JPH04166130A - 心機能測定装置 - Google Patents
心機能測定装置Info
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- JPH04166130A JPH04166130A JP2295044A JP29504490A JPH04166130A JP H04166130 A JPH04166130 A JP H04166130A JP 2295044 A JP2295044 A JP 2295044A JP 29504490 A JP29504490 A JP 29504490A JP H04166130 A JPH04166130 A JP H04166130A
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- JP
- Japan
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- catheter
- calculating
- ejection fraction
- thermodilution
- indicator
- Prior art date
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording for evaluating the cardiovascular system, e.g. pulse, heart rate, blood pressure or blood flow
- A61B5/026—Measuring blood flow
- A61B5/0275—Measuring blood flow using tracers, e.g. dye dilution
- A61B5/028—Measuring blood flow using tracers, e.g. dye dilution by thermo-dilution
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- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔発明の目的〕
（産業上の利用分野）
本発明は、心機能検査の対象となる心拍出量、右室駆出
量および右室拡張終期容量を測定するための心機能測定
装置に関する。
量および右室拡張終期容量を測定するための心機能測定
装置に関する。
（従来の技術）
心機能検査の際に右室駆出率を測定するための方法とし
ては、従来よりＲＩアンギオグラフィー、シネアンギオ
グラフィー、超音波エコーグラフィー、指示薬希釈法な
どが知られている。
ては、従来よりＲＩアンギオグラフィー、シネアンギオ
グラフィー、超音波エコーグラフィー、指示薬希釈法な
どが知られている。
ＲＩアンギオグラフィーはラジオアイソトープを体内に
注入して測定を行なうものであり、高い測定精度で右室
駆出率の測定を行なえる。しかし、測定場所がＲＩ管理
区域に限定されるため簡便な測定方法とはいえないとと
もに、体内に注入されるラジオアイソトープの影響を考
慮して頻回の測定を行なえないという問題点がある。
注入して測定を行なうものであり、高い測定精度で右室
駆出率の測定を行なえる。しかし、測定場所がＲＩ管理
区域に限定されるため簡便な測定方法とはいえないとと
もに、体内に注入されるラジオアイソトープの影響を考
慮して頻回の測定を行なえないという問題点がある。
シネアンギオグラフイーおよび超音波エコーグラフィー
は、画像解析により右室駆出率を算定する方法である。
は、画像解析により右室駆出率を算定する方法である。
これらの方法を用いた測定では、左心室の場合その形態
を回転楕円体として近似できるが、右心室では解剖学的
な複雑さから近似方法が明らかになっていないという問
題点がある。
を回転楕円体として近似できるが、右心室では解剖学的
な複雑さから近似方法が明らかになっていないという問
題点がある。
また指示薬希釈法で特に熱希釈法は、右心カテーテル法
による測定を行なう場合、サーモダイリューション・カ
テーテルを体内に留置して右室駆出率の測定を行なえる
ので、比較的測定が簡便である。この熱希釈法による右
室駆出率の算定では、プラトー法と指数関数法が知られ
ている。
による測定を行なう場合、サーモダイリューション・カ
テーテルを体内に留置して右室駆出率の測定を行なえる
ので、比較的測定が簡便である。この熱希釈法による右
室駆出率の算定では、プラトー法と指数関数法が知られ
ている。
プラトー法は、熱希釈曲線の下降側に生じる連続したプ
ラトーと基線の差から駆出率を求め、これを４拍間にわ
たって測定し、求められる３つの駆出率を加算平均して
、この熱希釈曲線の駆出率としている。
ラトーと基線の差から駆出率を求め、これを４拍間にわ
たって測定し、求められる３つの駆出率を加算平均して
、この熱希釈曲線の駆出率としている。
また指数関数法は、熱希釈曲線の下降脚部分に生じるプ
ラト一部に心電図のＲ波を同期させ、この曲線の減衰曲
線から指数関数を導いて、この測定系の時定数を求め、
これを基に駆出率を算出している。
ラト一部に心電図のＲ波を同期させ、この曲線の減衰曲
線から指数関数を導いて、この測定系の時定数を求め、
これを基に駆出率を算出している。
（発明が解決しようとする課題）
