JPH0328926B2

JPH0328926B2 -

Info

Publication number: JPH0328926B2
Application number: JP62048829A
Authority: JP
Inventors: Shigekazu Sekii; Makoto Ikeda; Koji Tsuchida
Original assignee: Terumo Corp
Current assignee: Terumo Corp
Priority date: 1987-03-05
Filing date: 1987-03-05
Publication date: 1991-04-22
Also published as: JPS63216531A

Description

【発明の詳細な説明】〔産業上の利用分野〕本発明は生体情報測定装置に関し、特に検出素
子の型式を自動認識できるようにした生体情報測
定装置に関する。

〔従来の技術〕

近年、各種のエレクトロニクスセンサ（温度セ
ンサ、光センサ、圧力センサ、イオンセンサ等）
が開発され、これらのセンサは生体用測定装置、
特に各種の電子式医療用測定装置に広く応用され
ている。これらのセンサの多くはセンサ素子の電
気的特性の変化を利用するものであるが、一般
に、センサ素子毎の電気的特性の特性を完全にそ
ろえることは困難である。

このため従来は、できるだけ電気的特性の特性
のそろつたものを選択して使用していた。あるい
は、測定装置毎に補正用の特性素子でセンサ素子
の電気的特性のバラツキを補正していた。

しかし、一般にブローブは消耗し易いので、こ
れを容易に交換可能としたい。しかし、予め、ブ
ローブ毎に補正しておこうとすると、この種の補
正には限度があるので、特に精度を要求される測
定を行う際には、ブローブと測定装置本体との整
合性が一層問題になる。

〔発明が解決しようとする問題点〕

本発明は上述した従来技術の欠点を解決するも
のであり、その目的とする所は、検出素子の電気
的特性を容易に認識でき、その検出素子の特性に
応じて検出素子による検出情報を補正できる生体
情報法測定装置を提供することにある。

〔問題点を解決するための手段〕

本発明の生体情報測定装置は上記の目的を達成
するために、生体に関する情報を検出する検出素
子及び該検出素子の所定の電気的特性を補正する
ための補正素子を前記検出素子に接続してなる検
出手段と、前記検出手段に通電する通電手段と、
前記通電手段により前記検出手段が通電された
時、前記補正素子に発生する電圧値を読み取る読
取手段と、前記読取手段が読み取つた前記電圧値
が所定の範囲内にあるか否かにより前記検出素子
の形式を自動認識する認識手段と、前記認識手段
により認識された前記検出素子の形式に従つて、
前記検出手段よりの検出情報を補正する補正手段
とを備えることを、その概要とする。

〔作用〕

かかる構成において、検出手段は生体に関する
情報を検出する検出素子及び該検出素子の所定の
電気的特性を補正するための補正素子を検出素子
に接続してなる。通電手段により、この検出手段
に通電された時、その補正素子に発生する電圧値
を読み取り、その電圧値が所定の範囲内にあるか
否かによりその検出素子の形式を自動認識する。
こうして認識された検出素子の形式に従つて、検
出手段よりの検出情報を補正する。

〔実施例の説明〕

以下、添付図面に従つて本発明の実施例を詳細
に説明する。

第１図は本発明による実施例の連続心拍出量測
定装置のブロツク構成図である。図において、１
は連続心拍出量測定装置の本体であり、外部より
交換自在型の心拍出量測定用カテーテル２及び７
を接続する。このうち、カテーテル２は熱希釈法
に基づく指示薬注入用及び指示薬温度検出用のカ
テーテルであり、内部には指示薬温度を検出する
感温素子（サーミスタ等）３及び該感温素子の特
性のバラツキを補正する補正抵抗４から成る薬液
検温ブローブ回路を備える。この薬液検温ブロー
ブ回路はコネクタ５及び６を介して本体１の計測
部２０に電気的に接続され、心拍出量測定の際
は、心臓の右心房に位置する。７は血液温度検出
用及び血流速度検出用のカテーテルであり、内部
には、右心房及び右心室で熱希釈された薬液（血
液）温度を検出するサーミスタ８及び該サーミス
タ８の特性のバラツキを補正する補正抵抗９から
成る血液検温ブローブ回路と、前記サーミスタ８
に対して血流方向の５〜20mm程度下流側に位置
し、いわゆる熱平衡法により血流速度を検出する
サーミスタ１０（好ましくは自己発熱型サーミス
タ）から成る血流速検温ブローブ回路を備える。
これらの血流検温ブローブ回路及び血流速検温ブ
ローブ回路はコネクタ１１及び１２を介して本体
１の計測部２０に電気的に接続され、心拍出量測
定の際は、肺動脈に位置する。

