JPH0467857B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は、例えば指示薬に希釈された血液温度
のデータを積分することにより心拍出量を演算す
る心拍出量の測定装置に関し、特に、リアルタイ
ムに積分の開始時点を決定する機能を有する自動
測定開始機能を備えた心拍出量の測定装置に関す
るものである。

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

右心カテーテル法では、第１６図に示すよう
に、頚静脈、大腿静脈、若しくは肘帯静脈等より
カテーテル４が導管され、上大静脈あるいは下大
静脈、右心房、右心室を経て、その先端が肺動脈
中に位置するように留置される。カテーテル２５
には、吐出口２６が右心房に位置するように、そ
して、サーミスタ１が肺動脈に位置するように、
夫々配置されている。いま、吐出口２６より血液
温度より高温もしくは低温の液体が右心房に注入
されると、液体は右心房、右心室において拡散さ
れ、希釈される。この希釈された液体の温度を肺
動脈中に位置したサーミスタ２７によつて検知
し、その温度の希釈曲線（時間に対する温度変化
の図）（第１７図）を得て、その曲線の面積等か
らスチユワート・ハミルトン法による下記の(1)式
によつて心拍出量を算出する。

CO＝S_i・C_i・（T_b−T_i）・V_i／S_b・C_b・∫^∞／₀ΔT_bd
t……(1) ここで、 CO：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：注入液体の温度、T_b：血液の温度 S_b：血液の比重、C_b：血液の比熱 ∫^∞ ₀ΔT_bdt：熱希釈曲線の面積 である。このスチユワート・ハミルトン法による
心拍出量の計算は比較的正確な結果を得るものと
して周知なものであり、この方法に基づいた心拍
出量測定装置も市場に出ている。

しかし、そのような従来の心拍出量測定装置は
比較的高度な熟練と煩雑な操作を必要とするもの
であり、そのために、今や、いかに使い易く、容
易な操作であつて、且つ正確な測定ができるかが
重要になつてきている。本出願の発明者達は、こ
のようなニーズに応えるために希釈法、特に熱希
釈法により心拍出量を求める場合に、下記の〜
の問題点を見出した。

：上記の熱希釈法では、心拍出量を計算する式
からも分かるように、指示液体の注入量及びそ
の温度が計算値の精度に大きく影響する。とこ
ろで、通常、液体温度T_iはサーミスタ等で正確
に測定した上で、カテーテル２６をプライミン
グして、指示液体を血管内に注入しているが、
注入するまでの間にこの指示液体が体温で冷却
若しくは加熱されてしまい、測定値に誤差を生
ずる原因となる。即ち、正規の温度に設定され
た指示液体を注入しても、最初に血管中に注入
される液体は、上記の体温で冷却若しくは加熱
された指示液体であり、その後に正規に温度設
定された指示液体が血管中に注入される。測定
誤差の原因となるのは、血管中に注入された指
示液体のトータルの熱容量が未知となつてしま
うことに起因するわけであるが、この熱容量
は、主に、カテーテル内の容量、注入しようと
する量V_i、指示液体T_iの温度によつて決定され
る。カテーテル内の容量は上記スチユワート・
ハミルトンの式では捨象されているフアクタで
あり、一般的には、カテーテルの外径（フレン
チサイズ）に応じて固定的である。従来では、
上記の注入液体量、カテーテルサイズ等から見
積りを行なつて、実験的に得られた心拍出量値
と比較することにより補正定数を求め、この補
正定数を心拍出量の演算に効かして、上記の残
留液体の影響を減殺して、より正確な心拍出量
を求めるようにしている。

ところが、従来例におけるカテーテル内に残
留している液体の量から得られる上記補正定数
は数値の羅列に過ぎず、測定者には何等の意味
を有さない数値であるために、上記補正定数を
求めるときの計算ミス、更に、この求めた補正
定数を測定装置に入力するときの入力ミス等が
発生していた。

尚、このミスは、広く指示薬希釈法がカテー
テルを使用することに鑑みて、熱希釈法に限ら
れず、希釈法による心拍出量測定全般に発生す
る問題でもある。

：また、第１７図をみても分るように、指示液
体を注入する動作と希釈曲線の面積（積分）計
算に必要な血液データのサンプリング開始とは
所定のタイミングで行なわないと、例えば血液
温度が下降した後の大分時間が経過してから積
分の計算を開始してしまう等、計算の誤差原因
となる。しかしながら従来で、指示液体注入場
所と測定装置設置場所とが離さざるを得ない場
合が多く、この場合に、測定者を二人必要と
し、一方の測定者が液体の注入後に、測定装置
に測定開始、即ち積分開始を指示していたの
で、常に測定誤差の発生の可能性がつきまとつ
ていた。また、一人で行なう場合には短時間の
内に２つの操作を手早く行なわなければならな
いという煩雑さがあつた。

これらの誤差要因並びに煩雑さも熱希釈法に
限られず、指示薬希釈全般の問題でもある。

：前述の(1)式に示した熱希釈法に基づいた心拍
出量の測定では、注入される指示液体の温度T_i
を正確に測定することが不可欠である。何故な
ら、上記式での（T_b−T_i）の項のみならず、
で説明した誤差要因となる残留流体の熱容量
にもT_iが関係するからである。

通常、この指示液体は所定の温度に保たれて
いる氷剤若しくは温剤溶液につけられる。従つ
て、手慣れた測定者が測定を行なう場合であれ
ば、又は、絶対的に正確な心拍出量の測定が必
要でない場合であれば、上記の指示液体がつけ
られる氷剤若しくは温剤溶液の温度を指示液体
温度T_iとみなしても構わない場合がある。それ
にもかかわらず、従来ではその都度、指示液体
温度を測定するようにしていたために、心拍出
量測定が非能率なものとなつていた。

即ち、希釈法による心拍出量測定装置におい
て、 −１： 上記の氷剤若しくは温剤溶液等の温度を指
示液体温度T_iとみなしても構わないような場
合等のように、計算に必要なデータであるけ
れども、わざわざ測定しないでもそのデータ
を得られる場合は、マニユアルでプリセツト
されたデータを代用して使うことと、 −２： 計算に必要なデータであるけれども、わざ
わざ測定しないでも済むと測定者が意図して
いることを装置自身が検知し、または操作者
からのかかる指定を検知し、その検知があつ
た場合は、別にマニユアルでプリセツトされ
たデータを代用して使うこととが課題として
登場する。

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

かかる従来の単発的な測定しか可能でない指
示薬希釈法、特に熱希釈法に従つた心拍出量測
定に伴なう不利益を解消するために、本発明の
出願人は、特願昭59−244586号（特開昭61−
125329号）に、連続的な心拍出量測定を可能に
した全く新規な心拍出量の測定装置を提案し
た。この連続測定可能な心拍出量の測定装置に
より、長時間の心拍出量の測定と、その連続的
な記録が課題として登場した。

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

［発明が解決しようとする課題］ 上述した積分の開始時点を開示する技術とし
て、例えば、特公昭60−58649号（「肝機能検査装
置」）がある。この技術は、１秒に１回のデータ
をサンプリングして、1200このデータをメモリに
蓄え、その記憶されたデータのなかから信号の立
ち上がり点を見つけ、その立ち上がり点を積分の
開始点とするものである。しかし、この技術は、
肝機能検査では実用性があつても、指示薬希釈法
を用いた心拍出量の測定には不向きである。なぜ
ならば、この測定では、カテーテルを患者の血管
中に挿入し、指示薬を血管中に注入するという前
準備を行なつて始めて測定が開始されるというも
のである。即ち、この前準備が終了していないう
ちに、心拍出量の測定、即ち積分を開始すると、
例えば、上記特公昭60−58649号のような装置で
は、注入前の長時間の無意味なデータをただ無駄
にメモリに記憶することとなる。メモリが大容量
備えられていれば問題はないが、大容量メモリは
コスト増になる。また、小容量のメモリでは、無
駄なデータを記憶するのにメモリを食つてしま
い、肝心の指示薬が注入されてからのデータを記
憶するときにはメモリの容量が不足してしまうと
いう問題がある。したがつて、この従来技術で
は、相変らずも、装置の測定開始時点と指示薬注
入の開始時点とを同期化させるということに操作
者が神経を払わなくてはならないという問題点が
解消されていないのである。

そこで、本発明は、使い易く、容易な操作でも
つて、且つ比較的正確な測定ができるという課題
を、積分開始の時刻を装置自身がリアルタイムに
認識して自動的に積分を開始し、測定誤差を生じ
させず、更に測定者の操作負担を軽減することの
できる自動測定開始機能を備えた心拍出量の測定
装置を提案することにより実現する。

［課題を解決するための手段及びその作用］ 上記課題を達成するための本発明の構成は、希
釈法に基づいて心拍出量を測定する心拍出量の測
定装置において、 血管中に注入された指示液体により希釈された
血液に関連したデータを出力する血液データ検知
手段と上記血液データ検知手段が検知した第１の
時刻における血液データと第１の時刻の後の第２
の時刻における血液データとの変化量を演算する
変化量演算手段と、上記演算された時間変化量が
所定値以上か否かを比較する比較手段と、前記比
較手段により演算された時間変化量が所定値以上
であると判定されると、血液データの積分を開始
する積分手段と、該積分値に基づいて心拍出量を
演算する心拍出量演算手段とからなることを特徴
とする。

