JPH067820B2 - 右心室の排出比を検出する装置 - Google Patents
右心室の排出比を検出する装置Info
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- JPH067820B2 JPH067820B2 JP62125664A JP12566487A JPH067820B2 JP H067820 B2 JPH067820 B2 JP H067820B2 JP 62125664 A JP62125664 A JP 62125664A JP 12566487 A JP12566487 A JP 12566487A JP H067820 B2 JPH067820 B2 JP H067820B2
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Classifications
-
- 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
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- A61B5/028—Measuring blood flow using tracers, e.g. dye dilution by thermo-dilution
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Description
【発明の詳細な説明】 〔発明の背景〕 右心室は三尖弁を介して右心房から血液を受取り、肺動
脈弁を介して血液を肺動脈へ汲み出す。血液を汲出す場
合、心拡張の間右心室は拡大して三尖弁を介して血液を
吸引し、心収縮の間収縮して肺動脈弁を介して肺動脈へ
血液を排出する。
脈弁を介して血液を肺動脈へ汲み出す。血液を汲出す場
合、心拡張の間右心室は拡大して三尖弁を介して血液を
吸引し、心収縮の間収縮して肺動脈弁を介して肺動脈へ
血液を排出する。
肺動脈への血液の汲出しの右心室の効率を決定すること
が必要か、あるいは望ましいことが時折あるが、この目
的に対して右心臓の排出比が決定される。排出比は右心
室の拡張容積即ち最終拡張容積（ＥＤＶ）を右心室の収
縮容積即ち最終収縮容積（ＥＳＶ）と比較することによ
り決定される。数学的には、排出比（ＥＦ）は以下のよ
うに表現できる。
が必要か、あるいは望ましいことが時折あるが、この目
的に対して右心臓の排出比が決定される。排出比は右心
室の拡張容積即ち最終拡張容積（ＥＤＶ）を右心室の収
縮容積即ち最終収縮容積（ＥＳＶ）と比較することによ
り決定される。数学的には、排出比（ＥＦ）は以下のよ
うに表現できる。
排出比は筆算により熱稀釈曲線から計算される。熱稀釈
は右心室または右心房へコールドインジケータ（低温指
示薬）を注入し、該インジケータを血液で稀釈すること
により典型的に実行される。この明細書において、「基
本温度」とは、肺動脈内の測定温度が漸近的に近付く温
度であって、「基準温度」乃至「ベースライン温度」の
ことをいい、「プリボラス基本温度」とは、ボラスとし
てのコールドインジケータを注入する前における右心房
内の（流体の）温度、ないしコールドインジケータを注
入する前において肺動脈を流れる血液の温度を指し、
「ポストボラス基本温度」とは、ボラスとしてのコール
ドインジケータを注入した後において肺動脈を流れる流
体の温度が時間と共に漸近する漸近（線の）温度を指
す。
は右心室または右心房へコールドインジケータ（低温指
示薬）を注入し、該インジケータを血液で稀釈すること
により典型的に実行される。この明細書において、「基
本温度」とは、肺動脈内の測定温度が漸近的に近付く温
度であって、「基準温度」乃至「ベースライン温度」の
ことをいい、「プリボラス基本温度」とは、ボラスとし
てのコールドインジケータを注入する前における右心房
内の（流体の）温度、ないしコールドインジケータを注
入する前において肺動脈を流れる血液の温度を指し、
「ポストボラス基本温度」とは、ボラスとしてのコール
ドインジケータを注入した後において肺動脈を流れる流
体の温度が時間と共に漸近する漸近（線の）温度を指
す。
前記の冷い混合物が右心室を介して肺動脈へ汲出される
につれて、肺動脈中の流体の温度が低下し、次いで上昇
する。肺動脈中の流体の温度は、その温度が上昇してい
る間に測定され、肺動脈中の血液のプリボラス(Prebolu
s)基本温度と比較され、温度差を設定する。次いで、前