尚、カテーテル２とカテーテル７は外観上一体
したものとして製造する。あるいはカテーテル２
の指示薬注入機構部のみをカテーテル７側に一体
して設け、残りの薬液検温ブローブ回路（カテー
テル２）は独立した別構成にして、指示薬注入用
タンクに挿入するようする。このようなカテーテ
ルの一部の構成及び用法については特願昭61−
48681を参考にできる。

本体１は以下の如く大きく分けられる。即ち、
カテーテル２及び７を介して各種の温度計測を実
行する計測部２０と、該計測部２０で計測した測
定データ等を光学的手段により伝達するオプトア
イソレーシヨン通信回路４０と、前記オプトアイ
ソレーシヨン通信回路４０を介して入力した測定
データに基づいて、熱希釈法により断続的に、あ
るいは血流速測定法により連続的に、心拍出量値
を演算し、演算結果を出力するメインCPU３０
と、前記メインCPU３０が演算して求めた心拍
出量値を表示する表示器５０と、本体１の前記各
部に直流電源を供給する電源部７０に分けられ
る。

計測部２０において、２１は注入液温度検出回
路であり、カテーテル２の開口部から右心房に吐
出する指示薬温度T₁を検出し、対応する電圧信
号V₁を出力する。あるいは、指示薬注入用タン
クに挿入して指示薬温度T₁を検出し、対応する
電圧信号V₁を出力する。２２は血液温度検出回
路であり、右心房に吐出した指示薬が肺動脈に達
するまでに熱希釈された薬液（血液）温度T_Pを
検出し、対応する電圧信号V_Pを出力する。２３
は平衡温度検出回路であり、例えば自己発熱型の
サーミスタ１０により加えた熱量と周囲の血液に
奪われる熱量との平衡温度を検出し、対応する電
圧信号V_C（V_CL、V_CM、V_CH）を出力する。２６は
ローカルCPUであり、メインCPU３０からの指
示に従い、該指示を実行するための各種の制御信
号CNTを各検出回路に出力し、前記の注入液温
度検出回路２１、血液温度検出回路２２及び平衡
温度検出回路２３における上記の計測動作を制御
すると共に、選択信号SELVによりアナログスイ
ツチ２４の各入力信号を選択し、該選択された信
号をＡ／Ｄ変換器２５によつてデジタルデータ
VDに変換せしめ、ローカルCPU２６内に取り込
む。またローカルCPU２６は内部にシリアル通
信機能を備え、該シリアル通信機能を介してメイ
ンCPU３０からの各種の指令信号R_Tを受け取る
と共に、前記の各検出回路から取り込んだデジタ
ルデータVDをシリアル伝送データT_Xに変換して
メインCPU３０に送る。

オプトアイソレーシヨン通信回路４０の目的
は、計測部２０とメインCPU３０間の上記の信
号のやりとりを、電気的に完全に絶縁した状態で
行うことにある。例えば第４図に示す如く、オプ
トアイソレーシヨン通信回路４０は、計測部２０
側に設けたフオトダイオード回路４１及びフオト
トランジスタ回路４６から成る光送受信回路４０
Ａと、メインCPU３０側に設けたフオトダイオ
ード回路４４及びフオトトランジスタ回路４３か
ら成る光送受信回路４０Ｂを互いに電気的に絶縁
した状態で備え、これらの間の信号伝達媒体とし
てオプテイカルフアイバーグラス４２及び４５等
を介在させる。従つて、計測部２０の電圧信号と
メインCPU３０の電圧信号との電気的接続は完
全に遮断され、よつて人体とメインCPU３０側
との間にはいかなる閉ループも形成される心配が
なく、安全な計測が行える。

メインCPU３０において、後述する各ブロツ
クはメインCPU３０が第６図〜第８図のプログ
ラムを実行することにより実現される各種の機能
ブロツクを示している。ここで、３１は熱希釈心
拍出量演算手段であり、指示薬の注入液温度T₁
及び熱希釈された血液温度T_Pを入力して熱希釈
心拍出量C_Oを演算し、結果を出力する。３２は
血流速度演算手段であり、加熱中のサーミスタ１
０の熱平衡温度T_C及び血液温度T_Pを連続的に入
力して血流速度ｖを演算し、結果を出力する。３
３は連続心拍出量演算手段であり、前記熱希釈心
拍出量演算手段３１が熱希釈法に基づき求めた熱
希釈心拍出量C_Oと前記血流速度演算手段３２が
求めた血流速度ｖとに基づいて肺動脈の血管断面
積パラメータＳを算出しレジスタに保持すると共
に、引き続き前記血流速度演算手段３２が計測し
て求める血流速度ｖと前記レジスタに保持してい
る血管断面積パラメータＳとに基づいて連続心拍
出量C_O′を演算し、結果を出力する。