ところで、熱希釈法による測定で、プラトー法により右
室駆出率を算定する場合は、駆出率が大きくなればなる
ほど、各抽出間で算出しな駆出率に差が生じ、４拍間の
平均値が実際の値よりも小さな値として算出されるとい
う問題が生じる。
室駆出率を算定する場合は、駆出率が大きくなればなる
ほど、各抽出間で算出しな駆出率に差が生じ、４拍間の
平均値が実際の値よりも小さな値として算出されるとい
う問題が生じる。
この誤差は、指示薬（注入液）として用いられる生理食
塩水または５％ぶどう糖液からなる０℃の冷水がカテー
テル内に残存し、カテーテル壁を通じて生体組織および
血液が冷却されることにより生じるものである。したが
って、カテーテルの体内挿入長に応じて誤差が伴うよう
になる。これは模擬実験により、モデル心の右室から直
接指示薬を注入することで測定した熱希釈曲線から得ら
れる駆出率には、誤差が伴わないことから結論付けられ
る。
塩水または５％ぶどう糖液からなる０℃の冷水がカテー
テル内に残存し、カテーテル壁を通じて生体組織および
血液が冷却されることにより生じるものである。したが
って、カテーテルの体内挿入長に応じて誤差が伴うよう
になる。これは模擬実験により、モデル心の右室から直
接指示薬を注入することで測定した熱希釈曲線から得ら
れる駆出率には、誤差が伴わないことから結論付けられ
る。
第１０図の（ａ）はカテーテル挿入長が９０ｃｍのとき
の熱希釈曲線の例を示しており、（ｂ）はカテーテルに
よる生体組織および血液の冷却の影響のみを取り出しな
熱希釈曲線を示している。
の熱希釈曲線の例を示しており、（ｂ）はカテーテルに
よる生体組織および血液の冷却の影響のみを取り出しな
熱希釈曲線を示している。
この図で、４心拍における注入液による温度変化をＡ、
Ｂ、Ｃ，Ｄとし、カテーテルに残存する注入液により負
の熱量が体内留置部分のカテーテル壁を通して発生する
ことによる温度変化をａ。
Ｂ、Ｃ，Ｄとし、カテーテルに残存する注入液により負
の熱量が体内留置部分のカテーテル壁を通して発生する
ことによる温度変化をａ。
ｂ、ｃ、ｄとするとともに、
Ａ−＝Ａ＋ａ Ｂ−＝Ｂ＋ｂ
Ｃ−＝Ｃ十ｃ Ｄ−＝Ｄ＋ｄ
としたとき、各拍出間の駆出率ＥＦ１． ＥＦ２． Ｅ
Ｆ３は、従来 ＥＦ１＝ １−Ｂ−／Ａ− ＥＦ２＝ １−Ｃ７Ｂ − ＥＦ３＝ １−Ｄ ７Ｃ” により算出されており、カテーテルによる生体組織およ
び血液の冷却による影響が考慮されていなかったことに
誤差の発生があった。
Ｆ３は、従来 ＥＦ１＝ １−Ｂ−／Ａ− ＥＦ２＝ １−Ｃ７Ｂ − ＥＦ３＝ １−Ｄ ７Ｃ” により算出されており、カテーテルによる生体組織およ
び血液の冷却による影響が考慮されていなかったことに
誤差の発生があった。
本発明はこのような課題を解決するために提案されたも
のであり、熱希釈法によって得られた熱希釈曲線をプラ
トー法により算出して駆出率などを測定する場合に、カ
テーテルによる生体組織および血液の冷却の影響を補正
でき、高精度な測定が可能な心機能測定装置を提供する
ことを目的とする。
のであり、熱希釈法によって得られた熱希釈曲線をプラ
トー法により算出して駆出率などを測定する場合に、カ
テーテルによる生体組織および血液の冷却の影響を補正
でき、高精度な測定が可能な心機能測定装置を提供する
ことを目的とする。
（課題を解決するための手段）
上記目的を達成するなめに本発明による心機能測定装置
は、被検者の体内に挿入され、指示薬・注入口が右心室
に位置するように留置されるカテーテルと、このカテー
テルの先端側に取り付けられ、右心室から駆出される血
液の温度を検出する測温センサと、上記カテーテルを介
して右心室に冷水の指示薬が注入されたときに、上記測
温センサによって血液温度の変化を検出することで得ら
れる熱希釈曲線から右室駆出率を算出するための演算処
理部と、上記カテーテルの体内挿入長をこの演算処理部
に入力するデータ入力手段とを備え、上記演算処理部に
て上記カテーテルの体内挿入長に起因する測定誤差を補
正した演算を行って右室駆出率を算出することを特徴と
する。
は、被検者の体内に挿入され、指示薬・注入口が右心室
に位置するように留置されるカテーテルと、このカテー
テルの先端側に取り付けられ、右心室から駆出される血
液の温度を検出する測温センサと、上記カテーテルを介
して右心室に冷水の指示薬が注入されたときに、上記測
温センサによって血液温度の変化を検出することで得ら
れる熱希釈曲線から右室駆出率を算出するための演算処
理部と、上記カテーテルの体内挿入長をこの演算処理部
に入力するデータ入力手段とを備え、上記演算処理部に
て上記カテーテルの体内挿入長に起因する測定誤差を補
正した演算を行って右室駆出率を算出することを特徴と
する。
（作用）
カテーテルの体内挿入長が長ければ長いほど、カテーテ
ルによる生体組織および血液の冷却の影響が大きく現れ
るが、上述した構成では、カテーテルの体内挿入長に起
因する測定誤差を補正して右室駆出率を算出することが
できる。
ルによる生体組織および血液の冷却の影響が大きく現れ
るが、上述した構成では、カテーテルの体内挿入長に起
因する測定誤差を補正して右室駆出率を算出することが
できる。
（実施例）
以下、本発明の実施例を図面に基づき詳細に説明する。
第１図は、心機能測定用のサーモダイリューション・カ
テーテルを示す。
テーテルを示す。