記温度差が用いられ排出比を決定する。排出比の計算は
例えば、以下の文献において広く論じられている。
につれて、肺動脈中の流体の温度が低下し、次いで上昇
する。肺動脈中の流体の温度は、その温度が上昇してい
る間に測定され、肺動脈中の血液のプリボラス(Prebolu
s)基本温度と比較され、温度差を設定する。次いで、前
記温度差が用いられ排出比を決定する。排出比の計算は
例えば、以下の文献において広く論じられている。
１ 外科研究誌(Journal of Surgical Research)の、エ
イチ、アール ケイ他(H.R.Kay et al)の「熱稀釈技術
による排出比の測定」 （“Measurement of Ejection Fraction by Thermal Di
lution Techniques”）Vol.３４，３３７〜３４６（１
９８３）。
イチ、アール ケイ他(H.R.Kay et al)の「熱稀釈技術
による排出比の測定」 （“Measurement of Ejection Fraction by Thermal Di
lution Techniques”）Vol.３４，３３７〜３４６（１
９８３）。
２ 外傷誌(The Journal of Trauma)「熱稀釈右心室容
積、激しい火傷における容積交換の新規で、かつ良好な
予報手段」（“Thermodilution Right Ventricular Vol
ume：A Novel and Better Predictor of Volume Replac
ement in Acute Thermal Injury”）．ジエイ、エイ、
ジエイ、マーチン他(J.A.J.Martyn et al)Vol.２１，N
o.８，６１９〜６２６（１９８１）。
積、激しい火傷における容積交換の新規で、かつ良好な
予報手段」（“Thermodilution Right Ventricular Vol
ume：A Novel and Better Predictor of Volume Replac
ement in Acute Thermal Injury”）．ジエイ、エイ、
ジエイ、マーチン他(J.A.J.Martyn et al)Vol.２１，N
o.８，６１９〜６２６（１９８１）。
３ ＡＳＡ「熱稀釈による排出比」（要約） （“Ejection Fraction by Thermodilution”）(Abstra
ct)、ジー、ジー、マルシャック他(G.G.Maruschak et a
l)Vol.５５，No.３，Sept.１９８１。
ct)、ジー、ジー、マルシャック他(G.G.Maruschak et a
l)Vol.５５，No.３，Sept.１９８１。
排出比は、以下のように数学的に表現できるプラトー法
を用いて典型的に筆算で計算される。
を用いて典型的に筆算で計算される。
Ｔｉは熱稀釈曲線の下降線（即ち肺動脈中の温度が上昇
している間）のいずれかのプラトーにおける温度で、Ｔ
i+1はすぐ後のプラトーにおける温度で、TBは基本温度
である。勿論、プラトー法を用いた排出比の筆算は遅い
ものであり、式２で示すように、心臓周期における２点
のみを利用している。１９６６年８月のイー、ラパポー
ト(E.Rapaport)による心臓学誌(American Journal of C
ardiology)の「心室容積測定における熱洗滌技術の有用
性と限界」（“Usefulness and Limitations of Therma
l Washout Techniques in Ventricular Volume Measure
ment”）Vol.１８，２２６〜２３４を参照のこと。
している間）のいずれかのプラトーにおける温度で、Ｔ
i+1はすぐ後のプラトーにおける温度で、TBは基本温度
である。勿論、プラトー法を用いた排出比の筆算は遅い
ものであり、式２で示すように、心臓周期における２点
のみを利用している。１９６６年８月のイー、ラパポー
ト(E.Rapaport)による心臓学誌(American Journal of C
ardiology)の「心室容積測定における熱洗滌技術の有用
性と限界」（“Usefulness and Limitations of Therma
l Washout Techniques in Ventricular Volume Measure
ment”）Vol.１８，２２６〜２３４を参照のこと。
さらに、プラトー法を用いた排出比の計算は、放射性核
（ラジオアイソトープ）技術を用いて排出比を計算した