指示薬を用いた希釈法においては、指示薬の注
入により血液データの値の変化があつた時点から
の血液データ値の積分が重要であり、上記の本発
明の構成によれば、血液データの変化を比較手段
によりリアルタイムに監視して、この変化が所定
の条件を満足すれば積分を開始するので、操作者
が指示薬の注入の開始時と測定の開始時との同期
に神経を使う必要はなくなり、更に、変化点検出
動作のリアルタイム性故に、注入開始前の無意味
な測定データを記憶するという無駄も解消され
る。

［実施例］ 以下添付図面に従つて本発明に係る実施例を詳
細に説明する。

＜実施例装置の外観＞ 第１Ａ図〜第１Ｃ図に、本発明を適用したとこ
ろの心拍出量の連続測定記録装置の夫々平面図、
正面図、裏面図を示す。そして、第２Ａ図にこの
測定装置に接続されるカテーテルの外観を、第２
Ｂ図に、このカテーテルの先端部分の長尺方向に
沿つた断面図を、第２Ｃ図にカテーテルの開口断
面図を示す。

この測定装置の原理は、熱希釈法、電解質希釈
法、色素希釈法等の指示薬希釈法に基づいて初期
心拍出量CO₀を測定し、この心拍出量を測定した
ときの血流速V₀を測定し、その上で、この血流
速V₀を、前記初期心拍出量CO₀に結び付けるパ
ラメータＳを求める（ここで、CO₀＝v₀・Ｓであ
る）。このパラメータを求めた以降は、任意の時
刻における血流速v_xを測定するのみで、この血流
速v_xとパラメータＳとから、任意の時刻における
心拍出量CO_x（＝v_x・Ｓ）を求める事ができる。
この初期心拍出量CO₀を求める測定方法は、上記
指示薬希釈法であれば何でもよいが、第１Ａ図以
下の実施例においては、特に熱希釈法に基づいて
いる。

第１Ａ図〜第１Ｃ図に示した測定装置１００の
外観説明を行なう。第１Ａ図は装置１００の平面
図である。５０は例えば周知のプロツタ等の記録
装置である。このプロツタ５０により測定結果等
を出力する。５２，５３は、熱希釈法により初期
心拍出量CO₀を測定するときの、プロツタ５０上
への出力態様を指定するスイツチである。『熱希
釈数値』と表示されたスイツチ５２は、心拍出量
COを数値として（第５図のように）出力するこ
とを指定する。『熱希釈曲線』と表示されたスイ
ツチ５３は血液温度T_bの変化等を曲線として出
力することを指定する（第４図）。上述したよう
に、スイツチ５２，５３は初期心拍出量値CO₀を
測定（『間欠測定』）するときのみに使われるのに
対し、次に説明するスイツチは、主に心拍出量を
連続的に測定する（『連続測定』ときの使われる
ものである。

スイツチ５７，５８は、プロツタ５０の紙送り
速度（夫々、20mm／時と10mm／分）を指定する。
『経過図』と表示されたスイツチ５４は心拍出量
CO_x等の12時間分の経過をプロツタ５０上に出力
（第８図）指示するスイツチであり、『記憶再生』
と表示されたスイツチ５５はメモリ内に記憶され
ている連続的に得られた心拍出量CO_x等のデータ
を過去30分間分だけプロツタ５０上に出力（第６
図、第７図）することを指示するスイツチであ
る。『メモ』と表示されたスイツチ８０はメモス
イツチであり、このスイツチを押すと記録紙が６
cmほどフイードされる。『連続記録』と表示され
たスイツチ５６はCO_i、T_b、v_x等の変化を実時間
で記録紙上に出力（第６図、第７図）することを
指示するスイツチである。尚、上記の『記憶再
生』モードは過去30分間の記憶データを記録する
ものであるが、この『再生』中にも本測定装置１
００は実時間で測定した心拍出量等のデータを記
憶していく。従つて、やがて、記録紙上に記録さ
れている過去のデータと、現在記憶している実時
間のデータとが時間的に近接し一致する。その場
合は、『再生』モードが停止されるのではなく、
前述の『連続記録』モードに自動的に切り替わる
ようにしている。

スイツチ５９，６０（第１Ａ図）、６１，６２
（正面図の第１Ｂ図）等は、所望のデータを装置
１００に入力したいときに、マニユアルでそのデ
ータを設定するためのスイツチであつて、これら
のスイツチによつて入力される設定値は、順に、
カテーテル径（単位：フレンチ）、指示液体の注
入量（単位：ml）、被測定者の体表面積（単位：
m²）、初期CAL値（単位：Ｌ／分）である。初期
CAL値については後述する。これらのデータ入
力スイツチにおいて、設定しようとする値が表示
されている値（□の中から表示される）よりも大
のときは▲を押し、小のときは▼を押す。

『CONTINUOUS』と表示されたスイツチ６
４は、測定装置のモードを連続モードにするスイ
ツチであると同時し、連続モードになると、この
スイツチ／インデイケータ６４が点灯する。
『SINGLE』と表示されたスイツチ６５はシング
ル（間欠）モードのスイツチ／インデイケータ
で、主に、再度上記のパラメータＳを設定し直し
たいときに、連続モードからシングルモードに復
帰させるときに用いる。このスイツチ６５は押さ
れて間欠モード（SINGLEモード）になつたとき
に点灯する。表示器６８は心拍出量をデジタル的
に表示する４桁のLEDである。『BLOOD』若し
くは『INJECTATE』と表示されているスイツ
チ６６，６７は、３桁のLED表示器６９に表示
される温度を、血液温度T_bとするか、指示液体
の温度T_iとするのかを指定するものである。

『ENTRY』と表示されているスイツチ／イン
デイケータ７０は、熱希釈法による初期心拍出量
値CO₀の測定が終了し、測定装置１００がその
CO₀をデータとして登録（ENTRY）することが
可能になつたことを表示する。このENTRYイン
デイケータ７０が点灯しているときに、このスイ
ツチ７０を押すと、その初期心拍出量値CO₀をデ
ータとして登録する。このCO₀の登録はパラメー
タＳを求めるために行なわれるわけであるが、複
数のCO₀の登録を予定しているのは、より正確な
CO₀を求めるためであり、即ち、熱希釈法による
初期心拍出量値CO₀の測定を何回か行なつて、そ
のうちの信頼できそうなデータを測定者が判断し
て登録することにより、登録されたデータの平均
値を初期値CO₀とするためである。

『START』と表示されたスイツチ／インデイ
ケータ７２は、熱希釈による初期心拍出量値CO₀
測定の準備が完了したことを表示し、その時点で
このスイツチを押すと、スチユアート・ハミルト
ンの式に基づく積分を開始する。

表示器７１はバーグラフであり、主に、血液温
度T_bの値をリアルタイムに表示するものである。
７３，７４は、夫々血液温度センサを内蔵したカ
テーテル４（第２Ａ図）のコネクタ１５、注入液
温度を測定するための温度プローブ１２（第２Ａ
図）のコネクタ１６を接続するためのコネクタで
ある。６３は電源スイツチであり、７８は内蔵の
バツテリが使用されていることを示す表示ランプ
である。

第１Ｃ図のスイツチ７５はマニユアルで注入液
温度を設定するスイツチである。７６は外部の他
の測定装置と通信するためのRS232Cインターフ
エースのコネクタ、７８は外部の他の測定装置へ
血液温度T_b、血流速v_x、心拍出量CO_x等のアナロ
グ信号を出力するための端子、７７は電源ケーブ
ルを接続するコネクタである。

＜測定装置１００の機能＞ この第１Ａ図〜第１Ｃ図、第２Ａ図〜第２Ｃ図
に示した実施例装置１００の特徴を列挙すると、 ：初期値CO₀を測定するために熱希釈法により
指示液体を注入するときに、カテーテル内に残
留した指示液体による影響を補正するために、
あらかじめ実験結果に基づいて定められた値の
表から測定者が求めていたことのかわりに、前
もつて補正定数をケーブル化して、そのテーブ
ルをアクセスするための予備データとして、測
定者が、指示液体を注入用のカテーテルの外径
サイズ（単位：フレンチ）を設定入力するスイ
ツチ５９と液体注入量（単位：ml）を設定入力
するスイツチ６０とが本測定装置に設けられて
いる。尚、上記のカテーテル内に残留した指示
液体による影響は指示液体温度T_iにも依存す
る。このためのT_iは、本実施例では、後述する
ように、温度測定プローブ１２（第２Ａ図）の
サーミスタ１２ａによつて実際に測定するか、
または、その替りにマニユアルスイツチ６９
（第１Ｂ図）によつて設定入力するようにして
いる。

：指示液体の血管内に注入した後の血液温度
T_bの変化を自動的に認識する。即ち、上記ス
チユワート・ハミルトンの式(1)に基づいた積分
計算を正確に行なうために不可欠な積分開始点
（血液温度T_bの変化点）を測定者の手を煩わす
ことなく認識できる。

：指示液体の温度を測定するたに、温度プロー
ブ１２を用いるが、このプローブ１２のコネク
タ１６が測定装置１００に接続されていないと
きは、この未接続を検知して、装置背面のスイ
ツチ７５（第１Ｃ図）に前もつて設定されてい
る値を指示液体温度T_iとして入力する。