この図で、カテーテル１の先端側には右室に指示液を注
入するための注入口２が備えれており、先端部にはバル
ーン３と熱応答時間がたとえば２００ ａ＋ｓＥｃと非
常に短いサーミスタ４が取り付けられている。カテーテ
ル１の基部側に延びる信号ケーブル５に取り付けられた
サーミスタ用コネクタ６には、カテーテル接続コード７
がコネクタ８を介して接続され、この接続コード７の基
部側のコネクタ９Ａが、装置本体１０の背面部に設けら
れたカテーテル接続コネクタ９Ｂに接続される（第６図
参照）。接続コード７ａのコネクタ１１には、注入液の
温度を測定するためのサーミスタ１２が取り付けられた
測温プローブ１３が接続される。
入するための注入口２が備えれており、先端部にはバル
ーン３と熱応答時間がたとえば２００ ａ＋ｓＥｃと非
常に短いサーミスタ４が取り付けられている。カテーテ
ル１の基部側に延びる信号ケーブル５に取り付けられた
サーミスタ用コネクタ６には、カテーテル接続コード７
がコネクタ８を介して接続され、この接続コード７の基
部側のコネクタ９Ａが、装置本体１０の背面部に設けら
れたカテーテル接続コネクタ９Ｂに接続される（第６図
参照）。接続コード７ａのコネクタ１１には、注入液の
温度を測定するためのサーミスタ１２が取り付けられた
測温プローブ１３が接続される。
またカテーテル１の基部側に延びるチューブ１４に取り
付けられた注入用ルーメン１５からは、０℃に冷却され
た指示薬が注入される。チューブ１６の基部には肺動脈
脈圧用のルーメン１７が取り付けられ、チューブ１８の
基部にはバルーン用のルーメン１９が取り付けられてい
る。ここで、チューブ１４゜１６、１＆はカテーテル１
内の通路１ａ、 ｌｂ、 １Ｃ（第２図参照）にそれぞ
れ連通しており、カテーテル１内の通路１ｄにはサーミ
スタ４に接続される信号ケーブル５が通されている。
付けられた注入用ルーメン１５からは、０℃に冷却され
た指示薬が注入される。チューブ１６の基部には肺動脈
脈圧用のルーメン１７が取り付けられ、チューブ１８の
基部にはバルーン用のルーメン１９が取り付けられてい
る。ここで、チューブ１４゜１６、１＆はカテーテル１
内の通路１ａ、 ｌｂ、 １Ｃ（第２図参照）にそれぞ
れ連通しており、カテーテル１内の通路１ｄにはサーミ
スタ４に接続される信号ケーブル５が通されている。
第３図は、本発明による心機能測定装置のブック図であ
る。
る。
この図で、カテーテル１に備えられているサーミスタ４
によって検出された血液温度は、血液温度検出回路２０
において電圧レベルの熱希釈信号として取り出され、こ
の熱希釈信号はアイソレーショントランス２１を介して
増幅回路２２で増幅されたあと、熱希釈信号ＣＥＦとし
てアナログスイッチ２３に供給されるとともに、ローパ
スフィルタ２４に出力される。このローパスフィルタ２
４では、階段状の熱希釈信号が心拍出量を算出するため
の熱希釈信号Ｃｃｏに変えられ、アナログスイッチ２３
に供給される。
によって検出された血液温度は、血液温度検出回路２０
において電圧レベルの熱希釈信号として取り出され、こ
の熱希釈信号はアイソレーショントランス２１を介して
増幅回路２２で増幅されたあと、熱希釈信号ＣＥＦとし
てアナログスイッチ２３に供給されるとともに、ローパ
スフィルタ２４に出力される。このローパスフィルタ２
４では、階段状の熱希釈信号が心拍出量を算出するため
の熱希釈信号Ｃｃｏに変えられ、アナログスイッチ２３
に供給される。
またサーミスタ１２によって検出された注入液の温度は
、注入液温度検出回路２５において電圧レベルの熱希釈
信号として取り出され、この熱希釈信号はアイソレーシ
ョントランス２６を介して増幅回路２７で増幅され、ア
ナログスイッチ２３に供給される。
、注入液温度検出回路２５において電圧レベルの熱希釈
信号として取り出され、この熱希釈信号はアイソレーシ
ョントランス２６を介して増幅回路２７で増幅され、ア
ナログスイッチ２３に供給される。
心電図入力用コネクタ２８からは、モニタなどで１Ｖ程
度に増幅された心電図信号ＥＣＧが取り込まれ、バッフ
ァ２９を介してアナログスイッチ２３に供給されるとと
もに、バイパスフィルタ３０ａに出力される。このバイ
パスフィルタ３０ａと次段の整流回路３０ｂとは、バッ
ファ２９からの心電図信号より、駆出率算出用熱希釈信
号のプラト一部を検出するための同期信号を作り出す同
期信号発生回路３０を構成しており、作り出された同期
信号がアナログスイッチ２３に供給される。
度に増幅された心電図信号ＥＣＧが取り込まれ、バッフ
ァ２９を介してアナログスイッチ２３に供給されるとと
もに、バイパスフィルタ３０ａに出力される。このバイ
パスフィルタ３０ａと次段の整流回路３０ｂとは、バッ
ファ２９からの心電図信号より、駆出率算出用熱希釈信
号のプラト一部を検出するための同期信号を作り出す同
期信号発生回路３０を構成しており、作り出された同期
信号がアナログスイッチ２３に供給される。
なお、バッファ２９がら出力される心電図信号、増幅回
路２２およびローパスフィルタ２４から出力される熱希
釈信号は、アナログ出力コネクタ３１から外部に取り出
すことができる。
路２２およびローパスフィルタ２４から出力される熱希
釈信号は、アナログ出力コネクタ３１から外部に取り出
すことができる。
アナログスイッチ２３て′は、入力されるアナログ信号
の一つが逐次選択されてＡ／Ｄコンバータ３２に出力さ