電源部７０において、７１は交流（AC）電源
トランスであり、外部からのAC入力電圧
（100V、50／60HZ等）を降圧して所定のAC出力
電圧に変換する。電源トランス７１の一次側巻線
と二次側巻線とは磁気的にのみ結合しており、こ
れにより、本体１と外部のAC入力回路との電気
的接続を遮断する。７２は直流電源回路であり、
電源トランス７１の所定のAC出力電圧を平滑化
し、かつ安定化して直流電圧に変換し、そのうち
DC／DCコンバータ８０には直流電圧DCAを、
またメインCPU３０には直流電圧DCBを供給す
る。DC／DCコンバータ８０の目的は、電源部７
０から計測部２０への電力の供給を電気的に完全
に絶縁した状態で行うことにある。例えば第５図
に示す如く、DC／DCコンバータ８０は、電源部
７０（８０Ｂ）側が供給するDCA入力を一旦交
流電力に変換して出力するインバータ回路８１
と、計測部２０（８０Ａ）側において安定化した
直流のDCC出力を供給する直流定電圧回路８３
とを互いに電気的に絶縁した状態で備え、前記イ
ンバータ回路８１から前記直流定電圧回路８３へ
の電力伝達手段としては、一次側巻線と二次側巻
線とが磁気的にのみ結合しているトランス８２を
介在させる。従つて、計測部２０の直流電源回路
と電源部７０の電源回路との電気的接続は完全に
遮断され、よつて人体と本体１側又は外部のAC
入力回路との間にはいかなる閉ループも形成され
る心配がなく、安全な計測が行える。

第２図は実施例の血液温度検出回路２２の詳細
を示す回路図である。尚、注入液温度検出回路２
１については血液温度検出回路２２と略同一なの
で説明を省略する。

第２図において、ローカルCPU２６は、予め
制御信号STR１によりリレー回路２２８をONに
する。これによりリレー回路２２８の制御信号
RLC２を出力し、電流遮断回路２２２の接点ａ，
ｂ及びｃを閉鎖状態にする。またローカルCPU
２６は、予め制御信号SELSによりリレー回路２
２８に対して選択信号を与える。これによりリレ
ー回路２２８は選択信号RLC１を出力し、電流
遮断回路２２２の接点ｄ及びｅを図のように下側
に接続する。

かかる状態において、定電圧回路２２１Ａはサ
ーミスタ８に対して定電位V_Hを加えている。即
ち、定電圧回路２２１Ａのドライバ（DR）２２
１ａは、入力の基準電圧V_Oを参照することによ
りｐ点の電位が略V_Oになるようにドライブする。
従つて、ｐ点の電位は定電位V_H（略V_O）に保たれ
る。また定電圧回路２２１Ｂは補正抵抗９に対し
て定電圧V_Lを加える。即ち、定電圧回路２２１
Ｂのドライバ（DR）２２１ｂは、入力の基準電
圧GNDを参照することによりｑ点の電位が略
GNDになるようにドライブする。従つて、ｑ点
の電位は常に定電位V_L（略GND）に保たれる。
こうしてカテーテル７のサーミスタ８と補正抵抗
９との直列回路には常に定電圧V_H−V_Lが加えら
れる。

心拍出量計測の際は、サーミスタ８は熱希釈さ
れた血液温度に従つてその抵抗値R_PATを変化さ
せ、かつ前記の定電圧V_H−V_Lを前記の補正抵抗
値R_PASと分割することによりその分割電圧（血液
温度信号）V_PATをアナログスイツチ２２５に出
力する。この血液温度信号V_PATは、ローカル
CPU２６からの制御信号SELAにより選択され、
アナログスイツチ２２５を通過し、血液温度増幅
回路２２６の差動増幅器２２６ａの（−）端子に
入力する。一方、基準電圧発生回路２２７は、ロ
ーカルCPU２６からの制御信号SELRに従つて定
電位V_Hを選択し、これを参照電圧V_REFとして差
動増幅器２２６ａの（＋）端子に入力する。これ
により、差動増幅器２２６ａの（＋）端子及び
（−）端子間に加えられる分割電圧V_PATの内容
は、 V_PAT＝（V_H−V_L）・R_PAT／R_PAT＋R_PAS ……(1) により決定される。上記の(1)式より明らかな通
り、このような分割電圧V_PATを採用すると、サ
ーミスタ８の非直線抵抗値R_PATが分母及び分子あ
り、サーミスタ８に固有の抵抗値R_PATに見合つた
補正抵抗値R_PASが分母にあるので、ブローブ回路
としての直線性及び所定温度に対する抵抗値が補
正される。差動増幅器２２６ａは分割電圧V_PAT
を増幅して血液温度信号V_Pを出力する。

