Andererseits war im Experiment an dem Tier die erhaltene Korrelation
Y = 1,48 x -0,78, und
der Korrelationskoeffizient r war 0,944 (die Anzahl der Proben = 29). In beiden Fällen konnten in dem Bereich von 0 bis 4 L/min ausgezeichnete Ergebnisse erhalten werden. Darüber hinaus konnten gute Ergebnisse in einem Bereich hoher Herzleistung von 0 bis 10 L/min registriert werden, wie in Fig. 19 gezeigt. Man ist der Meinung, daß die guten Ergebnisse in dem Bereich der hohen Herzleistung von 0 bis 10 L/inin wegen der Verwendung des 14-Bit-A/D-Wandlers 104 sichergestellt wurden.

< Anwendung des Geräts bei anderen Verdünnungsverfahren >

Bei der oben beschriebenen kontinuierlichen Herzleistungsmessung wird, sobald die anfängliche Herzleistung CO mit einem Verfahren gemessen ist, der Parameter S durch die erhaltene anfängliche Herzleistung gemessen. Danach kann eine Herzleistung C0x durch Messung einer Blutflußgeschwindigkeit Vx kontinuierlich erhalten werden. Daher kann die vorliegende Erfindung auf andere Verdünnungsverfahren als das thermische Verdünnungsverfahren angewandt werden, z.B. das Farbstoffverdünnungsverfahren oder das Elektrolytverdünnungsverfahren. Beim Farbstoffverdünnungsverfahren wird die anfängliche Herzleistung C0 durch Messung der Änderung der Beleuchtungsstärke beispielsweise in einem Ohrläppchen erhalten, was entsprechend der Farbstoffinenge im Blut geschieht. Beim Elektrolytverdünnungsverfahren wird die anfängliche Herzleistung C0 durch Messung der Widerstandsänderung im Blut mit Hilfe von im Katheter befindlichen zwei Elektroden erhalten.
Genauer, die Dateneingabefunktion (z.D. Fr oder ml), auf der die Korrekturkonstante A' beruht, was im Punkt (1) beschrieben ist, kann auf irgendeine Art des Indikatorverdünnungsverfahrens angewandt werden, das einen Katheter verwendet. Darüber hinaus kann die im Punkt (2) beschriebene automatische Meßstartfunktion auf die Messung einer Änderung der Beleuchtungsstärke oder des Widerstands angewandt werden. Weiterhin kann die im Punkt (4) beschriebene kontinuierliche Herzleistungsmeßfunktion für die Berechnung von C0x aus dem Parameter S, der auf der Basis der durch irgendein Indikatorverdünnungsverfahren erhaltenen anfänglichen Herzleistung C0o erhalten wird, und aus der zu einem beliebigen Zeitpunkt erhaltenen Blutflußgeschwindigkeit Vx verwendet werden.
Der Anschluß/Nicht-Anschluß der Temperatursonde 12 kann auch durch den folgenden Mechanismus detektiert werden: ein Herausragen an dem Teil des Meßgerätekörpers, an den der Anschluß 16 der Sonde angeschlossen wird, derart bereitgestellt, daß es auffällt bzw. auffordert. Wenn der Anschluß 16 an dieses vorstehende Teil angeschlossen ist, geht das vorstehende Teil zurück, mit Hilfe dessen das Ende des vorstehenden Teils beispielsweise ein Erdungssignal für die Meßschaltung 120 bereitstellt. Die Meßschaltung 120 stellt den Anschluß/Nicht-Anschluß der Sonde 12 durch die Anwesenheit und Abwesenheit des Erdungssignals fest. Das vorstehende Teil ist elektrisch von der Meßschaltung 120 mit Ausnahme seines Endes isoliert, um so der Meßschaltung 120 zu ermöglichen, elektrisch isoliert zu sein.
In der oben beschriebenen Ausführungsform wird die Blutflußgeschwindigkeit durch den Thermistor 1 gemessen, der die Spannung detektiert, die das Wärmegleichgewicht repräsentiert, d.h. die Widerstandsänderung des Thermistors, die erhalten wird, wenn ein konstanter Strom darin fließt. Jedoch kann sie auch durch die Messung des Stroms, der benötigt wird, um die Temperaturdifferenz zwischen dem Blut und dem Thermistor konstant zu halten, gemessen werden. Genauer, die Temperatur des Thermistors wird bei 45ºC, welche die Obergrenze der Temperaturen ist, die den menschlichen Körper nicht angreifen, gehalten, und der Strom, der benötigt wird, um die Thermistortemperatur auf diesem Wert zu halten, wird gemessen. Andere Blutflußgeschwindigkeitssensoren als der Thermistor können auch verwendet werden.