れる。このＡ／Ｄコンバータ３２で変換すれなディジタ
ル信号は、演算処理装置（ＣＰＵ）３３に取り込まれる
。
の一つが逐次選択されてＡ／Ｄコンバータ３２に出力さ
れる。このＡ／Ｄコンバータ３２で変換すれなディジタ
ル信号は、演算処理装置（ＣＰＵ）３３に取り込まれる
。
このＣＰＵ３３の制御を受ける入出力インターフェース
３４には、測定の開始・終了の操作、患者データなどの
入力や、表示の切換え操作、プリンタの印字開始・停止
などの操作を行なう操作スイッチ群３５、計算結果や患
者データなどを表示する発光ダイオード表示器（ＬＥＤ
表示器）３６および液晶表示器（ＬＣＤ表示器）３７、
プリンタ駆動回路３８が接続されている（第４図の参照
）。このプリンタ駆動回路３８によってプリンタ３９が
駆動され、測定結果などの印字が行なわれる。またこの
入出力インターフェース３４に接続されている入力コネ
フタ４０には、フットスイッチが接続される。
３４には、測定の開始・終了の操作、患者データなどの
入力や、表示の切換え操作、プリンタの印字開始・停止
などの操作を行なう操作スイッチ群３５、計算結果や患
者データなどを表示する発光ダイオード表示器（ＬＥＤ
表示器）３６および液晶表示器（ＬＣＤ表示器）３７、
プリンタ駆動回路３８が接続されている（第４図の参照
）。このプリンタ駆動回路３８によってプリンタ３９が
駆動され、測定結果などの印字が行なわれる。またこの
入出力インターフェース３４に接続されている入力コネ
フタ４０には、フットスイッチが接続される。
なお、カテーテル体内挿入長などの患者データの入力は
、患者データ入カキ−５５ｆを押したあとテンキー３５
９を操作することで行なわれ、このとき各データがＬＣ
Ｄ表示器３７に表示される。ここで、患者データ入カキ
−５５ｆおよびテンキー３５（１はデータ入力手段を構
成する。
、患者データ入カキ−５５ｆを押したあとテンキー３５
９を操作することで行なわれ、このとき各データがＬＣ
Ｄ表示器３７に表示される。ここで、患者データ入カキ
−５５ｆおよびテンキー３５（１はデータ入力手段を構
成する。
ＣＰＵ３３に接続されるＲＯＭ （リード・オンリ・メ
モリ）４１には、動作手順と演算用のプログラムが格納
されており、ＲＡＭ （ランダム・アクセス・メモリ）
４２には測定データなどが記憶される。
モリ）４１には、動作手順と演算用のプログラムが格納
されており、ＲＡＭ （ランダム・アクセス・メモリ）
４２には測定データなどが記憶される。
またＣＰＵ３３には信号処理に必要なりロック信号を出
力するＲＴＣ（リアル・タイム・クロック）４３が接続
されている。
力するＲＴＣ（リアル・タイム・クロック）４３が接続
されている。
ＡＣコネクタ４４から給電される交流電源は、電源トラ
ンス４５で変圧され、電源回路４６で直流電源に変えら
れたあと、パルストランス４７を介してＤＣ／ＤＣコン
バータ４８に供給される。このＤＣ／ＤＣコンバータ４
８から出力される直流電源はアイソレーション回路部４
９側の、血液温度検出回路２０と注入液温度検出回路２
５に給電される。
ンス４５で変圧され、電源回路４６で直流電源に変えら
れたあと、パルストランス４７を介してＤＣ／ＤＣコン
バータ４８に供給される。このＤＣ／ＤＣコンバータ４
８から出力される直流電源はアイソレーション回路部４
９側の、血液温度検出回路２０と注入液温度検出回路２
５に給電される。
つぎに、このように構成される心機能測定装置の動作を
第６図の動作流れ図を参照しながら説明する。
第６図の動作流れ図を参照しながら説明する。
まず、カテーテル１を先端部が被検者の肺動脈に位１し
、注入口２が右室に位置するように留置する。続いてカ
テーテル１を接続コード７を介して装置本体１０に接続
する（ステップ８１〜Ｓ２＞。
、注入口２が右室に位置するように留置する。続いてカ
テーテル１を接続コード７を介して装置本体１０に接続
する（ステップ８１〜Ｓ２＞。
指示薬（注入液）を準備し、温度プローブ１３を装置本
体１０に接続する（ステップ８３〜Ｓ４）。
体１０に接続する（ステップ８３〜Ｓ４）。
装置本体に電源を投入し、被検者の体表面積を算出する
ための身長・体重、心拍出量算出のためのカテーテル係
数、駆出率算出のためのカテーテル体内挿入長などの患
者データをデータ入力手段のテンキー３５Ｑによって入
力する（ステップ８５〜８６）。
ための身長・体重、心拍出量算出のためのカテーテル係
数、駆出率算出のためのカテーテル体内挿入長などの患
者データをデータ入力手段のテンキー３５Ｑによって入
力する（ステップ８５〜８６）。
被検者の心電図をモニタし、心電図信号ＥＧＣを装置に
入力する（ステップ８７〜Ｓ８）。
入力する（ステップ８７〜Ｓ８）。
総ての準備が完了すると、測定準備完了灯３６ａが点灯
する（ステップＳ９＞。この測定準備完了灯３６ａの点
灯を目安にして測定開始キー３５ａを押し、０℃の指示
薬を５〜１０ｍ１程度注入用ルーメン１５より一気に注
入する（ステップ５ｔｏ−ｓｉｉ＞。
する（ステップＳ９＞。この測定準備完了灯３６ａの点
灯を目安にして測定開始キー３５ａを押し、０℃の指示
薬を５〜１０ｍ１程度注入用ルーメン１５より一気に注
入する（ステップ５ｔｏ−ｓｉｉ＞。
この操作により、心拍出量測定用の熱希釈信号Ｃｏｏ、
駆出率測定用の熱希釈信号ＣＥＦおよび心電図信号ＥＣ
Ｇの取り込みが開始され、それぞれの信号がＡ／Ｄ変換