場合より一貫して低い値を与える。さらに、より正確な
結果が得られるように排出比の検出を正確にすることが
望ましい。
（ラジオアイソトープ）技術を用いて排出比を計算した
場合より一貫して低い値を与える。さらに、より正確な
結果が得られるように排出比の検出を正確にすることが
望ましい。
本発明は自動的にＥＦを決定し、かつその他の重要な利
点を提供する。本発明は部分的に、式２を用いる排出比
の計算の基礎にある仮定の一部が誤っているとの認識に
基づいている。例えば、そのような仮定の１つは、右心
室へ入る血液の基本温度TBは、ボラス（濃縮薬剤塊）注
入の直前から、ＥＦを決定するために肺動脈の温度が測
定されている間時間変化しないということである。この
ことは、心房注入が利用されているとすれば正しくはな
い。コールドインジケータの注入は心臓の数回の鼓動に
わたり実行されるので、インジケータのあるものは心房
にプールされる。従って、右心室にはいる血液の温度、
即ち基本温度は、コールドインジケーターの注入の前の
基本温度であるプリボラス基本温度とは変わる。これは
プラトー法により行われる排出比計算の結果が低くなろ
うとする傾向にある１つの理由である。
点を提供する。本発明は部分的に、式２を用いる排出比
の計算の基礎にある仮定の一部が誤っているとの認識に
基づいている。例えば、そのような仮定の１つは、右心
室へ入る血液の基本温度TBは、ボラス（濃縮薬剤塊）注
入の直前から、ＥＦを決定するために肺動脈の温度が測
定されている間時間変化しないということである。この
ことは、心房注入が利用されているとすれば正しくはな
い。コールドインジケータの注入は心臓の数回の鼓動に
わたり実行されるので、インジケータのあるものは心房
にプールされる。従って、右心室にはいる血液の温度、
即ち基本温度は、コールドインジケーターの注入の前の
基本温度であるプリボラス基本温度とは変わる。これは
プラトー法により行われる排出比計算の結果が低くなろ
うとする傾向にある１つの理由である。
本発明は、温度測定を行う際に利用するカテーテルに別
の温度センサを追加することなく基本温度の浮動（ドリ
フト）を補正する。このことは、肺動脈内の流体の温度
が上昇している際の複数の時点での肺動脈の測定温度を
用いて温度対時間の関係即ち曲線を設定（確定）するこ
とにより達成される。この曲線は、測定した温度範囲内
ではあるけれども該曲線を設定する際に用いられた最も
高い測定温度よりも高い温度領域まで外挿する。次に、
この外挿のさい最後に測定した温度よりも低い温度を用
いてポストボラス基本温度を設定する。
の温度センサを追加することなく基本温度の浮動（ドリ
フト）を補正する。このことは、肺動脈内の流体の温度
が上昇している際の複数の時点での肺動脈の測定温度を
用いて温度対時間の関係即ち曲線を設定（確定）するこ
とにより達成される。この曲線は、測定した温度範囲内
ではあるけれども該曲線を設定する際に用いられた最も
高い測定温度よりも高い温度領域まで外挿する。次に、
この外挿のさい最後に測定した温度よりも低い温度を用
いてポストボラス基本温度を設定する。
最も好ましくは、上記曲線は、一次の指数関数曲線であ
るか、それに近似していることが好ましい。この曲線は
ポストボラス基本温度TB2を平均化するため各種の方法
で利用でき、この方法がコールドインジケータを心房へ
挿入する前に右心室へ入る血液の温度であるプリボラス
温度を用いるよりも正確な結果を提供する。いずれにし
ても、ポストボラス基本温度は、前述の各種の冷却要因
のためにプリボラス基本温度よりも低い。
るか、それに近似していることが好ましい。この曲線は
ポストボラス基本温度TB2を平均化するため各種の方法
で利用でき、この方法がコールドインジケータを心房へ
挿入する前に右心室へ入る血液の温度であるプリボラス
温度を用いるよりも正確な結果を提供する。いずれにし
ても、ポストボラス基本温度は、前述の各種の冷却要因
のためにプリボラス基本温度よりも低い。
ポストボラス基本温度を設定する好適技術は、曲線がそ
の漸近線に近づくにつれて、一次指数関数曲線により確
認される温度をポストボラス基本温度として用いること
である。ポストボラス基本温度を設定するためにこの曲
線を用いることは、例えば心房のように右心室の上流に
インジケータを注入するのに特に適合しているが、これ
は心室注入にも用いることができる。
の漸近線に近づくにつれて、一次指数関数曲線により確
認される温度をポストボラス基本温度として用いること