：一度、熱希釈法により初期値CO₀を測定し、
パラメータＳを求めると、以降連続的に、連続
的な心拍出量CO_i、血液温度T_b、血流速v_x等を
メモリに記憶し、必要に応じて記録紙上に出力
する。この出力の態様は、 ()：計測されていくCO_x等を略実時間的にプ
ロツタ５０の記録紙上に出力する（第６図、
第７図）。これは『連続記録』スイツチ５６
を押すことによりなされる。

()：メモリに記憶されていた過去30分間の
CO_x等のデータを再生出力する（第６図、第
７図）。これは『記憶記録』スイツチ５５を
押すことにより行なわれる。前述したよう
に、この『記憶記録』モードは自動的に『連
続記録』モードに移行する。

()：過去12時間のCO_x等のデータを圧縮して
プロツタ５０上に再生出力する（第８図）。
これは、『経過図』スイツチ５４を押すこと
により行なわれる。安静、無騒音を必要とす
る患者のデータを測定している時に、収集し
たデータをプロツタ５０で記録しないでプロ
ツタのプリント騒音をたてず、その替りにメ
モリに記憶しておき、必要なときにスイツチ
５４を押して、データを紙上に出力するもの
である。

：パラメータＳをマニユアルでスイツチ６２を
介して設定することができる。従つて、このＳ
と血流速v_xとから連続的にCO_xを求めることが
できる。CO_xの相対的変化を知りたいときに役
立つ。

：バーグラフ表示器７１により、熱希釈法によ
る初期心拍出量値CO₀を求めるとき等の血液温
度T_bの変化を目で認識できる。特に、このバ
ーグラフは、温度変化を刻々変化して表示する
他に血液温度のベースライン（基準温度値
T_b0）と、最高温度T_bnaxを固定して表示する
ことができる。

：本装置は記憶されたデータを停電等の障害か
ら保護するために、バツテリー（第９図の１４
８）を内蔵している。このバツテリー１４８の
出力電圧が低下したときは、LED７８を点滅
などして注意を喚起している。

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

：本測定装置１００以外の外部の測定装置に、
RS232インターフエースによりCO_x等をデジタ
ル信号として出力する回路１４４を備えてい
る。

＜カテーテルの構造＞ 熱希釈法に従つて、血液温度T_bを測定するた
めのサーミスタ、そして血流速ｖを測定するため
のサーミスタ等を内蔵するカテーテルを第２Ａ図
に示す。同図において、カテーテル４は４ルーメ
ンを有するように構成される。このカテーテル４
は、先端に設けられた圧力検出口１８と、カテー
テルチユーブ先端部分全体を被覆する様に先端か
ら数mm後方位置に取付けられた柔軟弾性体からな
るバルーン１７と、そのバルーン１７を膨張、収
縮させる為に空気（好ましくは、二酸化炭素ガ
ス）を注入又は抜くためのバルーン内チユーブ側
面に設けられたバルーン側孔２５と、先端から10
〜20mmの位置に設けられたサーミスタ１と、そこ
から更に10〜15mm基部側に配置されたサーミスタ
２と、さらにサーミスタ１，２より8.5〜38cmの
範囲で離間し、かつ、先端より12〜40cmの範囲で
離間した位置に設けられた吐出口３とを、有す
る。サーミスタ１は血流速v₀（または、v_x）を測
定するための熱平衡温を測定するために用いられ
る。サーミスタ２は熱希釈法により初期心拍出量
CO₀を測定するために必要なところの希釈された
血液温度T_bを測定するために用いられる。吐出
口３は指示液体を吐出するためのものである。

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

第２Ｂ図にカテーテル４の要部断面図を示す。
同図において、圧力検出口１８、バルーン側孔２
５（第２Ａ図）、サーミスタ１，２、吐出口３は、
それぞれ前記４つのルーメンに連通する。これら
４つのルーメンとは、肺動脈の圧力を伝える肺動
脈圧ルーメン１９、バルーン１７を膨張、収縮さ
せる空気通路であるバルーンルーメン２０、サー
ミスタ１，２並びにこれらのリード線を収納する
サーミスタルーメン２１、希釈用の指示液体を通
す注入ルーメン２３である。又、これら４つのル
ーメンは夫々独立しており、さらにカテーテル後
端部において、第２Ａ図に示すように、肺動脈圧
測定チユーブ８、バルーンチユーブ６、サーミス
タチユーブ１３、指示液注入チユーブ１０と接続
されている。それぞれチユーブ８，６，１０はそ
の後端にコネクタ７，９，１１を備えている。サ
ーミスタチユーブ１３はコネクタ１５に接続され
ており、このチユーブ内には、サーミスタ１，２
に夫々接続されたリード線２２，２４が通されて
いる。コネクタ１５は装置１００のコネクタ７３
に接続される。

更に、第２Ａ図〜第２Ｃ図に示した実施例のカ
テーテルについて詳細に説明する。第２図Ｂはサ
ーミスタ１、サーミスタ２及びバルーン１７の部
位の拡大断面図であり、第２Ｃ図はカテーテルチ
ユーブ４の−′線断面図である。前述した、
本カテーテルの４ルーメン構造は第２Ｃ図に示す
如く、バルーンルーメン２０と、肺動脈圧ルーメ
ン１９と、注入ルーメン２３（第２Ｃ図）と、サ
ーミスタルーメン２１とからなつている。バルー
ンルーメン２０は、バルーン側孔２５を有して、
バルーンチユーブ６と連通する。肺動脈圧ルーメ
ン１９は、圧力検出口１８を有して肺動脈圧測定
チユーブ８と連通する。注入ルーメン２３は、カ
テーテル先端より12〜40cmの位置に吐出口３を有
して、基部側において指示液注入チユーブ１０と
連通する。又、サーミスタルーメン２１は、先端
部より１〜２cm離れた位置、並びに更にそこから
基部側に１〜1.5cm離れた位置において、それぞ
れサーミスタ１、サーミスタ２を取付けた側孔部
２６，２７を有する。又、ルーメン２１はサーミ
スタ１，２からのサーミスタリード線２２，２４
を内蔵しており、更に基部側に於いてはサーミス
タチユーブ１３と連通する。

尚、上記サーミスタ１を自己発熱型サーミスタ
として、サーミスタ２の血流方向に関して下流側
に位置させることがより好ましい。即ち、カテー
テル４にて心拍出量を測定する場合は、サーミス
タ２により希釈された血流温度を正確に測定する
必要があり、自己発熱型であるサーミスタ１の影
響をサーミスタ２が受けにくくするためである。
そうであつても、サーミスタ１を肺動脈内に正し
く位置させるために、このサーミスタ１を第２Ａ
図とは異ならせて、サーミスタ２から血流方向に
関して更に10〜15mm上流側に位置させてもよい。

実施例のカテーテルで用いるサーミスタ１の特
性はB_25-45＝3500K、Ｒ（37）＝1000Ωであり、そ
の大きさは、1.18¹×0.4^w×0.15^t（単位はmm）であ
る。サーミスタ２の特性は、B_25-50＝3500K、Ｒ
（37）＝14Ω、その大きさは0.75¹×0.1^w×0.15^tであ
る。サーミスタ１は0.01〜50ジユールの発熱量を
発生するのが好ましく、これより高い発熱量は血
液温を高くし、若しくは、血管壁に触れた場合に
それを損傷させる可能性もあり、また低い発熱量
では検出感度が小さくなるなどの理由により何れ
も好ましくない。尚、サーミスタ２は、B_25-45＝
3980K、Ｒ（37）＝40KΩ、その大きさは0.50¹×
0.16^w×0.15^tであつてもよい。

尚、第２Ａ図に示したプローブ１２は指示液温
度測定用のプローブであり、その先端付近には、
サーミスタ１２ａが設けられており、終端側には
測定装置１００のコネクタ７４に接続するための
コネクタ１６が設けられている。

＜測定装置の操作手順＞ 本測定装置１００をよりよく理解するために、
第１Ａ図、第１Ｂ図、第３Ａ図、第３Ｂ図を用い
て操作者側からみたその操作手順を説明する。

先ず、ステツプS1で注入液温度プローブ１２
を測定装置１００に接続する。ステツプS2で、
温度プローブ１２を氷冷した容器（本実施例で
は、測定装置１００内に設けられている）内の注
入指示液体中に漬ける。この液体は生理食塩水等
である。ステツプS3でカテーテル４をプライミ
グした後に、ステツプS4で肺動脈まで挿入する。
カテーテル４は、上肢または下肢の静脈等から挿
入し、肺動脈内に留置する。次に、ステツプS5
で、第２Ａ図に示したカテーテルのコネクタ類を
装置本体に接続する。これらのコネクタ類が装置
に接続されると、先ず、カテーテル４の血管内留
置位置を順に移動することにより、圧力検出口１
８、チユーブ８、コネクタ９を経た中心静脈圧、
右房圧、右室圧、肺動脈圧等の血圧値及び圧力波
形に基づいて確認する。カテーテル留置後は、肺
動脈圧を測定すると共に、バルーン１７を膨らま
せて肺動脈を閉塞し、肺動脈楔入圧を求める。こ
うして、カテーテル４を所定の位置に留置する。

次にステツプS6で、スイツチ５９〜６１によ
り、所定の値を設定する。スイツチ６２は、相対
的なCO_xを測定（後で説明する）するときに設定
するものであり、今説明する熱希釈法による初期
心拍出量値CO₀を測定すつときは、その設定は必
要がない。