因に、ブローブ回路を定電流I_Cで駆動するとき
はサーミスタ８と補正抵抗９とを並列に接続して
補正すれば良い。これにより、差動増幅器２２６
ａの（＋）端子及び（−）端子間に加えられる逆
起電圧V_PAT′の内容は、 V_PAT′＝I_C・R_PAS・R_PAT／R_PAT＋R_PAS ……（1′）により決定される。同様にして上記の（1′）式よ
り明らかな通り、サーミスタ８の非直線抵抗値
R_PATが分母及び分子にあるとともに、サーミスタ
８に固有の抵抗値R_PATに見合つた補正抵抗値R_PAS
が分母にあるので、ブローブ回路としての直線性
及び所定温度に対する抵抗値が補正される。

実施例のサーミスタ３及び８の特性は、例えば
B_25-45＝3970K、Ｒ（37）＝40KΩであり、その大
きさは0.50¹×0.16^w×0.15^t（単位はmm）である。ま
たサーミスタ１０の特性は、例えばB_25-45＝
3500K、Ｒ（37）＝1000Ωであり、その大きさは、
1.18¹×0.4^w×0.15^tである。

しかし、これらのサーミスタ特性に限定するも
のではない。即ち、タイプの異なるカテーテルの
使用が可能である。特にサーミスタ３及び８の非
直線特性及び所定温度に対する抵抗値にバラツキ
があつても、あるいはサーミスタ自体の規格が異
なつていても、予め各カテーテル２及び７に設け
た補正抵抗４及び９によりその抵抗温度特性が補
正されるので、本体１側から見た温度−抵抗特性
は同一に扱える。

また、自己発熱型とした場合のサーミスタ１０
の発熱量0.01〜50ジユールの範囲であることが好
ましい。これより高い発熱量では血液温度を高く
し、あるいは血管壁を損傷させる可能性があり、
また低い発熱量では検出感度が小さくなる等の理
由により、何れも好ましくない。

一方、漏電流検知回路２２３は定電圧ループを
流れる電流I_Dに漏れが生じているか否かを検出す
る。定電圧ループはループに直列に挿入した２個
の同値の電流検出抵抗R_PSを含んでおり、漏電流
検知回路２２３の差動増幅器（DAMP）２２３
ａ及び２２３ｂは各抵抗R_PSの両端に現われる逆
起電圧I_D・R_PS及びI_D′・R_PSを差動増幅する。この
場合に、定電圧ループに漏れが生じていなければ
ソース側電流I_Dとシンク側電流I_D′は等しい。よ
つて、差動増幅器２２３ａ及び２２３ｂの各出力
電圧も等しく、差動増幅器２３３ｃの出力信号
V_FLは略OVである。しかしカテーテル７を介し
て定電圧ループに漏れが生じると、I_D＞I_D′（流
出）又はI_D＜I_D′（流入）の状態になり、差動増
幅器２２３ａ及び２２３ｂの各出力は（I_D、R_PS）
＞（I_D′・R_PS）又は（I_D・R_PS）＜（I_D′・R_PS）の関
係になる。これにより差動増幅器２３３ｃの出力
信号は±V_FLに変動する。従つて、ローカルCPU
２６は基準電圧発生回路２２７に適当な参照電圧
V_FREを発生せしめることにより、定期的に漏れ電
流の程度及び状態を調べることが可能である。ロ
ーカルCPU２６は漏れ電流を判断すると、リレ
ー回路２２８に制御信号RSR１を送る。これに
よりリレー回路２２８は制御信号RLC２を出力
し、電流遮断回路２２２の接点ａ〜ｃを直ちに開
放する。よつて、ブローブ回路への電流供給は直
ちに遮断される。こうして、人体への悪影響が取
り除かれる。