である。ポストボラス基本温度を設定するためにこの曲
線を用いることは、例えば心房のように右心室の上流に
インジケータを注入するのに特に適合しているが、これ
は心室注入にも用いることができる。
また、式２により規定されるプラトー法は、肺動脈で検
出される温度が肺動脈中の流体の温度を正確に表わすも
のと仮定している。しかしながら、試験ではカテーテル
に装着した温度センサの応答時間は所定の鼓動間隔内の
温度変化を１００パーセントモニターするに十分ではな
い。数学モデル化により、鼓動即ちＲ−Ｒ間隔が既知の
場合応答時間を補正しうる手段を提供する。このため、
肺動脈中の温度変化をさらに正確にコンピュータで測定
できるようにする。
出される温度が肺動脈中の流体の温度を正確に表わすも
のと仮定している。しかしながら、試験ではカテーテル
に装着した温度センサの応答時間は所定の鼓動間隔内の
温度変化を１００パーセントモニターするに十分ではな
い。数学モデル化により、鼓動即ちＲ−Ｒ間隔が既知の
場合応答時間を補正しうる手段を提供する。このため、
肺動脈中の温度変化をさらに正確にコンピュータで測定
できるようにする。
このことは、例えば、利用すべき、一群の、カテーテル
に装着のセンサに対する応答時間を決定することにより
達成できる。次いで、計算されたＥＦに補正係数を適用
すればよい。
に装着のセンサに対する応答時間を決定することにより
達成できる。次いで、計算されたＥＦに補正係数を適用
すればよい。
式２の使用の基本をなす別の仮定は、肺動脈の温度が排
出比を検出するために測定されている時間に不整脈はな
いとの仮定である。本発明は心臓の不整脈活動の可能性
を認識し、不整脈を検出する。排出比決定のための測定
中に心臓の不整脈活動が検出されるとすれば、アラーム
が作動して不整脈活動を知らせる。
出比を検出するために測定されている時間に不整脈はな
いとの仮定である。本発明は心臓の不整脈活動の可能性
を認識し、不整脈を検出する。排出比決定のための測定
中に心臓の不整脈活動が検出されるとすれば、アラーム
が作動して不整脈活動を知らせる。
本発明は、それ以外の特徴や利点と共に、添付図面に関
連した以下の説明を参照することにより最もよく理解で
きる。
連した以下の説明を参照することにより最もよく理解で
きる。
第１図は、本発明を実施するために人間の心臓１３に挿
入されたカテーテル１１の一形態を示す。カテーテル１
１は色々な構成でよく、本実施例では単に温度プローブ
であるが、カテーテルは、注入ポート１７と、チューブ
の末端に近接したバルーン１９と、前記バルーンに近接
しているがチューブの末端に隣接するサーミスタ２１の
形態の温度センサとを有する細長い弾性チューブ１５を
含む。カテーテル１１についてのさらに完全な説明につ
いては、米国特許第４，６３２，１２５号から得ること
ができる。
入されたカテーテル１１の一形態を示す。カテーテル１
１は色々な構成でよく、本実施例では単に温度プローブ
であるが、カテーテルは、注入ポート１７と、チューブ
の末端に近接したバルーン１９と、前記バルーンに近接
しているがチューブの末端に隣接するサーミスタ２１の
形態の温度センサとを有する細長い弾性チューブ１５を
含む。カテーテル１１についてのさらに完全な説明につ
いては、米国特許第４，６３２，１２５号から得ること
ができる。
カテーテル１１は、バルーン１９とサーミスタ２１とを
肺動脈２３に位置させ、かつ注入ポート１７を右心房２
５に位置させる従来の医療技術を用いて心臓１３へ挿入
される。このように、カテーテルは三尖弁２７、右心室
２９および肺動脈弁３１を介して肺動脈２３まで延び
る。
肺動脈２３に位置させ、かつ注入ポート１７を右心房２
５に位置させる従来の医療技術を用いて心臓１３へ挿入
される。このように、カテーテルは三尖弁２７、右心室
２９および肺動脈弁３１を介して肺動脈２３まで延び
る。
右側の心臓の排出比即ち心臓の出力を決定するために、
例えば塩水のような、コールドインジケータのボラスが
心臓の数回の鼓動にわたり、チューブ１５の孔と注入ポ
ート１７とを介して右心房へ迅速に注入される。図示実
施例においては、注入物は下大動脈３２からの血液の流
れとは逆方向に全体的に下大静脈３２に向かって導か
れ、血液と良好に混じるようにする。心拡張の間、右心
室２９は拡張し、三尖弁２７が開放して血液とインジケ
ータとの混合物の一部が右心室へ入れるようにする。心
収縮の間、右心室２９は収縮して血液とインジケータと
の混合物を肺動脈弁３１を介して肺動脈２３へ、かつサ