されたあと、ＲＡＭ４２に格納される。このときのデー
タの取込みは熱希釈曲線表示器３６ｂの点灯で確認でき
る。注入液温度は測定開始から測定終了までの間で最も
低い値がＲＡＭ４２に格納される。また測定開始時の心
拍数ＨＲ８，のデータがＲＡＭ４２に格納されるととも
に、駆出率を算出するため熱希釈曲線の最初の値を基５
ｌＴｓ■としてこのデータがＲＡＭ４２に格納される。
駆出率測定用の熱希釈信号ＣＥＦおよび心電図信号ＥＣ
Ｇの取り込みが開始され、それぞれの信号がＡ／Ｄ変換
されたあと、ＲＡＭ４２に格納される。このときのデー
タの取込みは熱希釈曲線表示器３６ｂの点灯で確認でき
る。注入液温度は測定開始から測定終了までの間で最も
低い値がＲＡＭ４２に格納される。また測定開始時の心
拍数ＨＲ８，のデータがＲＡＭ４２に格納されるととも
に、駆出率を算出するため熱希釈曲線の最初の値を基５
ｌＴｓ■としてこのデータがＲＡＭ４２に格納される。
プラト一部の認識は、第７図に示すように過去３秒間に
おける心電図のＱＲ３波のピークの１／２となる値を閾
値として、この値を越えた時点Ｔ、／２から、測定開始
時の心拍数ＨＲｓｒにより時間遅れ分（ＴＨＲ：５ト３
００ａｉｓｅｃ ）を変化させ、そのときの最大４つの
熱希釈信号Ｔ。ｏ（Ｔｏｌ、Ｔｏ２．Ｔｏ３．Ｔｏ４）
を検出することで行ない、これらの値をＲＡＭ４２に格
納する。検出点は、熱希釈信号ＣＥＦの下降側で最大値
の１０〜８５％の範囲にあるものが使用される。これら
の処理は、ステップＳ１２に相当する。
おける心電図のＱＲ３波のピークの１／２となる値を閾
値として、この値を越えた時点Ｔ、／２から、測定開始
時の心拍数ＨＲｓｒにより時間遅れ分（ＴＨＲ：５ト３
００ａｉｓｅｃ ）を変化させ、そのときの最大４つの
熱希釈信号Ｔ。ｏ（Ｔｏｌ、Ｔｏ２．Ｔｏ３．Ｔｏ４）
を検出することで行ない、これらの値をＲＡＭ４２に格
納する。検出点は、熱希釈信号ＣＥＦの下降側で最大値
の１０〜８５％の範囲にあるものが使用される。これら
の処理は、ステップＳ１２に相当する。
このとき血液温度は、ＬＣＤ表示器３７に表示されると
ともに、温度変化がバーグラフ表示されろくステップＳ
１３〜５１４）。
ともに、温度変化がバーグラフ表示されろくステップＳ
１３〜５１４）。
データが総て用意されたあとは、第８図に示す計算ルー
チンに基づいて駆出率を求める演算が行なわれる（ステ
ップ８１５〜５１６）。
チンに基づいて駆出率を求める演算が行なわれる（ステ
ップ８１５〜５１６）。
まず、検出した熱希釈曲線の各プラト一部の値Ｔｏｏか
ら基線の値ＴＳＴを減算する処理を行なう（ステップ３
１６ａ）。
ら基線の値ＴＳＴを減算する処理を行なう（ステップ３
１６ａ）。
つぎに、減算値△Ｔｂｎ＋１’△Ｔｂｎ間で互いに除す
処理を行ない、３つの除算値ＲＦｎを得る（ステップ５
１６ｂ ）。
処理を行ない、３つの除算値ＲＦｎを得る（ステップ５
１６ｂ ）。
つぎに、１からこれら除算値ＲＦ、を減算して、駆出率
ＥＦ、を求める（ステップ８１６Ｃ）。
ＥＦ、を求める（ステップ８１６Ｃ）。
算出しな駆出率ＥＦ、 （ＥＦｌ、 ＥＦ２． ＥＦ
３）のうち最大値ＥＦＩａＸを選択し、この値にカテー
テル体内挿入共ＣＬＧを補正する演算を行ない、右室駆
出率ＥＦを求める（ステップ５１６６〜５１６ｅ）。こ
こで、熱希釈曲線から算出される３つの駆出率は最大値
が最も誤差が少ないことが公知である。
３）のうち最大値ＥＦＩａＸを選択し、この値にカテー
テル体内挿入共ＣＬＧを補正する演算を行ない、右室駆
出率ＥＦを求める（ステップ５１６６〜５１６ｅ）。こ
こで、熱希釈曲線から算出される３つの駆出率は最大値
が最も誤差が少ないことが公知である。
なお、熱希釈信号Ｔ。０のデータが容易されていない場
合は、エラー処理となる（ステップ５１７）。
合は、エラー処理となる（ステップ５１７）。
以上の演算は、次式で表される。
ＥＦｌ ＝１ （Ｔｃ２ ＴＳＴ）／ （Ｔ（：Ｉ
ＴＳＴ）ＥＦ２ ＝１ （Ｔｃ３ ＴＳＴ） ／
（Ｔｃ２ ＴＳＴ）ここで、Ｋｃｏｒｒは２．０ト３．
ＯＯｃｍ−’の値を取る補正係数であり、カテーテル
１の材質およびサイズが変わると変化する。Ｃ［Ｇはカ
テーテル１の注入口２までの体内挿入長である。
ＴＳＴ）ＥＦ２ ＝１ （Ｔｃ３ ＴＳＴ） ／
（Ｔｃ２ ＴＳＴ）ここで、Ｋｃｏｒｒは２．０ト３．
ＯＯｃｍ−’の値を取る補正係数であり、カテーテル
１の材質およびサイズが変わると変化する。Ｃ［Ｇはカ
テーテル１の注入口２までの体内挿入長である。
また心拍出量ＣＯは、熱希釈信号Ｃ８０をスチュワート
・ハミルトンの式およびエドワーズの式より算出する。
・ハミルトンの式およびエドワーズの式より算出する。
１回拍出量Ｓｖは、心拍出量ＣＯを心拍数ＨＲで除すこ
とで求める。
とで求める。
右室拡張終期容量ＲＶＥＤＶは、１回拍出量Ｓｖを右室
駆出率ＲＶＥＦで除して求める。
駆出率ＲＶＥＦで除して求める。
１回拍出量Ｓｖおよび右室拡張終期容量ＲＶＥＤＶを体
表面積ＢＳＡで除して規格化し、１回抽出係数ＳＩ、拡
張終期容量係数ＲＶＥＤＶＩとして算出する。
表面積ＢＳＡで除して規格化し、１回抽出係数ＳＩ、拡
張終期容量係数ＲＶＥＤＶＩとして算出する。
以上の演算は、次式で表される。
５Ｖ＝ＣＯ／ＨＲ３ＴＳＩ＝ＳＶ／ＢＳＡＲＶＥＤＶ
＝ＳＶ／ＲＶＥＦ ＲＶＥＤＶＩ＝ＲＶＥＤＶ ／
ＢＳＡ総での測定が終了すると、測定データがＲＡＭ４
２に登録される（ステップ５１８）。