尚、ホール素子等で電流検出することも可能で
ある。また、ブローブ回路を交流でバイアスする
ような場合は、電流ループに巻き付けたコイルで
電流を検出する。

一方、基準抵抗回路２２４は血液温度検出回路
２２を校正するための基準温度信号V_PAT′を出力
する。ローカルCPU２６は制御信号SELPを送る
ことにより、基準抵抗回路２２４に対し所定の温
度T₁又はT₂等に相当する基準温度信号V_PAT′を出
力せしめる。基準抵抗回路２２４内の各分割抵抗
R₁〜R₄等は予め所定の抵抗値を有し、しかもそ
の抵抗値は温度によりほとんど変化しない。また
各直列抵抗網（R₁とR₂又はR₃とR₄等）には上記
の定電位V_H及びV_Lが加えられており、故にカテ
ーテル７のブローブ回路と同一の条件下でアナロ
グ回路網（アナログスイツチ２５、血液温度検出
回路２２６等）の温度ドリフト等を検出し、実際
の検出温度を補正できる。即ち、所定の温度T₁
を発生させたときに温度T₁′が検出されたときは、
誤差△Ｔ＝（T₁′−T₁）の情報をメインCPU３０
で求め、これにより温度参照テーブル等をシフト
し又は補正して使用する。

また、ローカルCPU２６は測定開始前にリレ
ー回路２２８の制御信号SELSを送り、電流遮断
回路２２２の接点ｄ及びｅを第２図の上側に接続
せしめる。これにより、サーミスタ８への給電路
は開放され、代りに基準抵抗R_Oを介して補正抵
抗９に定電圧（V_H−V_L）が加えられる。この場
合に、基準抵抗値R_OはメインCPU３０内におい
て既知であり、かつ一定であるが、補正抵抗値
R_PASはサーミスタ８に対する補正の内容により異
なる。そこで、ローカルCPU２６（メインCPU
３０）はこのときの分割電圧V_PATを取り込むこ
とにより、サーミスタ８の特性を調べることがで
きる。例えば、分割電圧V_PATが所定の範囲内で
バラツクときは、サーミスタ８のタイプ（カテー
テル７のタイプ）は同一であると判定できる。し
かし、分割電圧V_PATが極端に異なるときはサー
ミスタ８が異なるカテゴリーに属するものと判定
できる。本体１に対して、予め、このような異な
る種類のカテーテルの使用が予定されているとき
は、メインCPU３０は判別結果に従つて温度参
照テーブルをシフトし又は選択して使用する。

また、分割電圧V_PATが参照電圧V_REF（＝V_H）と
等しいときは、カテーテル７内のブローブ回路の
断線か、あるいはカテーテル７自体が接続されて
いないと判定できる。こうして、ローカルCPU
２６（メインCPU３０）は測定の前、中、後に
おいて逐次各検出回路の状態を調べ、自動的に対
応できる。

第３図は実施例の平衡温度検出回路２３の詳細
を示す回路図である。

ローカルCPU２６は予め制御信号STRにより
リレー回路２３５をONにする。これにより、リ
レー回路２３５は制御信号RLC３を出力し、電
流遮断回路２３２の接点ｆ及びｇを閉鎖状態にす
る。また、ローカルCPU２６は制御信号SELIC
により定電圧回路２３１の定電流I_Cの大きさを設
定する。これにより、定電流回路２３１はサーミ
スタ１０を含む定電流ループに設定した定電流I_C
を供給する。またこれにより、サーミスタ１０は
定電流I_Cで加熱されると共に、周囲の血液に対し
て加えた熱量と周囲の血液によつて奪われる熱量
との平衡温度に従い、その抵抗値R_CFTを変化さ
せ、その平衡温度の検出電圧（I_C・R_CFT）を平衡
温度増幅回路２３４の差動増幅器（DAMP）２
３４ａの入力に与える。差動増幅器２３４ａは検
出電圧（I_C・R_CFT）を差動増幅し、平衡温度の出
力電圧V_CLを形成する。差動増幅器２３４ａの出
力回路に設けた抵抗R_L、R_M、R_Hは出力電圧V_CL
を分割する分割抵抗であり、熱平衡温度の大きさ
に応じて測定レンジをミデアムレンジV_CM又はハ
イレンジV_CHのように異ならしめ、各測定レンジ
に対してのＡ／Ｄ変換器２５の最大分解能を対応
させている。

また、設定した定電流I_Cの大きさはメインCPU
３０内において既知であるから、メインCPU３
０はサーミスタ１０の熱平衡抵抗値R_CFTをR_CFT＝
V_C／I_Cにより求められる。