ーミスタ２１を横切って圧送する。コールドインジケー
タの注入は多数回の心臓の鼓動にわたって行われるの
で、肺動脈２３中の流体の温度は多数回段階的に上昇し
てプリボラス基本温度TB1（第２図）から最低温度即ち
ピーク温度Tpkまで低下し、次いで上昇して、温度曲線
が漸近線的にプリボラス基本温度TB1に近づくように上
昇する。第２図に示すように、温度の各々の段、即ち熱
稀釈（ＴＤ）曲線３３のプラトーは「Ｒ」波、即ち右心
室２９の収縮、即ち心臓の鼓動に直ちに追従する。プリ
ボラス基本温度TB1が温度ピークTpkより高いという点に
おいてＴＤ曲線は反転していることに注意すべきであ
る。ＴＤ曲線３３と式２とを使用して、例えば、前述し
た米国特許第４，６３２，１２５号に詳しく説明されて
いるように排出比を計算することができる。
例えば塩水のような、コールドインジケータのボラスが
心臓の数回の鼓動にわたり、チューブ１５の孔と注入ポ
ート１７とを介して右心房へ迅速に注入される。図示実
施例においては、注入物は下大動脈３２からの血液の流
れとは逆方向に全体的に下大静脈３２に向かって導か
れ、血液と良好に混じるようにする。心拡張の間、右心
室２９は拡張し、三尖弁２７が開放して血液とインジケ
ータとの混合物の一部が右心室へ入れるようにする。心
収縮の間、右心室２９は収縮して血液とインジケータと
の混合物を肺動脈弁３１を介して肺動脈２３へ、かつサ
ーミスタ２１を横切って圧送する。コールドインジケー
タの注入は多数回の心臓の鼓動にわたって行われるの
で、肺動脈２３中の流体の温度は多数回段階的に上昇し
てプリボラス基本温度TB1（第２図）から最低温度即ち
ピーク温度Tpkまで低下し、次いで上昇して、温度曲線
が漸近線的にプリボラス基本温度TB1に近づくように上
昇する。第２図に示すように、温度の各々の段、即ち熱
稀釈（ＴＤ）曲線３３のプラトーは「Ｒ」波、即ち右心
室２９の収縮、即ち心臓の鼓動に直ちに追従する。プリ
ボラス基本温度TB1が温度ピークTpkより高いという点に
おいてＴＤ曲線は反転していることに注意すべきであ
る。ＴＤ曲線３３と式２とを使用して、例えば、前述し
た米国特許第４，６３２，１２５号に詳しく説明されて
いるように排出比を計算することができる。
本発明は、本発明の原理を利用して筆算による計算も可
能ではあるものの、排出比を自動的に決定できるように
する。本発明はカテーテル１１と、適当な電子ハードウ
ェア、ソフトウェアおよびマイクロプロセッサ、あるい
はそれら２つの組合せを含む適当な計器３４（第１図）
とにより実施可能である。第３図に示すステップを達成
するにはソフトウェアの実行が好ましく、この点に関し
ては、心臓出力を計算するために、カリフォルニア州、
サンタアナのアメリカン エドワーヅラボラトリース(A
merican Edwards Laboratories of Santa Ana,Californ
ia)より市販されている装置により使用されるCOM-1とし
て知られるプログラムに、ある種修正を加えるだけでよ
い。
能ではあるものの、排出比を自動的に決定できるように
する。本発明はカテーテル１１と、適当な電子ハードウ
ェア、ソフトウェアおよびマイクロプロセッサ、あるい
はそれら２つの組合せを含む適当な計器３４（第１図）
とにより実施可能である。第３図に示すステップを達成
するにはソフトウェアの実行が好ましく、この点に関し
ては、心臓出力を計算するために、カリフォルニア州、
サンタアナのアメリカン エドワーヅラボラトリース(A
merican Edwards Laboratories of Santa Ana,Californ
ia)より市販されている装置により使用されるCOM-1とし
て知られるプログラムに、ある種修正を加えるだけでよ
い。
第１図に示すようにカテーテル１１を心臓１３に位置さ
せると、サーミスタ２１は流体、即ち肺動脈２３におけ
る血液、あるいは血液とインジケータとの混合物の温度
に関する温度情報を連続的に計器３４へ提供する。デジ
タルシステムにおいて、この温度情報は、計器３４のサ
ンプラにより例えば７１ミリ秒毎のように、周期的にサ
ンプリングされる。第３図を参照し、かつ例えばわづら
わしい基本線や熱浮動検出のようなCOM-1プログラムに
用いられるタイプの通常の準備段階を除外すれば、最初
のステップはプリボラス基本線ないし基準線（ベースラ
イン）の決定、即ちプリボラス基本温度TB1の決定であ
る。このために、温度サンプルは、例えばサンプルの一