＝ＳＶ／ＲＶＥＦ ＲＶＥＤＶＩ＝ＲＶＥＤＶ ／
ＢＳＡ総での測定が終了すると、測定データがＲＡＭ４
２に登録される（ステップ５１８）。
また測定終了後は、表示切換えキー３５ｂの操作で土Ｅ
Ｄ表示器３６Ｃに右室駆出率および右室拡張終期容量が
それぞれ表示される。測定結果印字キー３５Ｃを押すと
第９図に印字例を示すように測定結果と測定波形が印字
され、リスト印字キー３５ｄを押すと５回分の測定結果
と平均値が印字される。
Ｄ表示器３６Ｃに右室駆出率および右室拡張終期容量が
それぞれ表示される。測定結果印字キー３５Ｃを押すと
第９図に印字例を示すように測定結果と測定波形が印字
され、リスト印字キー３５ｄを押すと５回分の測定結果
と平均値が印字される。
抽出間駆出率表示キー３５ｅを押すと、検出した３つの
抽出量毎の駆出率がＬＣＤ表示器３７に表示される（ス
テップ３１９〜５２０）。
抽出量毎の駆出率がＬＣＤ表示器３７に表示される（ス
テップ３１９〜５２０）。
なお、駆出率算出用熱希釈信号ＣＥＦのように階段状の
波形をニドワードの式から心拍比Ｉを算出すると、計算
値がばらつくことが経験的に知られている。しかし、本
装置では熱希釈信号ＣＥＦを通常のサーモダイリューシ
ョン・カテーテル１と同程度の時定数のローパスフィル
タ２４に通して、このフィルタ出力を心拍出量算出用熱
希釈信号Ｃ６０にして解析し、心拍出量を算出している
ので、安定した測定ができる。
波形をニドワードの式から心拍比Ｉを算出すると、計算
値がばらつくことが経験的に知られている。しかし、本
装置では熱希釈信号ＣＥＦを通常のサーモダイリューシ
ョン・カテーテル１と同程度の時定数のローパスフィル
タ２４に通して、このフィルタ出力を心拍出量算出用熱
希釈信号Ｃ６０にして解析し、心拍出量を算出している
ので、安定した測定ができる。
以上説明したように本発明によれば、カテーテル内に残
留する冷水の指示薬の影響で生体組織および血液が冷却
されることによる誤差を補正することができるため、高
い精度でしかも簡便に心拍出量、右室駆出率および右室
拡張終期容量の測定が可能である。
留する冷水の指示薬の影響で生体組織および血液が冷却
されることによる誤差を補正することができるため、高
い精度でしかも簡便に心拍出量、右室駆出率および右室
拡張終期容量の測定が可能である。
第１図は心機能検査に用いられるカテーテルと接続コー
ドを示す平面図、第２図は第１図の■−■線断面図、第
３図は本発明による心機能測定装置の一実施例を示すブ
ロック図、第４図はこの心機能測定装置の平面図、第５
図は心機能測定装置の背面図、第６図は測定手順を示す
動作流れ図、第７図は駆出率の測定動作を説明するため
の波形図、第８図は駆出率の計算ルーチンを示す処理流
れ図、第９図は測定結果の印字例を示す図、第１０図は
測定に伴う誤差の発生を説明するための波形図である。 １・・・カテーテル ２・・・注入口 ３・・・バルーン ４．１２・・・サーミスタ ６・・・サーミスタ用コネクタ ７・・・カテーテル接続コード １０・・・装置本体 １３・・・測温用プローブ １５・・・指示薬注入用ルーメン ２０・・・血液温度検出回路 ２１．２６・・・アイソレーショントランス２３・・・
アナログスイッチ ２４・・・ローバスフィルタ ２５・・・注入液温度検出回路 ３０・・・同期信号発生回路 ３２・・・Ａ／Ｄコンバータ ３３・・・演算処理装置 ３４・・・入出力インターフェース ４１・・・ＲＯＭ ４２・・・ＲＡＭ
ドを示す平面図、第２図は第１図の■−■線断面図、第
３図は本発明による心機能測定装置の一実施例を示すブ
ロック図、第４図はこの心機能測定装置の平面図、第５
図は心機能測定装置の背面図、第６図は測定手順を示す
動作流れ図、第７図は駆出率の測定動作を説明するため
の波形図、第８図は駆出率の計算ルーチンを示す処理流
れ図、第９図は測定結果の印字例を示す図、第１０図は
測定に伴う誤差の発生を説明するための波形図である。 １・・・カテーテル ２・・・注入口 ３・・・バルーン ４．１２・・・サーミスタ ６・・・サーミスタ用コネクタ ７・・・カテーテル接続コード １０・・・装置本体 １３・・・測温用プローブ １５・・・指示薬注入用ルーメン ２０・・・血液温度検出回路 ２１．２６・・・アイソレーショントランス２３・・・
アナログスイッチ ２４・・・ローバスフィルタ ２５・・・注入液温度検出回路 ３０・・・同期信号発生回路 ３２・・・Ａ／Ｄコンバータ ３３・・・演算処理装置 ３４・・・入出力インターフェース ４１・・・ＲＯＭ ４２・・・ＲＡＭ
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 被検者の体内に挿入され、指示薬注入口が右心室に位置
するように留置されるカテーテルと、このカテーテルの
先端側に取り付けられ、右心室から駆出される血液の温
度を検出する測温センサと、 上記カテーテルを介して右心室に冷水の指示薬が注入さ
れたときに、上記測温センサによって血液温度の変化を
検出することで得られる熱希釈曲線から右室駆出率を算
出するための演算処理部と、上記カテーテルの体内挿入
長をこの演算処理部に入力するデータ入力手段とを備え
、 上記演算処理部にて上記カテーテルの体内挿入長に起因
する測定誤差を補正した演算を行って右室駆出率を算出