一方、漏電流検知回路２３３は定電流ループの
定電流I_Cに漏れが生じているか否かを検出する。
定電流ループは直列に挿入した２個の同値の電流
検出抵抗R_CSを含んでおり、漏電流検知回路２３
３の差動増幅器２３３ａ及び２３３ｂは各抵抗
R_CSの両端に現われる逆起電圧（I_C・R_CS）及び
（I_C′・R_CS）を差動増幅する。この場合に、定電
流ループに漏れが生じていなければソース側電流
I_Cとシンク側電流I_C′は等しく、よつて差動増幅
器２３３ａ及び２３３ｂの各出力も等しい。従つ
て、比較器（CMP）２３３ｃの入力は等しくそ
の出力信号ROFFは略OVである。よつて、リレ
ー回路２３５はONのままである。しかし、カテ
ーテル７を介して定電流ループに漏れが生じる
と、I_C＞I_C′（流出）又はI_C＜I_C′（流入）の状態
になり、差動増幅器２３３ａ及び２３３ｂの各出
力は（I_C・R_CS）＞（I_C′・R_CS）又は（I_C・R_CS）＜
（I_C′・R_CS）の関係になる。これにより、比較器
２３３ｃの出力信号ROFFは±V_Rに変化し、何
れの場合も所定範囲を越えるときはリレー回路２
３５を直ちにOFFする。またこれによりリレー
回路２３５は制御信号RLC３を出力し、電流遮
断回路２３２の接点ｆ，ｇを直ちに開放せしめ、
カテーテル７への電流供給を遮断する。こうし
て、人体への悪影響が取り除かれる。

尚、漏電流検知回路２３３の出力信号ROFFを
第１図のアナログスイツチ２４に入力せしめ、こ
れをローカルCPU（メインCPU３０）がリモート
でモニタできるようにしても良い。

また、サーミスタ１０は上記のような自己発熱
型のサーミスタに限られることはなく、一般的な
サーミスタを、それが別個のヒータ等により定電
流I_Cにおいて加熱されるように、ヒータの近傍に
設けたようなものであつてもよい。しかし、自己
発熱型のサーミスタの方が構造的にも組込み易
く、構造的にも安定した発熱量と検出が可能とな
り有利である。

第１図に戻り、メインCPU３０において、熱
希釈心拍出量演算手段３１は注入液温度検出回路
２１の注入液体温度T_Iと血液温度検出回路２２
の血液温度T_Pを入力し、公知のスチユワート・
ハミルトン法により(2)式に基づいて熱希釈法によ
る心拍出量C_Oを演算し、演算結果を連続心拍出
量演算手段３３に出力する。

C_O＝S_i・C_i・（T_P−T_i）・V_i／S_P・C_P・∫^∞／₀△T_Pd
t……(2) ここで、 C_O：心拍出量 S_i：注入液体の比重 C_i：注入液体の比熱 V_i：注入液体量 T_I：注入液体温度 T_P：血液温度 S_P：血液の比重 C_P：血液の比熱 ∫^∞ _O△T_Pdt：熱希釈曲線の面積である。

血流速度演算手段３２は血液温度検出回路２２
の血液温度T_Pと平衡温度検出回路２３の平衡温
度T_Cを入力し、(3)式に基づいて血流速度ｖを演
算し、演算結果を連続心拍出量演算手段３３に出
力する。

ｖ＝I_C・V_C／Ｋ・（T_C−T_P） ……(3) ここで、Ｋ：比例定数である。

連続心拍出量演算手段３２は、まず、熱希釈法
で求めた心拍出量C_Oと血流速度ｖから、(4)式に
基づいて肺動脈の血管断面積Ｓを算出し、パラメ
ータレジスタＳに保持する。

Ｓ＝C_O／ｖ ……(4) 上記の肺動脈の血管断面積Ｓは合理的な時間の
間は略一定と考えられるので、一旦パラメータＳ
を求めた後は、引き続き連続的な心拍出量C_O′を
測定できる。

そこで、連続心拍出量演算手段３２はパラメー
タＳと引き続き測定した血流速度ｖとから、(5)式
に基づいて連続心拍出量C_O′を演算し、演算結果
を表示器５０に出力する。

C_O′＝Ｓ・ｖ ……(5) 第６図は実施例の連続心拍出量測定手順を示す
メインルーチンのフローチヤートである。尚、以
下に述べる処理はメインCPU３０の指令による
ローカルCPU２６の共動により行われる。