連の平均を計算することによりいずれかの適当な要領に
より平均化される。TB1は実際には肺動脈において測定
されるものの、コールドインジェクタの噴射前に、右心
室へ入る血液の温度が肺動脈における温度と同じと想定
しても安全である。
せると、サーミスタ２１は流体、即ち肺動脈２３におけ
る血液、あるいは血液とインジケータとの混合物の温度
に関する温度情報を連続的に計器３４へ提供する。デジ
タルシステムにおいて、この温度情報は、計器３４のサ
ンプラにより例えば７１ミリ秒毎のように、周期的にサ
ンプリングされる。第３図を参照し、かつ例えばわづら
わしい基本線や熱浮動検出のようなCOM-1プログラムに
用いられるタイプの通常の準備段階を除外すれば、最初
のステップはプリボラス基本線ないし基準線（ベースラ
イン）の決定、即ちプリボラス基本温度TB1の決定であ
る。このために、温度サンプルは、例えばサンプルの一
連の平均を計算することによりいずれかの適当な要領に
より平均化される。TB1は実際には肺動脈において測定
されるものの、コールドインジェクタの噴射前に、右心
室へ入る血液の温度が肺動脈における温度と同じと想定
しても安全である。
TB1を決定すれば、操作者は開始命令を始めることがで
き、コールドインジケータのボラスが、多数回の心臓の
鼓動にわたって右心房２５へ注入ポート１７を介して注
入される。前記インジケータは血液を冷却し、血液とイ
ンジケータとの混合物を形成し、該混合物は右心室２９
を介して肺動脈へ汲出され第２図に示すＴＤ曲線３３を
与える。また開始命令は原始（生の）dT値と、関連の検
出された、例えば１２ビットワードの「Ｒ」波３５（第
２図）とを記憶させる。dT値はＴＤ曲線３３により規定
される温度と、第２図に示すプリボラス基本温度TB1と
の間の差である。dT値のサンプルは、例えば７１ミリ秒
のように周期的に採集され、前記サンプルを記憶するバ
ッファは約７３秒の記憶に対して長さが例えば１０２４
ワードでよい。各「Ｒ」波は計器３４の「Ｒ」波バッフ
ァに記憶され、かつ検出された「Ｒ」波３５として記憶
される。「Ｒ」波バッファと、dT値用のバッファとは時
間的に同期化され、そのため、各々のdT値に対して、関
連のdTサンプル採取期間中の「Ｒ」波の有無は「Ｒ」波
バッファにおいて「１」または「０」として記憶され
る。このバッファの同期化により心臓の電気的活動と、
例えば温度変化によって表わされる、心臓による流体の
運動、即ちdT値との間を相関させる。dT値は各種の要領
で取り扱われ得るものの、ｄＴ値は全て記憶することが
好ましい。更に、最新の数個のｄＴ値の移動平均をリア
ルタイムで求める。１／２秒のウインド幅の記憶装置が
用いられる。例えば、７ｄＴサンプル毎に０．５秒間の
平均として記憶される。この場合、例えば、最初の７ｄ
Ｔ値が平均化され、次いで、２番目から８番目までのｄ
Ｔ値が平均化される。
き、コールドインジケータのボラスが、多数回の心臓の
鼓動にわたって右心房２５へ注入ポート１７を介して注
入される。前記インジケータは血液を冷却し、血液とイ
ンジケータとの混合物を形成し、該混合物は右心室２９
を介して肺動脈へ汲出され第２図に示すＴＤ曲線３３を
与える。また開始命令は原始（生の）dT値と、関連の検
出された、例えば１２ビットワードの「Ｒ」波３５（第
２図）とを記憶させる。dT値はＴＤ曲線３３により規定
される温度と、第２図に示すプリボラス基本温度TB1と
の間の差である。dT値のサンプルは、例えば７１ミリ秒
のように周期的に採集され、前記サンプルを記憶するバ
ッファは約７３秒の記憶に対して長さが例えば１０２４
ワードでよい。各「Ｒ」波は計器３４の「Ｒ」波バッフ
ァに記憶され、かつ検出された「Ｒ」波３５として記憶
される。「Ｒ」波バッファと、dT値用のバッファとは時
間的に同期化され、そのため、各々のdT値に対して、関
連のdTサンプル採取期間中の「Ｒ」波の有無は「Ｒ」波
バッファにおいて「１」または「０」として記憶され
る。このバッファの同期化により心臓の電気的活動と、
例えば温度変化によって表わされる、心臓による流体の
運動、即ちdT値との間を相関させる。dT値は各種の要領
で取り扱われ得るものの、ｄＴ値は全て記憶することが
好ましい。更に、最新の数個のｄＴ値の移動平均をリア
ルタイムで求める。１／２秒のウインド幅の記憶装置が
用いられる。例えば、７ｄＴサンプル毎に０．５秒間の
平均として記憶される。この場合、例えば、最初の７ｄ
Ｔ値が平均化され、次いで、２番目から８番目までのｄ