Claims

1. Herzleistungsmeßgerät enthaltend:

Herzleistungsmeßeinrichtung (Schritte S40 bis S72 in den Fig. 13A und 13B) zur Durchführung der Messung einer Herzleistung auf der Basis eines Verdünnungsverfahrens mindestens einmal, um eine anfängliche Herzleistung zu erhalten;

Blutdatendetektionseinrichtung (1, 2; Fig. 2A) zur Messung einer Blutflußgeschwindigkeit in der Nähe des Teils eines Blutgefäßes, bei dem die Herzleistung durch die Herzleistungsmeßeinrichtung gemessen ist;

Funktionserstellungseinrichtung (Schritte S110- 115 in Fig. 14A) zum Erstellen einer Funktion, die die Beziehung zwischen der Herzleistung, die auf der Basis des Verdünnungsverfahrens erhaltenen wird, und einer Blutflußgeschwindigkeit, die erhalten wird, wenn die Herzleistung gemessen wird, darstellt;

Herzleistungserstellungseinrichtung (Schritte S83-90 in Fig. l4B) zur kontinuierlichen Erstellung einer Herzleistung zu individuellen Zeitpunkten auf der Basis der Funktion und der Blutflußgeschwindigkeiten, die zu den Zeitpunkten durch die Blutdatendetektionseinrichtung (1, 2) erhalten sind;

Injektionseinrichtung (3; Fig. 2A) zur Injektion eines Indikators in das Blutgefäß, wobei die Blutdatendetektionseinrichtung (1, 2) zur Ausgabe der Daten des Bluts, das durch den injizierten Indikator verdünnt ist, dient und

Integrationseinrichtung (Schritt S56 in Fig. 13B) zur Derechnung einer zeitlichen Integration der Blutdaten;

gekennzeichnet durch

Speichereinrichtung (132 in den Fig. 10A und 10B) zur Speicherung der Herzleistungen, die zu individuellen Zeitpunkten in der Reihenfolge, in der sie erzeugt sind, erhalten sind;

Aufzeichnungseinrichtung (90 von Fig. 9B) zur visuellen und rückwirkenden Aufzeichnung von gespeicherten Herzleistungen,

Eingabeeinrichtüngen (59, 60) zur manuellen Eingabe einer Vielzahl von Datentvpen bezüglich der Wärmekapazität des durch die Injektionseinrichtung injizierten Indikators unabhängig voneinander; und

Herzleistungserstellungseinrichtung (Schritt S72 in Fig. 13B) zur Erstellung einer Herzleistung aus dem Integralwert und den Daten bezüglich der Wärmekapazität, die entsprechend dem thermischen Verdünnungsverfahren eingegeben ist.

2. Herzleistungsmeßgerät gemäß Anspruch 1, wobei die Blutdatendetektionseinrichtung (1, 2) einen Temperatursensor einschließt, und wobei die Blutdaten Daten bezüglich der Bluttemperatur darstellen.

3. Herzleistungsmeßgerät gemäß Anspruch 1, wobei die Injektionseinrichtung (3) einen Katheter (4) einschließt, und wobei die Daten bezüglich der Wärmekapazität das Volumen des injizierten Indikators darstellen.

4. Herzleistungsmeßgerät gemäß Anspruch 1, wobei die Injektionseinrichtung (3) einen Katheter (4) einschließt, und wobei die Daten bezüglich der Wärmekapazität den Außendurchmesser des Katheters (4) darstellen.

5. Herzleistungsmeßgerät gemäß Anspruch 1, wobei die Injektionseinrichtung (3) einen Katheter (4) einschließt, und wobei die Daten bezüglich der Wärmekapazität die Temperatur des Indikators darstellen.

6. Herzleistungsmeßgerät gemäß Anspruch 1, wobei die Eingabeeinrichtungen (59, 60) numerische Eingabetasten einschließen.

7. Herzleistungsmeßgerät gemäß Anspruch 2, wobei die Herzleistungserstellungseinrichtung eine Korrekturtabelle einschließt, die die Daten bezüglich der Wärmekapazität speichert, wobei die Erstellungseinrichtung die Herzleistung mit Hilfe des Ausgabewerts der Korrekturtabelle erstellt.