本装置への電源投入又は測定開始ボタンの押下
等によりステツプＳ１に入力する。ステツプＳ２
では検出回路のリレー回路をONにする。ステツ
プＳ３ではカテーテルのブローブ回路を基準抵抗
側に接続してカテーテルが接続されているか否か
を検査する。もし、カテーテルが接続されていな
いときは、ステツプＳ１１に進み、リレー回路を
OFFにする。更にステツプＳ１２ではその旨を
エラー表示し、ステツプＳ１３ではブザー６０を
鳴動させて使用者の注意を促す。引き続きステツ
プＳ１４ではアイドルルーチンを実行し、異常が
取り除かれ、再度測定開始ボタンが押されるのを
待つ。

また、ステツプＳ３の判別でカテーテルが接続
されているときは、ステツプＳ４が前記の基準抵
抗によりカテーテルが標準タイプか否かを調べ
る。もし標準タイプでなければステツプＳ５に進
み、対応する温度テーブル等を選択する。

また標準タイプのときはそのままステツプＳ６
に進み、ブローブ回路に漏れ電流があるか否かを
検査する。漏れ電流ありと判定したときはステツ
プＳ１１に進み、リレー回路をOFFにし、エラ
ー処理をする。また漏れ電流なしと判定したとき
はステツプＳ７に進み、計測回路の温度標準電圧
を使用して計測値の補正が必要か否かを調べる。

補正が必要ならステツプＳ８に進み、温度テー
ブル等を補正する。また補正の必要がなければス
テツプＳ９に進み、パラメータＳの初期設定フラ
グがONか否かを判別する。

ONでないときは、被験者の心拍出量を始めて
測定するときとか本装置に電源投入したとき等に
該当し、ステツプＳ２０に進み、パラメータＳの
設定ルーチンを実行する。このパラメータ設定ル
ーチンでは熱希釈法に基づいた心拍出量C_Oの測
定演算を行い、引き続き、血流速度ｖの検出を行
ない、その上でパラメータＳを演算し、結果をパ
ラメータレジスタＳに保持する。更に、初期値設
定フラグをONにし、ステツプＳ６に戻る。こう
して再びステツプＳ９に戻ると、今度は初期設定
フラグがセツトされているのでステツプＳ１０に
進む。ステツプＳ１０は保持しているパラメータ
Ｓの更新の必要性を判別するステツプであり、こ
の必要性は更新要求フラグ（不図示）を調べるこ
とにより成される。例えば、この更新要求フラグ
のセツトは次のようにして行なう。メインCPU
３０のタイマ（不図示）等に前もつて、臨床医学
的にパラメータＳを更新する必要性が生じる時間
をセツトしておき、この時間経過したときに、タ
イマ割り込みルーチン等により更新要求フラグを
セツトする。この更新要求フラグがセツトされて
いればステツプＳ２０に進み、パラメータ設定ル
ーチン（この場合は、更新ルーチン）を実行す
る。これによりパラメータが更新されると、この
設定ルーチン内では前記更新要求フラグをリセツ
トし、前記タイマを再スタートする。またステツ
プＳ１０でNOを判別したときはパラメータＳは
有効かつ信頼性があるから、ステツプＳ４０に進
み、連続心拍出量測定ルーチンを実行する。

第７図は実施例のパラメータ設定処理ルーチン
の詳細を示すフローチヤートである。ステツプＳ
２１ではサーミスタ１０の加熱を停止する。この
ステツプは連続心拍出量測定の途中でパラメータ
Ｓの更新をする必要があるときに意味がある。ス
テツプＳ２２ではサーミスタ１０が十分に冷え、
サーミスタ８への影響がなくなるまでの所定時間
の経過を待つ。この所定時間が経過し、加熱の影
響がなくなるとステツプＳ２３に進み、カテーテ
ル２の吐出口より一定量の指示液体を投入する。
ステツプＳ２４ではこの注入液温度T₁を測定す
る。ステツプＳ２５では肺動脈に至るまでに熱希
釈された血液温度T_Pを測定する。ステツプＳ２
６では熱希釈心拍出量演算手段３１により心拍出
量C_Oを(2)式により算出し、ステツプＳ２７では
算出した心拍出量値C_Oを連続心拍出量演算手段
３３に出力する。尚、図示しないが、必要なら連
続心拍出量演算手段３３はこの心拍出量値C_Oを
表示する。こうして最初の又はパラメータ更新の
ための熱希釈法による心拍出量C_Oの測定がなさ
れる。