Ｔ値が平均化される。
次に、ピーク温度Tpk、即ち最低温度が検出される。こ
れは、例えばピーク温度Tpkとして、最大の記憶された
0.5秒のdT平均値を識別ないし見つけることにより達成
できる。Tpkと、それが発生した時間とが記憶される。
れは、例えばピーク温度Tpkとして、最大の記憶された
0.5秒のdT平均値を識別ないし見つけることにより達成
できる。Tpkと、それが発生した時間とが記憶される。
次に、ピーク温度Tpkにそれぞれ0.8と0.3とを掛けるこ
とにより、より詳しくは（Tpk−ＴB1）の大きさに８０
％や３０％を掛けることによって、ずれ８０％の値や３
０％の値が計算される。これらの計算値は記憶される。
とにより、より詳しくは（Tpk−ＴB1）の大きさに８０
％や３０％を掛けることによって、ずれ８０％の値や３
０％の値が計算される。これらの計算値は記憶される。
記憶された0.5秒のdT平均値を用いることにより、８０
％のずれの検出結果がＴＤ曲線３３に位置決めされる。
詳しくは、プリボラス基本温度TB1を基準にして、前記
平均ｄＴ値が、Tpkの0.8倍に等しいかそれ以下で、且つ
Tpkの後の最初のものがTD1として記憶される。温度TD1
が発生する時間も記憶される。
％のずれの検出結果がＴＤ曲線３３に位置決めされる。
詳しくは、プリボラス基本温度TB1を基準にして、前記
平均ｄＴ値が、Tpkの0.8倍に等しいかそれ以下で、且つ
Tpkの後の最初のものがTD1として記憶される。温度TD1
が発生する時間も記憶される。
同様に、３０％のずれ検出も位置決めされる。温度Tpk
の0.3倍に等しいか、あるいはそれ以下のTpkに続く、記
憶された平均dT値の最初のものがTD2として識別され、
その参照時間と共に記憶される。
の0.3倍に等しいか、あるいはそれ以下のTpkに続く、記
憶された平均dT値の最初のものがTD2として識別され、
その参照時間と共に記憶される。
TD1とTD2とをそれぞれ0.8×Tpkおよび0.3×Tpkに等しい
ものとして設定することは望ましいことであるが、これ
が臨界的であるというのではなく、例えば、約0.95×T
pkと0.15×Tpkとの間でのＴＤ曲線３３の下降線におけ
るその他の点も所望ならば使用できる。
ものとして設定することは望ましいことであるが、これ
が臨界的であるというのではなく、例えば、約0.95×T
pkと0.15×Tpkとの間でのＴＤ曲線３３の下降線におけ
るその他の点も所望ならば使用できる。
処理後の第１のステップとして評価間隔が次いで決定さ
れる。反復性を向上させ、かつ良好な曲線を適合させる
ために、特定のプログラムにしたがって一貫して評価間
隔を位置させることが望ましい。一般的に、このことは
TD1及びＴＤ２の夫々の最も近くで発生する「Ｒ」波
と、該波の各発生時間とを検出することにより達成でき
る。前記「Ｒ」波を選択するための各種のプログラムを
使用できる。例えば、もしTD1が「Ｒ」波の間で発生す
るとすれば、その「Ｒ」波の最初のもの、即ちTpkによ
り近い「Ｒ」波が用いられ、もし前記の「Ｒ」波が対応
する温度高さが温度TD1の12.5%以内であり、かつピーク
温度Tpkの９０％以下であるとすれば、上限温度TUとし
て設定（確定）する。また、この「Ｒ」波はピーク温度
Tpkの発生の後で発生する必要がある。もし前記の同期
化条件が前記の最初の「Ｒ」波に適合するとすれば、前
記の「Ｒ」波の発生時間に対応する温度を上限温度TUと
して使用する。前述の最初の「Ｒ」波に対して前記の同
期化条件を達成しえない場合、TD1の温度発生にすぐに
後続する「Ｒ」波発生時間に対応する温度が上限温度TU
として使用される。
れる。反復性を向上させ、かつ良好な曲線を適合させる
ために、特定のプログラムにしたがって一貫して評価間
隔を位置させることが望ましい。一般的に、このことは
TD1及びＴＤ２の夫々の最も近くで発生する「Ｒ」波
と、該波の各発生時間とを検出することにより達成でき
る。前記「Ｒ」波を選択するための各種のプログラムを
使用できる。例えば、もしTD1が「Ｒ」波の間で発生す
るとすれば、その「Ｒ」波の最初のもの、即ちTpkによ
り近い「Ｒ」波が用いられ、もし前記の「Ｒ」波が対応
する温度高さが温度TD1の12.5%以内であり、かつピーク
温度Tpkの９０％以下であるとすれば、上限温度TUとし
て設定（確定）する。また、この「Ｒ」波はピーク温度
Tpkの発生の後で発生する必要がある。もし前記の同期
化条件が前記の最初の「Ｒ」波に適合するとすれば、前