ステツプS7で測定装置の電源を投入する。ス
テツプS8で異常な表示（装置故障を示）が無い
ことを確認しつつ、ステツプS9でSINGLEイン
デイケータ６５の点灯を待つ。インデイケータ６
５が点灯したときは、BLOODインデイケータ６
６が点灯し、表示器６９には肺動脈内の血液温度
T_bが表示される。この時点で注入液の温度を知
りたいときは、INJECTATEスイツチ６７を押
すと、表示器６９の表示は注入液温度T_iの表示と
なる。この時点でのバーグラフ表示器７１には、
血液温度T_bの基線を表示している筈である。

尚、このT_iの表示は、30秒経過すると、自動的
にBLOOD表示に戻り、表示器６９には再びT_bの
表示がなされる。このように自動的にT_bの表示
に戻るようにしたのも、操作者にとつては、T_b
の方が情報としてより有意義であるからである。

更にステツプS10で、STARTインデイケータ
７２が点灯するのを待つ。このインデイケータが
点灯すると、熱希釈法による初期心拍出量値CO₀
の測定開始の準備ができたことを意味する。ステ
ツプS11では、必要により、プロツタ５０に出力
する情報の態様をスイツチ５２又は５３で選択す
る。ステツプS12では、コツク１１を開いて液体
を血管内に注入する。

液体注入後は、本測定装置は自動的にT_bの変
化を読取り、積分開始の最適時点を判断する。も
し、この最適時点検出前に操作者がSTARTスイ
ツチ７２を押すと、その押した時点からT_bの積
分を開始する。スイツチ７２が押されなければ、
装置自身が判断した時点からのT_bデータを積分
する。この熱希釈法による心拍出量の測定計算は
通常、十数秒で終了するが、その間の変化は、所
定のメモリ（第９図のRAM１３２）に記憶され
つつ、表示器６９、バーグラフ表示器７１に表示
される。更に、スイツチ５３が押されていたのな
ら、第４図のような血液温度T_bの変化がプロツ
タ５０に出力される。これらの表示により、操作
者は装置の正常動作の遂行を確認できる。第４図
において、血液温度T_bは上向きにマイナスを取
つている。尚、このグラフ上には測定者の便のた
め、日付、時刻等を合せて出力することになる。
尚、第４図の出力例は、300mm／分の出力速度で
ある。

熱希釈による心拍出量CO₀の測定が終了する
と、表示器６８にその値をデジタルで表示すると
共に、スイツチ５２が押されていたのならば、プ
ロツタ５０により第５図に示すように、測定結果
を出力する。この第５図では、日付、時刻の他
に、心拍出量CO、スイツチ６１から入力された
体表面積BSA、血液温度BT（＝T_b）、カテーテル
外径CAT（＝Fr）、指示液体注入量IV（＝V_i）、心
係数CI（＝CO／BSA）、注入液温度IT（＝T_i）、そ
して登録されるたことを示す『＊＊ENTRY＊
＊』の表示等が合せて記録されている。初期心拍
出量CO₀の測定終了は、ENTRYインデイケータ
７０の点灯（ステツプS15）により確認できる。

測定者は、この得られたCO等のデータが信頼
性を置けるものと判断すれば、このデータを登録
するために、ENTRYスイツチ７０を押す（ステ
ツプS17）。暫くすると、再びSTARTインデイケ
ータ７２が点灯する。これで、熱希釈法による、
初期心拍出量CO₀の測定は終了する。

もし、より正確なCOを得たいのであれば、上
述したステツプS11以下を操作を繰り返し、複数
の測定データを得る。測定毎にENTRYスイツチ
７０を押し、登録して、これら登録された複数の
CO₀値から平均値を求め、初期心拍出量値CO₀値
を決定する。

以上のようにして、十分信頼できる初期心拍出
量CO₀のデータが得られたのならば、次に、いよ
いよ連続のCO_x測定を開始する。これは単に、
CONTINUOUSスイツチ６４を押すのみでなさ
れる。このスイツチ６４を押すと、
CONTINUOUSインデイケータ６４が点灯して、
測定装置全体は連続測定モードになる。尚、
SINGLEスイツチ６５が押されると、測定装置は
再度、間欠モードになる。

装置が連続装置モードになり、連続記録スイツ
チ５６が押されると、第６図、第７図のように、
血液温度BT（＝T_b）、CO（＝CO_x）、血流速ｖ（＝
v_x）がプロツタ５０上に出力される。第６図は10
mm／分の紙送り速度で、第７図は20mm／時の紙送
り速度で出力したものである。尚、第６図、第７
図には図示していないが、第５図に示したような
日付等の諸データを、グラフと共に併せて出力す
るようにしているのは勿論である。又、第７図の
例では、16時半頃に再度初期心泊出量値CO₀値計
測のための熱希釈法による測定を行なつている。
この初期心拍出量CO₀の再測定を行なつたことを
グラフ上に明示するために、本実施例の装置１０
０では、第７図に示すように、縦線を挿入してい
る。

＜測定装置の構成＞ カテーテル４と注入液温度プローブ１２を接続
された状態での測定装置１００における回路接続
の全体は第９図に示す如くである。この測定装置
１００は電気的にアイソレーシヨンされた２つの
測定回路１２０（第９Ａ図）と１３０（第９Ｂ
図）とからなる。回路１２０は主に、カテーテル
４内のサーミスタ１，２、そしてプローブ１２内
のサーミスタ１２ａからの電気信号（電圧）を温
度データに変換して、光通信回路１０８を介し
て、測定記録回路１３０に送る。測定記録回路１
３０は、測定回路１２０からの温度データから、
初期心拍出量値CO₀、血流速v₀（またはv_x）、パラ
メータＳ、連続心拍出量CO_x等を演算し、プロツ
タ５０に表示したり、各種表示器に表示するのを
実行する。測定回路１２０の制御を行なうのはロ
ーカルCPU１０５、測定記録回路１３０を制御
するのはメインCPU１３３である。

＜測定回路１２０＞ さて、第９図のカテーテル型センサ１５０は第
２Ａ図のカテーテル４をセンサとして用いるもの
であり、センサ１５０内には、熱平衡温を検出す
る自己発熱型のサーミスタ１と、肺動脈内の血液
温度を検知するサーミスタ２とが内蔵されてい
る。このカテーテル型センサ１５０は、前述した
のと同様の手法で、右心カテーテル法によつて肺
動脈まで導入される。センサ１５０のコネクタ１
５は本体１００のコネクタ７３と結合する。サー
ミスタ２はリード線２４を介して、サーミスタ２
を駆動する定電圧回路１１２及び血液の温度を計
る血液温度検知回路１１３に接続されている。

サーミスタ２により検知された肺動脈血液温度
の信号は血液温度検知回路１１３によつて電圧信
号E_bとして検出される。一方、サーミスタ１は、
リード線２２を介して、サーミスタ温度検知回路
１１５及び定電流回路１１１に接続されている。
そして、定電流回路１１１よりサーミスタ１に所
定の電流I_cが供給され、加熱される。また、サー
ミスタ１により検知された温度信号は、サーミス
タ温度検知回路１１５に送られ、この検出回路１
１５により電圧E_tとして検出される。注入液温度
プローブ１２内のサーミスタ１２ａは低電圧回路
１０１により駆動され、その温度変化は回路１０
２により電圧値E_iとして検出される。こうして、
ローカルCPU１０５は、３つのサーミスタ１２
ａ，１，２からの出力電圧E_i、E_t、E_bを、注入液
の温度T_i、サーミスタ１の抵抗R_t、サーミスタ
１の温度T_t、血液温度T_bに変換する。

この動作を更に詳しく説明する。ローカル
CPU１０５は、マルチプレクサ機能を有するア
ナログスイツチ１０３を駆動して、時分割により
E_i、E_t、E_bを14ビツトのＡ／Ｄ変換器１０４に入
力して、上記の電圧値を順にデジタル値でRAM
１０７内に取込む。これらの電圧値はROM１０
６内に格納された電圧−温度変換テーブルから、
温度データに変換される。又、サーミスタ１の抵
抗値R_tは R_t＝E_t／I_c により計算される。ここで、I_cはサーミスタに流
れる電流である。ローカルのCPU１０５は、こ
れらのT_i、R_t、T_t、T_b等のデータを光通信線を
介して、測定記録回路１３０に送る。その通信制
御（例えば、周知のポーリング／セレクテイング
方式により行なわれる）は、ローカルCPU１０
５とメイン１３３とが行なう。

尚、Ａ／Ｄコンバータ１０４を比較的高分解能
の14ビツトのものを用いることにより、後述する
ように高心拍出量領域まで測定可能となつた。

＜測定記録回路１３０＞ 測定記録回路１３０では、この単純な通信制御
手順により、上記注入液の温度T_i、サーミスタ１
の抵抗R_t、サーミスタ１の温度T_t、血液温度T_b
等を受信して、時間順にRAM１３２に格納す
る。CPU１３３は、上記データに基づいて、初
期心拍出量値CO₀、血流速v₀（又は、v_x、連続心
拍出量CO_xを演算する。

RTC（リアルタイムロツク回路）１４７は実時
間をカウントし、更に例えばLED表示器６９に
おけるT_i表示から30秒後のT_b表示への表示変更
等の時間監視に用いられる。