引き続き、ステツプＳ２８ではサーミスタ１０
を定電流I_Cで加熱する。ステツプＳ２９では加熱
される前の血液温度T_Pを測定する。ステツプＳ
３０では加熱中のサーミスタ１０自身の平衡温度
T_Cを検出する。また、この際には、(3)式で使用
するサーミスタ１０の両端の電位差V_Cが同時に
得られる。ステツプＳ３１では血流速演算手段３
２により血流速度ｖを(3)式によつて算出し、連続
心拍出量演算手段３３に出力する。ステツプＳ３
２では連続心拍出量演算手段３３が血管断面積の
パラメータＳを(4)式に従つて求め、レジスタＳに
保持する。

第８図は実施例の連続心拍出量測定ルーチンの
詳細を示すフローチヤートである。ステツプＳ４
１ではサーミスタ１０を定電流I_Cで加熱する。ス
テツプＳ４２では血液温度T_Pを測定する。ステ
ツプＳ４３では加熱中のサーミスタ１０自身の平
衡温度T_Cを測定する。その際にサーミスタ１０
の両端の電位差V_Cも同時に得られる。ステツプ
Ｓ４４では血流速演算手段３２により血流速度ｖ
を(3)式によつて算出し、連続心拍出量演算手段３
３に出力する。ステツプＳ４５では連続心拍出量
演算手段３３がパラメータＳに血流速度ｖとを乗
算して連続心拍出量C_O′を求める。ステツプＳ４
６では求めた連続心拍出量C_O′を表示する。

尚、上記の実施例は心拍出量測定装置について
述べたが、これに限らない。本発明は、他にも、
電子体温計、血圧計、心電計、心拍計、脳波計等
の各種の測定装置に適用できる。

また上記の実施例は、感温素子（サーミスタ）
による温度センサブローブ回路について述べた
が、これに限らない。本発明は、他にも、各種の
電極、イオンセンサ、圧力センサ、光センサ等の
各種のセンサを用いたブローブ回路について適用
できる。

また上記の実施例は、ブローブ回路に直流バイ
アス（定電流、定電圧）を加える場合について述
べたが、これに限らない。他にも、交流バイア
ス、パルス信号を加える場合でもよい。交流バイ
アスの漏れ電流は実行値で比較すれば良い。パル
ス信号の漏れ電流は所定区間で比較すれば良い。

〔発明の効果〕

以上述べた如く本発明によれば、補正素子によ
り検出素子の型式を認識できるので、検出手段の
特性のバラツキに応じた、検出素子による検出情
報の補正ができる効果がある。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明による実施例の連続心拍出量測
定装置のブロツク構成図、第２図は実施例の血液
温度検出回路２２の詳細を示す回路図、第３図は
実施例の平衡温度検出回路２３の詳細を示す回路
図、第４図は実施例のオプトアイシレーシヨン通
信回路を示す回路図、第５図は実施例のDC／DC
コンバータ回路を示す回路図、第６図は実施例の
連続心拍出量測定手順を示すメインルーチンのフ
ローチヤート、第７図は実施例のパラメータＳの
設定処理ルーチンの詳細を示すフローチヤート、
第８図は実施例の連続心拍出量測定ルーチンの詳
細を示すフローチヤートである。図中、１……本体、２，７……カテーテル、
３，８，１０……サーミスタ、４，９……補正抵
抗、５，６，１１，１２……コネクタ、２０……
計測部、２１……注入液温度検出回路、２２……
血液温度検出回路、２３……平衡温度検出回路、
２４……アナログスイツチ、２５……Ａ／Ｄ変換
器、２６……ローカルCPU、３０……メイン
CPU、３１……熱希釈心拍出量演算手段、３２
……血流速度演算手段、３３……連続心拍出量演
算手段、４０……オプトアイソレーシヨン通信回
路、５０……表示器、６０……ブザー、７０……
電源部、７１……電源トランス、７２……直流電
源回路、８０……DC／DCコンバータ回路であ
る。

Claims

【特許請求の範囲】１生体に関する情報を検出する検出素子及び該
検出素子の所定の電気的特性を補正するための補
正素子を前記検出素子に接続してなる検出手段
と、前記検出手段に通電する通電手段と、前記通電手段により前記検出手段が通電された
時、前記補正素子に発生する電圧値を読み取る読
取手段と、前記読取手段が読み取つた前記電圧値が所定の
範囲内にあるか否かにより前記検出素子の形式を
自動認識する認識手段と、前記認識手段により認識された前記検出素子の
形式に従つて、前記検出手段よりの検出情報を補
正する補正手段と、を備えることを特徴とする生体情報測定装置。２前記認識手段は前記電圧値が前記通電手段に
より印加された電圧にほぼ等しいときは、前記検
出素子が接続されていないと認識することを特徴
とする特許請求の範囲第１項に記載の生体情報測
定装置。