することを特徴とする心機能測定装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2295044A JPH0693886B2 (ja) | 1990-10-31 | 1990-10-31 | 心機能測定装置 |
| US07/783,930 US5383468A (en) | 1990-10-31 | 1991-10-29 | Cardiac output and right ventricular ejection fraction system |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2295044A JPH0693886B2 (ja) | 1990-10-31 | 1990-10-31 | 心機能測定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04166130A true JPH04166130A (ja) | 1992-06-12 |
| JPH0693886B2 JPH0693886B2 (ja) | 1994-11-24 |
Family
ID=17815597
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2295044A Expired - Fee Related JPH0693886B2 (ja) | 1990-10-31 | 1990-10-31 | 心機能測定装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5383468A (ja) |
| JP (1) | JPH0693886B2 (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1999009884A1 (en) * | 1997-08-26 | 1999-03-04 | Seiko Epson Corporation | Measuring, sensing, and diagnosing apparatus and method relating to wave pulse, cardiac function, and, motion intensity |
| JP2007283109A (ja) * | 2006-04-19 | 2007-11-01 | Pulsion Medical Systems Ag | モニタされる患者の容積応答性を決定する患者モニタリング装置 |
| JP2008178675A (ja) * | 2006-12-22 | 2008-08-07 | Pulsion Medical Systems Ag | 患者の胸郭内容積区画を表すパラメータを決定するための患者モニタリング装置 |
| JP2016187538A (ja) * | 2015-03-30 | 2016-11-04 | 日本光電工業株式会社 | 心拍出量測定装置 |
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|---|---|---|---|---|
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| US5797398A (en) * | 1993-08-13 | 1998-08-25 | Thermal Technologies, Inc. | Method and apparatus for measuring continuous blood flow at low power |
| BE1009291A6 (nl) * | 1995-04-14 | 1997-01-07 | Billiet Erik | Apparaat voor het meten van het bloeddebiet met behulp van een swan-ganz katheter. |
| US5928155A (en) * | 1997-01-24 | 1999-07-27 | Cardiox Corporation | Cardiac output measurement with metabolizable analyte containing fluid |
| US6299583B1 (en) | 1998-03-17 | 2001-10-09 | Cardiox Corporation | Monitoring total circulating blood volume and cardiac output |
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| US8200308B2 (en) * | 2007-07-18 | 2012-06-12 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Continuous measurement and mapping of physiological data |
| WO2010014113A1 (en) * | 2008-08-01 | 2010-02-04 | The Trustees Of Columbia University In The City Of New York | Systems and methods for determining a temperature differential using temperature sensitive magnetic resonance imaging |