第１０Ａ図はRAM１３２内に格納されたデー
タの構成を示す。本RMAの容量は、40ｍｓ毎に
Ａ／Ｄ変換して得たT_b等のデータを30分間分蓄
える領域（132a）と、これらのデータから任意
の時刻における連続心拍出量CO_x等の測定値を30
分間分だけ蓄える領域（132b）と、連続的に計
算して得たCO_x等のデータの1.5分間平均値を12
時間分蓄える領域（132c）とを少なくとも格納で
きるだけである。

第１０Ｂ図は、RAM１３２内のデータを格納
するための３つのアドレスカウンタ１６０，１６
１，１６２と前記３つの領域（132a、132b、
132cとの対応を示す。データ格納アドレスカウン
タ（SCポインタ）１６０は、測定回路１２０か
らのデータをRAM１３２内に格納していくとき
のアドレスをポイントする。データ読出アドレス
カウンタ（RCポインタ）１６１は、初期心拍出
量値CO₀の計算のとき等のために、RAM１３２
内に格納されているデータを読出し、更に計算値
を格納するときのアドレスをポイントする。デー
タプリントアドレスカウンタ（PCポインタ）１
６２は、プロツタ５０上にデータを出力するとき
に必要なデータをポイントする。このように３つ
のポインタを用いるのも、データ格納、データ読
出し、データ出力等はサブルーチンとして独立し
て並行に行なわれるからである。

＜初期心拍出量CO₀の計算＞ 第１１図はメインCPU１３３がローカルCPU
１０５から測定データを受けとり、RAM１３２
に格納するルーチンである。前述したように、こ
のときのポインタとしてSCポインタを用いる。

第１３Ａ，Ｂ図は初期心拍出量値CO₀値を計測
するためのCPU１３３の制御ルーチンである。
この第１３Ａ図、第１３Ｂ図の制御は自動測定開
始機能も含んでいる。

マニユアルスタート 先ず、ステツプS40で、測定装置のREADY状
態を確認する。この状態は、少なくとも装置全体
でハード的な障害が発生していないことを前提と
し、血液温度T_bが安定した状態を検知した状態
とする。T_bの安定状態は、一定の時間幅内のT_b
データの分散を演算して、この分散が所定値以下
にあるか否かによつて判断する。尚、この
READY状態を検知すると、上述したように、
STARTインデイケータ７２が点灯する。ステツ
プS41で、STARTスイツチ７２が押されたかを
判断する。

もし、押されていたのならば、これは操作者に
よるマニユアル測定開始指示である。ステツプ
S50で、その時刻ｔをリアルタイムクロツクRTC
１４７から読取り、ステツプS51でその時刻ｔに
従つたポインタ値をRCポインタ１６１に設定す
る。ステツプS52では、注入液温度T_iをRAM１
３２から知る。ステツプS53では、RCポインタ
１６１に従つてRAM１３２からT_bを１つ読出
す。ステツプS54では、時刻ｔ以前のデータか
ら、基線（ベースライン）温度T_b0を検出する。
このT_b0の検出は、例えば、上記READY状態の
判定に使われた分散の少ない状態の例えば平均温
度から求める。ステツプS55でΔT_b（第１７図）
を次式に従つて算出する。

ΔT_b＝t_b0−T_b 尚、ここで、血液温度T_bの符号は温度下降方
向を正としている。ステツプS56では、このΔT_b
を加算して、Σ△T_b（積分）を計算する。この
ΣΔT_bが、スチユワート・ハミルトンの式の ∫^∞ ₀ΔT_bdt に相当する。ステツプS57は、血液温度下降が一
定時間経過してもないかどうかを判断するもので
ある。即ち、ステツプS57で、温度下降ΔT_bが所
定の閾値TH_aよりも小さいときは、まだ、サー
ミスタ２にまで指示液体が到着していないと判断
して、ステツプS58で、カウンタERTIMをイン
クリメントする。ΔT_b≦TH_aの状態がERTIMが
オーバフローするまで継続したときは、何等かの
以上があつたとして、ステツプS60で、エラー状
態発生の表示を行なう。この表示は、表示器６８
にエラーコード番号と共に“Er”と表示される。

正常に装置が動作し、指示薬が注入されていれ
ば、一定の時間以内にステツプS57ではΔT_b＞
TH_aとなる。ΔT_b＞TH_aまでの間のステツプS53
〜ステツプS57ステツプS58ステツプS59ス
テツプS53のループでの、ステツプS56で行なわ
れる積分（ΣΔT_b）は、血液温度T_bがT_b0と差が
ないために、ほとんど“０”であることが予想さ
れる。また、ノイズ的な変化があつても、その変
化は正方向と負方向の変化があるから、積分は
“０”である。

ΔT_b＞TH_aを検出したときはステツプS61に進
む。第１８図を参照して説明する。ステツプS61
は希釈曲線のピークを検出する。ステツプ61の
T_bnaxは、温度下降中におけるT_b0からの最大温
度降下量を記憶しておくもので、当初は“０”に
初期化されている。温度降下があると（ピークを
検出するまでは）、ステツプS61で、 ΔT_b＞ΔT_bnax であるから、ステツプS62でΔT_bnaxを更新する。
ステツプS63では、積分演算を終了する目安とな
る温度値ΔT_bc（ステツプS68で使われる）を更新
する。積分は理論的には長く行なえば長く行なう
ほど精度は上昇する。スチユワート・ハミルトン
のでも、積分区間は無限大まである。しかし、積
分区間を長くとることは、測定効率も上がらず、
また、T_b0付近のノイズによる影響を受け易い。
ΔT_bcは、精度があまり下がらない程度に測定効
率を上げる（積分区間を短くする）ような下限温
度として設定される。ピーク温度ΔT_bnaxが大小
で、ΔT_bcも影響を受けるから、ΔT_bnaxが更新さ
れる毎にステツプS63で、ΔT_bcを更新する。ステ
ツプS64では、RCポインタをインクリメントし
て、新たな温度データをポイントし、ステツプ
S53に戻つて、前述の制御を繰返す。こうして、
ピークが検出されるまでの積分が行なわれる。

血液温度の降下が止まると、ステツプS61での
ΔT_b＞ΔT_bnaxの判定はNOとなるのでステツプ
S66に進む。このステツプS66で、 ΔT_bnax−ΔT_b＞TH_b を調べる。ここで、TH_bは所定の閾値である。
第１８に示すように、上記関係が満足するとき
は、ピークを越したと考えることができるから、
ステツプS67で、ピークフラグをセツトする。こ
のピークフラグは、測定開始後に少なくとも一度
ピークを検出したことを示す。ステツプS68で
は、血液温度が上昇して（曲線が下降して）、
ΔT_bが積分を停止する臨界温度ΔT_bcに達したか
を調べる。

温度上昇ΔT_bが未だΔT_bcに至らないときは、
ステツプS64に進んで、更にステツプS53に戻り
積分を継続する。

温度上昇ΔT_bがΔT_bcると、ステツプS69に進
み、前記ピークフラグを調べる。ピークフラグは
セツトされているから、ステツプS70以下の心拍
出量CO₀の演算に進む。ここで、ピークフラグの
意義が明らかとなる。ノイズ等の影響により、一
度もピークを検出しないうちにステツプS68で、
ΔT_b≦ΔT_bcとなることはあり得る。そこで、
ΔT_bnax−ΔT_b＞TH_bとなるようなピークを検出
したときのみ、ピークフラグをセツトし、このフ
ラグがセツトされないうちは、一度開始した積分
を誤つて停止しないようにする。尚、もし、上述
のTH_aとTH_bとを同じ閾値に設定すれば、ピー
クフラグ及びそれに関連した制御（ステツプ
S66、S67、S69、S70）は必要なくなる。

尚、積分の精度を高くすることに重きを置くと
きは、ΔT_bcはΔT_b0に略等しいことが望ましい。
また、ステツプS70以下の説明は自動スタートの
制御を説明した後に行なう。

こうして、マニユアルスタート時の初期心拍出
量CO₀の演算制御がなされる。

自動スタート 次にステツプS41で、STARTスイツチ72が押
されていない場合を説明する。このSTARTスイ
ツチ７２が押されていない場合とは、操作者がマ
ニユアルスタートを意図している、STARTスイ
ツチ７２が押されるまでの間の場合と、操作者が
自動スタートを意図している場合の二通りある。
また、この実施例では、STARTスイツチ７２が
押されなくても、温度T_bの所定の変化があれば、
自動スタートを操作者が意図していると判断す
る。即ち、STARTスイツチ７２が押されていな
い間の温度T_bの所定の変化を検出するまでは、
この温度変化を監視しつつ、スイツチ７２の押下
も同時に監視する必要がある。この温度監視をス
テツプS43以下で行ない、スイツチ７２の押され
たかの監視をステツプS42〜ステツプS47の間で
割込みにより検知している。ステツプS42〜ステ
ツプS47の間で上記割込みが発生すると、強制的
に制御は前述のステツプS50に移る。

