JPH0613023B2

JPH0613023B2 - 生体情報測定装置

Info

Publication number: JPH0613023B2
Application number: JP62048827A
Authority: JP
Inventors: 重和関位; 誠池田; 耕司土田
Original assignee: Terumo Corp
Current assignee: Terumo Corp
Priority date: 1987-03-05
Filing date: 1987-03-05
Publication date: 1994-02-23
Anticipated expiration: 2009-02-23
Also published as: JPS63216532A

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、特にプローブ部を生
体表面に接触させ、あるいは生体内に直接挿入して生体
情報を測定する生体情報測定装置に関する。

［従来の技術］一般に、この種の生体情報測定装置、特に医療用測定装
置では他の工業用計測装置に比べて安全対策が一層重要
である。この種の生体情報測定装置では商用交流電源を
使用しているので、この商用交流電源によって電気ショ
ックを受ける可能性が最も多い。この電気ショックで最
も危険なことは、交流電流が人体に流れることにより起
こる心室細動であり、心室細動は２〜３分放置すると死
に至る。特に、カテーテルを直接に心臓まで挿入するタ
イプの例えば心拍出量測定では、何らかの事故によりカ
テーテルを介して流れる電流は全て心臓を流れることに
なるから、安全性を一層十分に考慮したものでなくては
ならない。この場合に、心臓に直接流れる電流の安全値
は１０μ〜２０μＡという報告がある。。また、比較的
高抵抗の皮膚と皮膚を介した場合でも５００μＡ以下と
いう報告がある。

従来の安全対策は、例えば二重絶縁を施した電源トラン
スを使用して装置本体の電源回路を商用交流電源回路か
ら十分に遮断し、かつ装置本体を接地するものであっ
た。しかし、このように絶縁を電源トランスの一ケ所に
たよることは、該電源部に接する装置のレイアウト上の
問題、更には装置の老朽化及び使用環境等に鑑み、十分
な安全対策とは言えない。

また従来の安全対策は、測定電極回路の一方を接地する
ものであった。しかし、人体は常に接地電位とは限らな
いし、また強制的に人体を接地電位に置くとかえって危
険な場合も生じる。

［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、あらゆる測定条件及び測定環
境において、より安全性の高い生体情報測定装置を提供
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、生体に接触してその状態
を検出し、その状態に対応したアナログ信号を出力する
検出手段と、前記検出手段に電気的に接続され、前記検
出手段に所定電流を通電する通電手段と、前記検出手段
に接続され、前記アナログ信号を対応するデジタル信号
に変換するＡ／Ｄ変換手段と、前記Ａ／Ｄ変換手段が出
力するデジタル信号に基づいて前記生体に関するアナロ
グ情報を処理する情報処理手段と、前記Ａ／Ｄ変換手段
と前記情報処理手段とを非電気的に結合するためにそれ
ぞれに設けられた結合手段と、前記情報処理手段に電力
を供給する第１の電源供給手段と、前記第１の電源供給
手段より電力を供給され、前記第１の電源供給手段より
の入力と、その出力とが磁気的にのみ結合していて、前
記Ａ／Ｄ変換手段及び前記通電手段に電力を供給する第
２の電源供給手段と、前記通電手段により前記検出手段
に通電された電流値と、前記検出手段を通して前記通電
手段に帰還された電流値との差を検出する差電流検出手
段と、前記差電流検出手段により検出された電流差が所
定範囲外の時、前記通電手段より前記検出手段への電力
供給を遮断する電源遮断手段とを備える。

［作用］かかる構成において、検出手段は通電手段より所定の電
流を通電されて生体の状態を検出し、その状態に対応し
たアナログ信号を出力する。このアナログ信号は、Ａ／
Ｄ変換手段によりデジタル信号に変換され、このデジタ
ル信号に基づいて生体に関するアナログ信号が情報処理
手段により処理される。結合手段によりＡ／Ｄ変換手段
と情報処理手段とが非電気的に結合されており、この情
報処理手段には第１の電源供給手段より電力が供給され
る。一方、Ａ／Ｄ変換手段及び通電手段には、第１の電
源供給手段より電力を供給され、第１の電源供給手段よ
りの入力と、その出力とが磁気的にのみ結合している第
２の電源供給手段より電源が供給される。ここで、通電
手段により検出手段に通電された電流値と、検出手段を
通して通電手段に帰還された電流値との差を検出し、こ
の検出された電流差が所定範囲外の時、その通電手段よ
り検出手段への電力供給を遮断するようにしている。