8. Herzleistungsmeßgerät gemäß Anspruch 1, wobei das Verdünnungsverfahren das thermische Verdünnungsverfahren ist, wobei die Blutdatendetektionseinrichtung einen Katheter (4) mit einer Öffnung, durch die der Indikator in das Blut injiziert ist, einen ersten Thermistor (1) zur Temperaturmessung des durch den Indikator verdünnten Blutes an der stromabwärts gelegenen Seite des Blutgefäßes, eine Integrationseinrichtung zur Integration der durch den ersten Thermistor (1) detektierten Bluttemperaturdaten und einen zweiten selbstheizenden Thermistortypen (12a), der in der Nähe des ersten Thermistors (1) des Katheters (4) angebracht ist, einschließt.

9. Herzleistungsmeßgerät gemäß Anspruch 8, gekennzeichnet durch den Einschluß eines ersten Mikroprozessors (105) zur Datenerfassung, eines zweiten Mikroprozessors (133) zur Datenverarbeitung und einer Übertragungseinrichtung (108) zum Austausch der Daten zwischen den beiden Mikroprozessoren (105, 133), wobei der erste Mikroprozessor (105) die durch den ersten Thermistor (1) detektierten Bluttemperaturdaten und die durch den zweiten Thermistör (12a) detektierten Temperaturdaten im Wärmegleichgewicht erfaßt und sie mit Hilfe der Übertragungseinrichtung (108) an den zweiten Mikroprozessor (133) sendet, und wobei der zweite Mikroprozessor (133) die erfaßten Daten verarbeitet und dabei die anfängliche Herzleistüng und die Funktion erstellt.

10. Herzleistungsmeßgerät gemäß Anspruch 1, wobei die Herzleistungserstellungseinrichtung eine Einrichtung zur Komprimierung der Herzleistungen, die innerhalb einer vorbestimmten Zeitdauer erstellt sind, und einen Speicher zur Speicherung der komprimierten Herzleistungen einschließt, und wobei die Aufzeichnungseinrichtung in der Lage ist, die komprimierten Herzleistungen aufzuzeichnen.

11. Herzleistungsmeßgerät gemäß Anspruch 1, wobei die Herzleistungsmeßeinrichtung enthält:

Dateneinstelleinrichtung (75 in Fig. 1C) zur inanuellen Einstellung von Daten bezüglich eines Indikators, der noch nicht in das Blutgefäß injiziert ist;

Indikatormeßeinrichtung (12 in Fig. 2A) zur Messung von Daten bezüglich des Indikators, der noch nicht in das Blutgefäß injiziert ist, wobei die Blutdatendetektionseinrichtung (1, 2) Daten bezüglich des Blutes detektiert, das durch den in das Blutgefäß injizierten Indikator verdünnt ist, und wobei die Integrationseinrichtung (Schritt S56) die zu jedem Zeitpunkt erhaltenen Blutdaten integriert; und

Auswahleinrichtung (Schritte 100-102 in Fig. 15) zur Auswahl entweder der durch die Dateneinstelleinrichtung (75) eingestellten Daten oder der durch die Indikatormeßeinrichtung (12) erhaltenen Daten;

wobei die Herzleistungserstellungseinrichtung eine Herzleistung aus dem yon der Integrationseinrichtung erhaltenen Integralwert und dem durch die Auswahleinrichtung ausgewählten Wert erstellt.

12. Herzleistungsmeßgerät gemäß Anspruch 11, wobei die Indikatormeßeinrichtung (12) eine Meßsonde (12, 16 in Fig. 2A) einschließt, die an das Herzleistungsmeßgerät angeschlossen ist, wobei das Herzleistungsmeßgerät weiterhin eine Nicht-Anschlußdetektionseinrichtung (Schritt S100 in Fig. 15) zur Detektion des Nicht-Anschlusses der Meßsonde an das Herzleistungsmeßgerät einschließt, und wobei die Auswahleinrichtung die von den Eingabeeinrichtungen (59, 60) eingegebenen Daten als die Indikatordaten auswählt (Schritt 102 in Fig. 15), nur wenn die Nicht -Anschlußdetektionseinrichtung einen Nicht- Anschluß detektiert.

13. Herzleistungsmeßgerät gemäß Anspruch 11, wobei die Indikatordaten bezüglich des Indikators die Temperatur des Indikators darstellen.

14. Herzleistungsmeßgerät gemäß Anspruch 11, wobei die Dateneinstelleinrichtung numerische Eingabetasten (75 in Fig. 1C) einschließt.