さて、スイツチ７２が押されていないと、ステ
ツプS42で、RCポインタ１６１に従つてT_bを
RAM１３２から読出す。ステツプS42→ステツ
プS43→ステツプS44→ステツプS42のループは、
本実施例においてT_bの変化を、T_bの移動平均値
（サンプル数16個）の変化からとらえているため
に、その必要サンプル数をメモリ１３２から得る
ためにある。尚、移動平均の移動量は１つのサン
プルデータである。一度必要サンプル数が揃う
と、それ以降は、１つのサンプルデータをメモリ
１３２から読出す毎に、平均のための総サンプル
が揃うことになる。ステツプS45では、この移動
平均値T_b（ｎ）を求める。ステツプS46で、前回
の移動平均値T_b（ｎ−１）との差を求める。この
差が所定の閾値TH_d以上であるときは、指示液
注入による血液温度の変化であると判断して、ス
テツプS49で、この変化時点の時刻ｔを計算す
る。移動平均をとつているための時間遅れによ
り、実際の温度変化があつた時刻は、変化があつ
たと判断された時刻よりも過去になるからであ
る。以降の制御は前述のSTARTスイツチ７２に
よる場合と同じである。

もし、ステツプS47で、変化が閾値TH_d以下と
判断された場合は、ステツプS48で今回の平均値
T_b（ｎ）を前回の平均値T_b（ｎ−１）格納領域に
移動する。

ここで、移動平均間隔（上記例では、40ｍｓ×
16個＝640ｍｓ）と、T_b（ｎ）とT_b（ｎ−１）との
時間差と、閾値TH_dとの関係について説明する。
第１３Ａ図の制御では、時間変化に対する温度変
化（＝温度勾配）、 T_b（ｎ）−T_b（ｎ−１）／ｎとｎ−１との時 間差 がTH_dを超えたか否かで、心拍による希釈曲線
の変化を検出するようにしている。ｎとｎ−１と
の時間差は640ｍｓである。ところで、ノイズ等
の影響を受けないで希釈曲線の変化を検出するに
は、TH_dは0.1°C程度が好ましい。そして、例え
ば人間の希釈曲線において、0.1°Cの変化が表わ
れるには大体２秒ほど必要となる。そこで、第１
３Ａ図の制御を若干変更する必要がある。その変
更とは次のようにする。希釈曲線温度T_bの移動
平均演算は毎16サンプル（＝640ｍｓ）毎に行な
つて、メモリに記憶しておく。このようにして演
算記憶した移動平均値をT_b(k)と表わす、約２秒
前に求めて記憶した移動平均値T_b(l)との差を２
秒で割つて、曲線勾配を求め、これとTH_d＝
0.1°Cとを比較するのである。即ち、 T_b(k)−T_b(l)／２秒≧0.1 ならば、心拍による温度変化を認識したとするの
である。このように、２秒ほどの過去のデータか
ら、曲線勾配を見つけ、積分間隔を決定する場合
には、第１３Ａ図のステツプS49のｔは、２秒前
の過去のデータを意味することとなる。

尚、移動平均の演算サイクルと２秒という時間
間隔とが同期しないために、上記例では、各T_b
(k)を全て記憶しなければならなくなつてしまう。
そこで、平均値T_b(l)の替りに、２秒前の実時間
値T_bでもつて代用してもよい。

かくして、マニユアルスタート時、及び自動ス
タート時における積分計算の制御が説明された。

補正係数のテーブル化 ステツプS71の説明に戻る。さて、前述したよ
うに、スチユワート・ハミルトンの式によると、 CO＝S_i・C_i・（T_b−T_i）・V_i／S_b・C_b・∫^∞／₀
ΔT_bdt ここで、 CO：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：注入液体の温度、T_b：血液の温度 S_b：血液の比重、C_b：血液の比熱 である。上記式は CO＝Ａ・（T_b−T_i）／∫^∞／₀ΔT_bdt となる。ここで、 Ａ＝S_i・C_i・V_i／S_b・C_b である。この定数Ａ中で、S_i、S_b、C_b、C_i等は固
定であるが、注入液体量V_iは、正規の温度に設定
された指示液体を血管に注入してもカテーテル内
に残留してしまい血液内に流出されないことによ
る影響を受ける。即ち、上記V_iはあくまでも名目
的な値に過ぎない。また、更に、カテーテル内に
残留する液体量が問題となるのは、血管内に注入
される指示液体の熱量が不明になるからである。
そして、この熱量の絶対値は指示液体の温度にも
依存するから、従来では、前述したように、カテ
ーテルサイズ、指示液体注入量V_i等から、予め実
験的に定められた表を索引して、補正定数A′を
求めていたが、本実施例においては操作者による
操作の確実性の向上を目指して、この補正定数
A′をテーブル化（第１２図）してROM１３１内
に格納している。このテーブルから１つの補正定
数A′を引くときは、第１２図に示すように、ス
イツチ５９，６０から入力されたカテーテル４の
外径Fr、名目の液体注入量ml１をアドレスデー
タとする。即ち、CPU１３３は、スイツチ５９，
６０の設定値をＩ／Ｏポート１３４を介して読み
取り、これらと指示液体温度T_iとをROM１３１
をアドレツシングするための上記アドレスデータ
に変換する。上記のテーブル内に格納する補正定
数データは、前もつて、各種サイズのカテーテル
について、注入液量を色々変えたときの実測結果
が求めておく。もし、熱希釈法による実際の測定
で使用されるカテーテルサイズ、注入液量が、上
記テーブルに対応しないものを含むときは、テー
ブル内に存在する近いものから線形補間により、
対応する補正定数A′を求める。

フローチヤートの説明に戻る。ステツプS68ま
でで、ΣΔT_bの積分の計算が終了すると、ステツ
プS71で上述したように、スイツチ５９，６０か
ら設定入力されたカテーテルの外径Fr、指示液
体量ml等に基づいて、ROM１３１に格納されて
いるテーブル（第１２図）から補正定数A′を読
出す。ステツプS71で、前述したスチユワート・
ハミルトンの式に基づいて、初期心拍出量値CO₀
を計算する。ステツプS72では、連続的な心拍出
量CO_xを計算するのに必要なパラメータＳを計算
する。ステツプS73では、これらの値を例えば、
第４図、第５図のようにプロツタ５０上に出力す
る。

＜連続CO_xの測定＞ 先ず、連続的にCO_xを計算できる原理を説明す
る。サーミスタ１の抵抗値をR_tとし、定電流回
路１１１によつてサーミスタ１に与えられる電流
値をI_cとすると、サーミスタ１が加熱され、発生
する単位時間あたりの熱量は： I_c ²・R_t になる。いま、血流速ｖなる血液中に、加熱され
たサーミスタ１が置かれた場合、加熱されたサー
ミスタ１は血流速ｖに依存して冷却される。血流
により例される熱量は、血液温度をT_b、加熱さ
れたサーミスタ温度をT_t、比例定数をＫとする
と、 Ｋ・ｖ・（T_t−T_b である。さて、サーミスタ１の温度は、加熱され
発生する熱量と冷却される熱量とが等しくなるよ
うな温度に保たれることになる。この温度が、熱
平衡温である。

上記のことを式で表わすと次の(2)式になる。

I_c ²・R_t＝Ｋ・ｖ・（T_t−T_b） ……(2) (2)式から、血流速ｖを求める(3)式が導かれる。

ｖ＝（１／Ｋ）（I_c ²・R_t）／（T_t−T_b） ……(3) 即ち、サーミスタ１から得られるデータR_t、
T_t、そしてサーミスタ２から得られる血液温度
T_bとから、血流速ｖが求められる。尚、加熱サ
ーミスタ１は定電流回路１１１によつて駆動され
ているため、抵抗値を検出する代わりに加熱サー
ミスタ１のリード線両端の電位差E₀を検出して
も良い。この場合の詳細については、前述の特開
昭61−125329号に述べられている。又、なお、定
電流値I_cは定電流回路１１１の電流を検出しても
対応できるが、比例定数Ｋと同様に定数項とし
て、ROM１３１内に与えておくことも可能であ
る。

いま、肺動脈の血管断面積をＳとした場合、初
期心拍出量値CO₀と初期血流速値v₀との間には(4)
式で示されるような関係がある。

CO₀＝Ｓ・v₀ ……(4) 従つて、初期心拍出量値CO₀と初期血流速値ｖ
とから、(4)式に従い血管断面積Ｓを求め、この値
Ｓを較正値（パラメータ）として計測記録回路１
３０内にホールドする。このように、一度パラメ
ータＳが求められると、CPU１３３は、連続的
に計測される血流速v_xに対して前記パラメータＳ
を乗ずることにより、連続的な心拍出量値CO_xを
得ることが可能となる。即ち、 CO_x＝Ｓ・v_x ＝（Ｓ／Ｋ）・（I_c ²・R_t）／（T_t−T_b） ……(5) である。

第１４Ａ図は、パラメータＳを計算するための
第１３図のステツプS72の詳細である。先ず、第
１４Ａ図のステツプS110で、ローカルCPU１０
５に対して光通信路を介してサーミスタ１の加熱
を指示する。ステツプS112では、サーミスタ１
が加熱と冷却の熱平衡に達するのを待つ。やが
て、ローカルCPUからは、T_t、R_t、T_b等が送ら
れてきて、第１１図のフローチヤートにより
RAM１３２に時間順に格納する。そこで、ステ
ツプS113で一定時間経過したときの時間ｔに従
つてRCポインタ１６１により、RAM１３２内
のデータをアクセスする。ステツプS114では(3)
式に基づいて初期血流速v₀を演算し、ステツプ
S115では(4)式に従つて、初期心拍出量値CO₀と血
流速v₀との関係からパラメータＳを求める。こう
して、連続的なCO_x測定の準備が整つた。

次に第１４Ｂ図のフローチヤートに従つて、
CO_xを計算手順を説明する。この制御に入るまで
に、初期心拍出量CO₀及びパラメータＳの測定が
既に行なわれているものとする。