［実施例の説明］以下、添付図面に従っ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
ブロック構成図である。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から成る薬液検温プ
ローブ回路を備える。この薬液検温プローブ回路はコネ
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
血液検温プローブ回路と、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プロー
ブ回路を備える。これらの血液検温プローブ回路及び血
流速検温プ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
検温プローブ回路（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２
０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ョン通信回路４０
と、前記オプトアイソレーション通信回路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Ｔ_Ｉを検出し、対応する電圧信号Ｖ_Ｉ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Ｔ
_Ｉを検出し、対応する電圧信号Ｖ_１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
イッチ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によってデジタルデータ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ョン通信回路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ョン通信回路４
０は、計測部２０側に設けたフォトダイオード回路４１
及びフォトトランジスタ回路４６から成る光送受信回路
４０Ａと、メインＣＰＵ３０側に設けたフォトダイオー
ド回路４４及びフォ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ィカルファ
イバーグラス４２及び４５等を介在させる。従って、計
測部２０を電圧信号とメインＣＰＵ３０の電圧信号との
電気的接続は完全に遮断され、よって人体とメインＣＰ
Ｕ３０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、後述する各ブロックはメイ
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ックを示してい
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Ｔ_Ｉ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１０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。３３は連
続心拍出量演算手段であり、前記の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３
２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，５０／６
０Hz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コンバータ回路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コンバータ回路８０の目的は、電源部７０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／Ｄ
Ｃコンバータ回路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。従って、
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、よって人体と本体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２１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ＣＰＵ２６は、予め制御信号ＳＥＬＳ
によりリレー回路２２８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）２２１ａは、入力の基準電
圧Ｖ_Ｏを参照することによりｐ点の電圧が略Ｖ_Ｏになる
ようにドライブする。従って、ｐ点の電位は常に定電圧
Ｖ_Ｈ（略Ｖ_Ｏ）に保たれる。また定電圧回路２２１Ｂは
補正抵抗９に対して定電位Ｖ_Ｌを加える。即ち、定電圧
回路２２１Ｂ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ＧＮ
Ｄになるようにドライブする。従って、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って
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
ッチ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、アナログスイッチ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ＣＰＵ
２６からの制御信号ＳＥＬＲに従って定電圧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２２６
ａの（＋）端子及び（−）端子間に加えられる分割電圧
Ｖ_PATの内容は、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が分母及び分子にあり、サーミス
タ８に固有の抵抗値Ｒ_PATに見合った補正抵抗値Ｒ_PASが
分母にあるので、プ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、プ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２２６ａの（＋）端子及び
（−）端子間に加えられる逆起電圧Ｖ_PAT′の内容は、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に見合った補正抵抗値Ｒ_PASが分母にあるので、プ
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０．５０^１×０．１６^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、１．１８^１×０．４^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。すなわち、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っても、あるいはサ
ーミスタ自体の規格が異なっていても、予め各カテーテ
ル２及び７内に設けた補正抵抗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
は０．０１〜５０ジュ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）２２３ａ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。よって、差動増幅器２２３ａ及び２２３
ｂ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０Ｖ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２２
３ａ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２２３ｃの出力信号は±
Ｖ_FLに変動する。従って、ローカルＣＰＵ２６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。よって、プ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、プ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Ｔ_１又はＴ_２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Ｒ_１〜Ｒ_４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（Ｒ_１とＲ_２又はＲ_３とＲ
_４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のプローブ回路と同一の条件下で
アナログ回路網（アナログスイッチ２５、血液温度検出
回路２２６等）の温度ドリフト等を検出し、実際の血液
温度を補正できる。即ち、所定の温度Ｔ_１を発生させた
ときに温度Ｔ_１′が検出されたときは、誤差ΔＴ＝（Ｔ
_１′−Ｔ_１）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２
２８に制御信号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に定電位（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ＣＰＵ
３０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ＣＰＵ３
０）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は判別結果に従っ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内のプ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ＣＰＵ２６（メインＣＰＵ３
０）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２３
５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ＣＰＵ
２６は制御信号ＳＥＬＩＣにより定電流回路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１
０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っ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２
３４の差動増幅器（ＤＡＭＰ）２３４ａ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ＣＰＵ３０
内において既知であるから、メインＣＰＵ３０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２３３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、よって差動
増幅器２３３ａ及び２３３ｂの各出力も等しい。従っ
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。よって、リレー回路２３
５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２
３３ａ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
囲を超えるときはリレー回路２３５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ＲＬＣ
３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
のアナログスイッチ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って
もよい。しかし、自己発熱型のサーミスタの方が構造的
にも取込み易く、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、公知にスチュワート・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。