| NL2028193B1 (en) | 2021-05-11 | 2022-12-02 | Amazec Photonics Ip B V | Obtaining cardiovascular and/or respiratory information from the mammal body |
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| US4817624A (en) * | 1985-12-20 | 1989-04-04 | The General Hospital Corporation | Mini-bolus technique for thermodilution cardiac output measurements |
| US4858618A (en) * | 1986-05-23 | 1989-08-22 | Baxter Travenol Laboratories, Inc. | Thermodilution method and apparatus for determining right ventricular ejection fraction |
| US4718423A (en) * | 1986-10-17 | 1988-01-12 | Spectramed, Inc. | Multiple-function cardiovascular catheter system with very high lumenal efficiency and no crossovers |
| US4856530A (en) * | 1987-05-14 | 1989-08-15 | Becton, Dickinson And Company | Catheter identifier and method |
| US4911174A (en) * | 1989-02-13 | 1990-03-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method for matching the sense length of an impedance measuring catheter to a ventricular chamber |
-
1990
- 1990-10-31 JP JP2295044A patent/JPH0693886B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1991
- 1991-10-29 US US07/783,930 patent/US5383468A/en not_active Expired - Fee Related
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| WO1999009884A1 (en) * | 1997-08-26 | 1999-03-04 | Seiko Epson Corporation | Measuring, sensing, and diagnosing apparatus and method relating to wave pulse, cardiac function, and, motion intensity |
| US6361501B1 (en) | 1997-08-26 | 2002-03-26 | Seiko Epson Corporation | Pulse wave diagnosing device |
| JP2007283109A (ja) * | 2006-04-19 | 2007-11-01 | Pulsion Medical Systems Ag | モニタされる患者の容積応答性を決定する患者モニタリング装置 |
| US7850617B2 (en) | 2006-04-19 | 2010-12-14 | Pulsion Medical Systems Ag | Patient monitoring apparatus and method for determining volume responsiveness of a monitored patient |
| JP2008178675A (ja) * | 2006-12-22 | 2008-08-07 | Pulsion Medical Systems Ag | 患者の胸郭内容積区画を表すパラメータを決定するための患者モニタリング装置 |
| JP2016187538A (ja) * | 2015-03-30 | 2016-11-04 | 日本光電工業株式会社 | 心拍出量測定装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0693886B2 (ja) | 1994-11-24 |
| US5383468A (en) | 1995-01-24 |
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Legal Events
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