ステツプS80で測定装置１００が連続モードに
あるか調べる。このモードへはCONTINUOUS
スイツチ６４を押すことにより移行する。連続モ
ードであれば、ステツプS81で、ローカルCPU１
０５に対して光通信路を介してサーミスタ１の加
熱を指示する。ステツプS82では、サーミスタ１
が加熱と冷却の熱平衡に達するのを待つ。やが
て、ローカルCPUからは、T_t、R_t、T_b等が送ら
れてきて、第１１図のフローチヤートにより
RAM１３２に時間順に格納する。そこで、一定
時間経過したときの時間ｔに従つてRCポインタ
１６１により、RAM１３２内のデータをアクセ
スする。ステツプS84では(3)式に基づいて血流速
v_xを演算する。

ステツプS86で、連続モードが解除されていな
いかを確認する。これは、血管断面積を表わすパ
ラメータＳは通常時間とともに変化する。従つ
て、一度血管断面積Ｓをパラメータとしてホール
ドとしても、血管断面積Ｓの変化によつて、正確
な心拍出量が得られなくなることが起こる。そこ
で適宜に熱希釈法により初期心拍出量COを計測
し、次の連続的なCO_xの計測に備えるものであ
る。

連続モードが解除されない限り、ステツプS87
へ進み、 CO_x＝v_x・Ｓ を演算する。ステツプS88では、12時間分の経過
を再生する（第８図）ときのために、v_xとCO_xの
1.5分間の平均値を演算する。これらの値は、
RAM１３２内の領域132cに格納する。そして、
ステツプS90では、次のCO_xを演算するために、
RCポインタを１インクリメントする。

こうして、T_t、R_t、T_b等が送られてくる毎に、
CO_x等を連続的に演算することができる。かくし
て、血流速v_xのみの測定で、心拍出量CO_xが測定
できた。

＜データの記録＞ 本測定装置には、第４図、第５図の熱希釈曲線
の記録及び熱希釈数値の記録の他に、CO_xの連続
測定に並行しての測定値をプロツタ５０に出力す
る連続記録機能（スイツチ５６による）、過去30
分間の測定値をプロツタ５０に出力する記憶再生
機能（スイツチ５５による）、過去12時間の測定
値（３分間毎の平均値）をプロツタ５０に出力す
る経過図出力機能（スイツチ５４による）等の出
力機能がある。

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

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

さて、このような記録は連続モード
（CONTINUOUSインデイケータ６４が点灯して
いるとき）行なわれるものであるから、プロツタ
５０への出力と並行して、ローカルCPU１０５
からのデータ取込み、CO_x等の演算／記憶等を行
なわなくてはならない。この制御のために、
RAM１３２へのアクセスは、第１０Ｂ図に示す
ように、プロツタ出力にはPCポインタ１６２を、
データ取込みにはSCポインタ１６０を、演算／
記憶にはRCポインタ１６０を用いている。

＜指示液体温度の代用＞ カテーテル４から血管中に注入される指示液体
は氷冷された容器に入れられているので、その温
度は氷冷温度によつてほとんど決定されるといつ
てよい。従つて、この氷冷温度が既知であるとき
（例えば、零度）は、その温度をもつて指示液体
温度とみなして差し支えない。

そのために、本測定装置では温度プローブ１２
が接続されていないときは、そのことを検知して
スイツチ７５にて設定されている温度を液体温度
T_iとみなして初期心拍出量CO₀の計算に使う。そ
こで、温度プローブ１２のサーミスタ１２ａは定
電圧回路１０１に接続されているから、注入液体
温度検知回路１０２はサーミスタ１２ａに流れる
電流を零とする検出する。この零電流に対応する
E_iをローカルCPU１０５が受けると、このロー
カルCPUはメインCPU１３３に対して、その旨
の信号を送る。若しくは、CPU１０５ほこの零
電流に対するE_iを温度T_iに変換するときに有り得
ない数値に変換して、メインCPU１３３に送る
ようにする。これらにより、CPU１３３は温度
プローブ１２の未接続を検知できる。

第１５図にこの制御手順を示す。第１３図の、
メインCPU１３３がRAM１３２内からT_iを読出
すというステツプS52の代りに、第１５図のステ
ツプS100で、ローカルCPU１０５から送られて
きたT_iはプローブ１２が未接続であることを示す
データであるかを判断する。接続状態を示すデー
タであれば、ステツプS101で、このRAM１３２
内のT_iを測定に用いる。未接続であれば、ステツ
プS102で、スイツチ７５に設定されたデータを
T_iとして取込む。

＜心拍出量の相対変化の測定＞ 以上述べてきた測定装置の実施例は、熱希釈法
により実際に初期心拍出量CO₀を求め、このCO₀
と初期血流速v₀との関係からパラメータＳを求
め、以後は、任意時刻の血流速v_xを測定するのみ
で、連続的に心拍出量CO_xが求められるところに
特徴がある。即ち、 CO_x∝v_x であり、v_xの変化はCO_xの相対的変化を反映す
る。そこで、v_xの変化を記録すれば、それはその
ままCO_xの相対的変化を記録したことになる。一
方、上記心拍出量COは被験者が同じであり、し
かも測定者が測定に周知したものてあればその大
体の値が分つている。そこで、本実施例の測定装
置では、この大体の心拍出量COをスイツチ６２
から「初期CAL値」（＝CO₀）として入力するよ
うにし、内部でこのCO₀に基づいてパラメータＳ
を演算して、熱希釈による初期心拍出量値CO₀の
測定を省くことも可能なようにしている。

＜実験結果＞ 第９Ａ図、第９Ｂ図に示した測定装置に第２Ａ
図に示したカテーテル４を接続して、この測定シ
ステムを、１つは循環モデル回路に適用して実験
し、１つは麻酔下の犬（15Kgの雑種成犬）による
動物実験に用いた。前者のモデル回路は、恒温
槽、ポンプ等によつて構成される。後者の動物実
験においては、犬の右内頚静脈からカテーテル４
を挿入して肺動脈へ進めた。本測定システムの結
果を比較するために、電磁血流計を用いた。循環
モデル回路で得られた測定結果を第１９図に示
す。第１９図において、横軸（Ｘ軸）を電磁血流
計を用いて得られた心拍出量（単位Ｌ／min）と
し、縦軸（Ｙ軸）を本測定システムを用いて得ら
れた心拍出量とすると、相関関係は、 Ｙ＝0.89X＋0.82 であり、相関係数はｒ＝0.966（サンプル数＝18
個）であつた。一方、動物実験における結果で
は、相関関係は、 Ｙ＝1.48X−0.78 であり、相関係数はｒ＝0.944（サンプル数＝29
個）であつた。いずれの結果でも、０〜4L／min
の領域で良好な結果が得られた。また、０〜
10L／minの高心拍出量領域でも、第１９図に示
すように、良い結果が確認された。０〜10L／
minの高心出量領域で良い結果が得られたのも、
Ａ／Ｄコンバータ１０４に14ビツトのものを使用
したためと考えられる。

＜その他の希釈法への応用＞ 上述した実施例の連続的な心拍出量測定は、今
までの説明から明らかなように、一度、初期心拍
出量COが何等かの方法で測定されれば、それか
ら、パラメータＳを測定／保持し、以後は、血流
速v_xを測定するのみで、連続的に心拍出量CO_xが
求められるところに特徴がある。従つて、本発明
においては、上記実施例のような熱希釈法による
測定で最初の心拍出量COを得るものに限らず、
例えば、色素希釈法、電解質希釈法等によつて最
初の心拍出量CO₀を得るようにすることもでき
る。この場合、色素希釈法では、血液中の色素量
は例えば耳たぶ等で照度変化を測定することによ
り、電解質希釈法では、カテーテルに設けられた
二本の電極により血液の抵抗値変化を測定するこ
とにより、心拍出量COを得る。

即ち、の補正定数A′のもととなるデータ量
（例えば、Fr、ml）の入力機能は、カテーテルを
用いる指示薬希釈法一般にも適用できる。また、
の自動測定開始機能は、上記の照度変化、抵抗
値変化の変化点をとらえることにそのまま適用さ
れる。また、の心拍出量の連続測定機能は一般
的な指示薬希釈法により得られた初期心拍出量
CO₀に基づいてパラメータＳを求め、その上で任
意の時刻の血流速v_xからCO_xを計算することにも
適用可能である。

更に他の変形、修正として、温度プローブ１２
が接続されているか否かの検知として次のような
機構を提案する。即ち、測定装置本体のプローブ
のコネクタ１６を接続する部分に付勢された突起
を設ける。コネクタ１６を接続すると、この突起
は押されて引つ込む。突起が押されると、突起の
端部が測定回路１２０に、例えば接地信号を与え
るようにしておく。測定回路１２０は、この接地
信号の有無で、プローブ１２の接続／未接続を判
断できる。尚、上記突起は、その端部以外は回路
１２０とは電気的に絶縁されている。これは、回
路１２０全体を電気的に受かしておくためであ
る。

又他の変形例として、サーミスタ１による血液
流速測定は定電流下での熱平衡、即ち、サーミス
タ抵抗変化を電圧などで検出するのみならず、血
液温との温度格差を一定にするのに必要な電流を
長し、その電流を測定してもよい。つまり、サー
ミスタ温を生体に影響を及ぼさない上限42℃にコ
ントロールして、その電流を測定する方法などで
ある。また、血液流速センサはサーミスタに限定
されず、他の手段でもよい。