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。

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
ーチンのフローチャートである。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
ステップＳ１に入力する。ステップＳ２では検出回路の
リレー回路をＯＮにする。ステップＳ３ではカテーテル
のプ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、ステップＳ１１に進み、リレー
回路をＯＦＦにする。更にステップＳ１２ではその旨を
エラー表示し、ステップＳ１３ではブザー６０を鳴動さ
せて使用者の注意を促す。引き続きステップ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、ステップＳ３
の判別でカテーテルが接続されているときは、ステップ
Ｓ４で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ップ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ップＳ６に進み、
プ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ップ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ップ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ップ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ップ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初めて測定する
ときとか本装置に電源投入したとき等に該当し、ステッ
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、ステップＳ６に戻る。こうして再
びステップＳ９に戻ると、今度は初期設定フラグがセッ
トされているのでステップＳ１０に進む。ステップＳ１
０は保持しているパラメータＳの更新の必要性を判別す
るステップであり、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
求フラグのセットは次のようにして行なう。メインＣＰ
Ｕ３０のタイマ（不図示）等に前もって、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ットし
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ットする。この更新要
求フラグがセットされていればステップ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ット
し、前記タイマを再スタートする。またステップ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、ステップ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
示すフローチャートである。ステップＳ２１ではサーミ
スタ１０の加熱を停止する。このステップは連続心拍出
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。ステップ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ップ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。ステップＳ２
４ではこの注入液温度Ｔ_Ｉを測定する。ステップ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。ステップＳ２６では熱希釈心拍出量演算手段３
１により心拍出量Ｃ_Ｏを（２）式により算出し、ステッ
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、ステップＳ２８ではサーミスタ１０を定電流
Ｉ_Ｃで加熱する。ステップＳ２９では加熱される前の血
液温度Ｔ_Ｐを測定する。ステップＳ３０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。ステップＳ３１では血流
速演算手段３２により血流速度ｖを（３）式によって算
出し、連続心拍出量演算手段３３に出力する。ステップ
Ｓ３２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）式に従って求め、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
すフローチャートである。ステップＳ４１ではサーミス
タ１０を定電流Ｉ_Ｃで加熱する。ステップＳ４２では血
液温度Ｔ_Ｐを測定する。ステップ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が同時に得られる。
ステップＳ４４では血流速演算手段３２により血流速度
ｖを（３）式によって算出し、連続心拍出量演算手段３
３に出力する。ステップ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。ステップＳ４６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
度センサプ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プローブ
回路について適用できる。

また上記の実施例は、プローブ回路を直流バイアス（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］本発明に従えば、生体の状態を検出する検出部と、その
検出部よりの信号に基づいて信号処理する情報処理部と
を、各電源を含めて非電気的に接続して電気的な閉ルー
プが形成されないようにすると共に、検出部における漏
れ電流を検出すると検出部への電源供給を遮断すること
により、検出部の絶縁性を改善すると共に、検出部より
生体へのリークを防止して安全性を高めることができる
という効果がある。

【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
ブロック構成図、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ョン通信回路を示
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
ーチンのフローチャート、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
細を示すフローチャート、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
すフローチャートである。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、２
４…アナログスイッチ、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ョン通信回
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／Ｄ
Ｃコンバータ回路である。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献特開昭59−171533（ＪＰ，Ａ) 特開昭59−211431（ＪＰ，Ａ)

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】生体に接触してその状態を検出し、その状
態に対応したアナログ信号を出力する検出手段と、前記検出手段に電気的に接続され、前記検出手段に所定
電流を通電する通電手段と、前記検出手段に接続され、前記アナログ信号を対応する
デジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換手段と、前記Ａ／Ｄ変換手段が出力するデジタル信号に基づいて
前記生体に関するアナログ情報を処理する情報処理手段
と、前記Ａ／Ｄ変換手段と前記情報処理手段とを非電気的に
結合するためにそれぞれに設けられた結合手段と、前記情報処理手段に電力を供給する第１の電源供給手段
と、前記第１の電源供給手段より電力を供給され、前記第１
の電源供給手段よりの入力と、その出力とが磁気的にの
み結合していて、前記Ａ／Ｄ変換手段及び前記通電手段
に電力を供給する第２の電源供給手段と、前記通電手段により前記検出手段に通電された電流値
と、前記検出手段を通して前記通電手段に帰還された電
流値との差を検出する差電流検出手段と、前記差電流検出手段により検出された電流差が所定範囲
外の時、前記通電手段より前記検出手段への電力供給を
遮断する電源遮断手段と、を備えることを特徴とする生体情報処理装置。