以上説明した実施例としての心拍出量の測定装
置を、積分の開始点自動検出機能を有した測定装
置という観点から見れば、この実施例の装置は、
血液データ検知手段としてのサーミスタ１や２な
らびに検知回路１１２や１１３と、血液データ検
知手段が検知した第１の時刻における血液データ
と第１の時刻の後の第２の時刻における血液デー
タとの変化量を演算し、演算された時間変化量が
所定値以上か否かを比較し、演算された時間変化
量が所定値以上であると判定されると、血液デー
タの積分を開始するための演算手段や比較手段や
積分手段としてのCPU１３３と、該積分値に基
づいて心拍出量を演算する心拍出量演算手段とし
てのCPU１３３とを含む。

CPU１３３は、特にステツプS46において、あ
る時刻の移動平均値Tb（ｎ）と所定時間前の移動
平均値Tb（ｎ−１）との差が閾値THdよりも大
きくなつたかを判断します。Tb（ｎ−１）が「第
１の時刻の血液データ」に、Tb（ｎ）が「第１の
時刻の後の第２の時刻における血液データ」と考
えることができる。

更に、第１３Ｂ図のステツプS54が、「第１と
第２の時刻における血液データの差分（即ち、
｛Tb（ｎ−１）−Tb（ｎ）｝）が所定値以上であると
判断されると、前記第１の時刻以前の血液データ
値に基づいて基準血液データTb₀を決定する手段
を構成する。

また、ステツプS63のΔTbcの更新が、「ピーク
値に基づいて積分を終了させる積分区間を求める
手段」に相当する。

［発明の効果］ 以上説明したように本発明の自動測定開始機能
を備えた心拍出量の測定装置によれば、希釈法に
基づいて心拍出量を測定する心拍出量の測定装置
において、 血管中に注入された指示液体により希釈された
血液に関連したデータを出力する血得データ検知
手段と、上記血液データ検知手段が検知した第１
の時刻における血液データと第１の時刻の後の第
２の時刻における血液データとの変化量を演算す
る変化量演算手段と、上記演算された時間変化量
が所定値以上か否かを比較する比較手段と、前記
比較手段により演算された時間変化量が所定値以
上であると判定されると、血液データの積分を開
始する積分手段と、該積分値に基づいて心拍出量
を演算する心拍出量演算手段とからなることを特
徴とする。

指示薬を用いた希釈法においては、指示薬の注
入により血液データの値の変化があつた時点から
の血得データ値の積分が重要であり、上記の本発
明の構成によれば、血液データの変化を比較手段
によりリアルタイムに監視して、この変化が所定
の条件を満足すれば積分を開始するので、操作者
が指示薬の注入の開始時と測定の開始時との同期
に神経を使う必要はなくなり、更に、変化点検出
動作のリアルタイム性故に、注入開始前の無意味
な測定データを記憶するという無駄も解消され
る。

本発明の１つの態様によると、前記血液データ
検知手段は温度センサを有し、前記血液データ
は、血管中に注入された指示液体により希釈され
た血液の温度に関連したデータである。

本発明の１つの態様によると、前記積分手段
は、積分の開始時点を検出する機能だけでなく、
更に終了時点を検出することもできる。

本発明の１つの態様によると、前記積分手段積
分の終了時点を、ピーク値から予測するので、積
分の演算が、即ち、心拍出量が効率良く、且つ精
度を落さずに測定できる。

本発明の１つの態様によると、前記変化演算手
段は、血液データの移動平均値の差分を演算する
事を特徴とする。かかる構成によれば、積分開始
時点の検出をノイズに影響されることなく精度良
く行なえ、従つて、心拍出量の測定精度が向上す
る。

【図面の簡単な説明】

第１Ａ図、第１Ｂ図、第１Ｃ図は夫々、実施例
に係る測定装置の平面図、正面図、背面図、第２
Ａ図、第２Ｂ図、第２Ｃ図は夫々、実施例の測定
装置に用いられるカテーテルの全体斜視図、要部
断面図、開口断面図、第３Ａ図、第３Ｂ図は実施
例の測定装置の操作手順を説明した手順図、第４
図、第５図は実施例装置により熱希釈法に基づい
て心拍出量を測定したときの、結果出力の例を示
す図、第６図〜第８図は、連続測定の結果を出力
したときの出力例を示す図、第９Ａ図、第９Ｂ図
は測定装置の主要部分の回路図、第１０Ａ図、第
１０Ｂ図は測定装置内でのRAM管理の様子を説
明する図、第１１図、第１３Ａ図、第１３Ｂ図、
第１４Ａ、第１４Ｂ図、第１５図は夫々、実施例
に係る制御手順を示すフローチヤート、第１２図
は補正定数Ａを格納するテーブルを示す図、第１
６図、第１７図は従来の熱希釈法による心拍出量
測定の原理を説明する図、第１８図は心拍出量測
定を自動的に開始するための動作を説明する図、
第１９図は実施例装置を用いて実験を行なつたと
きの実験結果を示す図である。 図中、１，２，１２ａ……サーミスタ、４……
カテーテル、６，８，１０，１３，１４……チユ
ーブ、７，９，１１，１５，１６……コネクタ、
１２……注入液温度プローブ、５０……プロツ
タ、５２，５３，５４，５５，５６，５７，５８
……スイツチ、５９，６０，６１，６２，７５…
…設定入力スイツチ、６４，６５，６６，６７，
７０，７２……スイツチ／インデイケータ、６８
……４桁LED表示器、６９……３桁LED表示器、
７１……LEDバーグラフ、７３……カテーテル
接続コネクタ、７４……温度プローブ接続コネク
タ、１００……測定装置、１０１，１１２……定
電圧回路、１１１……定電流回路、１０２……注
入液温度検知回路、１０３……アナログスイツ
チ、１０４……Ａ／Ｄ変換器、１０５，１３３…
…CPU、１０６，１３１……ROM、１０７，１
３２……RAMである。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 希釈法に基づいて心拍出量を測定する心拍出
   量の測定装置において、 血管中に注入された指示液体により希釈された
   血液に関連したデータを出力する血液データ検知
   手段と 上記血液データ検知手段が検知した第１の時刻
   における血液データと第１の時刻の後の第２の時
   刻における血液データとの変化量を演算する変化
   量演算手段と、 上記演算された時間変化量が所定値以上か否か
   を比較する比較手段と、 前記比較手段により演算された時間変化量が所
   定値以上であると判定されると、血液データの積
   分を開始する積分手段と、 該積分値に基づいて心拍出量を演算する心拍出
   量演算手段とからなる自動測定開始機能を備えた
   心拍出量の測定装置。 ２ 前記血液データ検知手段は温度センサを有
   し、前記血液データは、血管中に注入された指示
   液体により希釈された血液の温度に関連したデー
   タである事を特徴とする請求項の第１項に記載の
   自動測定開始機能を備えた心拍出量の測定装置。 ３ 前記積分手段は、 前記比較手段により演算された前記第１と第２
   の時刻における血液データの差分が所定値以上で
   あると判断されると、前記第１の時刻以前の血液
   データ値に基づいて基準血液データを決定する手
   段と、 前記第１の時刻において、前記第１の時刻の後
   の前記血液データと前記決定された基準血液デー
   タとの差分値の積分を開始し、該差分値を時間の
   経過毎に積分する演算手段と、 前記血液データが前記基準血液データに略一致
   したときに積分を終了させる停止手段とを含む事
   を特徴とする請求項の第１項に記載の自動測定開
   始機能を備えた心拍出量の測定装置。 ４ 前記積分手段は、 前記比較手段により演算された前記第１と第２
   の時刻における血液データの差分が所定値以上で
   あると判断されると、前記第１の時刻以前の血液
   データ値に基づいて基準血液データを決定する手
   段と、 前記第１の時刻において、前記第１の時刻の後
   の前記血液データと前記決定された基準血液デー
   タとの差分値の積分を開始し、該差分値を時間の
   経過毎に積分する演算手段と、 該差分値のピーク値を検出する手段と、 このピーク値に基づいて積分を終了させる積分
   区間を求める手段とを含む事を特徴とする請求項
   の第１項に記載の自動測定開始機能を備えた心拍
   出量の測定装置。 ５ 前記変化量演算手段は、 複数の時刻における血液データを保持するため
   の複数のレジスタと、血液データの移動平均値を
   保持するための第１と第２の２つの平均値レジス
   タと具備し、 前記第１の時刻の近傍の複数の時刻においてサ
   ンプリングした血液データを前記複数のレジスタ
   に保持し、これらのレジスタに保持された血液デ
   ータから前記第１の時刻における第１の移動平均
   値を演算し、この第１の移動平均値を前記第１の
   平均値レジスタに保持し、 前記第２の時刻の近傍の複数の時刻においてサ
   ンプリングした血液データを前記複数のレジスタ
   に保持し、これらのレジスタに保持された血液デ
   ータから前記第２の時刻における第２の移動平均
   値を演算し、この第２の移動平均値を前記第２の
   平均値レジスタに保持し、 前記比較手段は、前記第１と第２の平均値レジ
   スタに記憶された前記第１と第２の移動平均値の
   差分を演算する事を特徴とする請求項の第１項に
   記載の自動測定開始機能を備えた心拍出量の測定
   装置。