記の「Ｒ」波の発生時間に対応する温度を上限温度TUと
して使用する。前述の最初の「Ｒ」波に対して前記の同
期化条件を達成しえない場合、TD1の温度発生にすぐに
後続する「Ｒ」波発生時間に対応する温度が上限温度TU
として使用される。
温度TD2に最も近い「Ｒ」波は、上方の「Ｒ」波からＲ
−Ｒ間隔の少なくとも２倍離れている必要がある。ＴＤ
曲線３３の前進下方にある２個のＲ−Ｒの間隔である
「Ｒ」波はTpkの１５から３０％であって、その場合こ
の点は第２図に示すようにTLとして使用される。もし、
この「Ｒ」波がTpk３０％以上である場合、Tpkの３０パ
ーセントに最も近い「Ｒ」波に対応する温度が使用され
る。第２のＲ−Ｒ間隔の終りにおいてＴＤ曲線３３に沿
った温度がTpkの１５パーセント以下である場合、最初
のＲ−Ｒ間隔の終りにおける温度がＴＬとして使用され
る。最初のＲ−Ｒ間隔における温度が依然としてTpkの
１５パーセント以下である場合、エラーメッセージが出
される。
−Ｒ間隔の少なくとも２倍離れている必要がある。ＴＤ
曲線３３の前進下方にある２個のＲ−Ｒの間隔である
「Ｒ」波はTpkの１５から３０％であって、その場合こ
の点は第２図に示すようにTLとして使用される。もし、
この「Ｒ」波がTpk３０％以上である場合、Tpkの３０パ
ーセントに最も近い「Ｒ」波に対応する温度が使用され
る。第２のＲ−Ｒ間隔の終りにおいてＴＤ曲線３３に沿
った温度がTpkの１５パーセント以下である場合、最初
のＲ−Ｒ間隔の終りにおける温度がＴＬとして使用され
る。最初のＲ−Ｒ間隔における温度が依然としてTpkの
１５パーセント以下である場合、エラーメッセージが出
される。
上限及び下限温度の値ＴＵ及びＴＬが夫々記憶される。
ＴＵ及びＴＬは、夫々、関連の「Ｒ」波の各側における
データの、例えば３点平均のような平均値であることが
好ましい。例えば、もしT2が下方の「Ｒ」波同期化点に
対応するとすれば、TLに用いる実際の温度は以下の通り
である。
ＴＵ及びＴＬは、夫々、関連の「Ｒ」波の各側における
データの、例えば３点平均のような平均値であることが
好ましい。例えば、もしT2が下方の「Ｒ」波同期化点に
対応するとすれば、TLに用いる実際の温度は以下の通り
である。
T1とT3とはT2の両側での記憶された温度dTである。
評価の下限及び上限を構成する温度ＴＬ及びＴＵは、第
２図に示すように常に「Ｒ」波のイベントと一致する。
２図に示すように常に「Ｒ」波のイベントと一致する。
次に、ポストボラス基本温度TB2は、第４図に示すよう
に２点に対して一次指数関数曲線を適合させるTUおよび
TLを用いて決定される。この計算は以下のようにプリボ
ラス基本温度TB1を用いて（即ち、TB1を基準ないしベー
スラインとして）行われる（次の式４が第一の減衰関数
である） ここで、ＴＤは曲線４１上の値であり、 △は温度TUであり、 ｔは時間であり、そして tLはTLが発生する時であり、 tUはTUが発生する時である。
に２点に対して一次指数関数曲線を適合させるTUおよび
TLを用いて決定される。この計算は以下のようにプリボ
ラス基本温度TB1を用いて（即ち、TB1を基準ないしベー
スラインとして）行われる（次の式４が第一の減衰関数
である） ここで、ＴＤは曲線４１上の値であり、 △は温度TUであり、 ｔは時間であり、そして tLはTLが発生する時であり、 tUはTUが発生する時である。
このように、式４を実行することにより、第４図の曲線
４１をプロットし、かつTLを越えて外挿する。曲線４１
は一次指数関数曲線であるか、それに近似しているの
で、漸近的にプリボラス基本温度TB1に近づく。
４１をプロットし、かつTLを越えて外挿する。曲線４１
は一次指数関数曲線であるか、それに近似しているの
で、漸近的にプリボラス基本温度TB1に近づく。
本発明はポストボラス基本温度TB2として、曲線４１がT
B1に近接するときの近辺で介在する温度を設定する。各
種のレベルを採用できるが、好ましい方法はTpkの0.01
から0.05の限界値（しきい値）を用いることであり、T
pkの0.03が適当である。この限界温度の発生するときの
時間ｔＦは、式４を、ｔＦとｔＵとの間の差であるｔａ
に対応する時間「ｔ」について解くことにより得ること
ができる。時間tFは式tF＝tu+taから得ることができ
る。次に、時間tFに対応する原始温度データが得られ、
ポストボラス基本温度TB2として設定される。TFで始ま
る温度データの７０点平均のような平均値が使用され、
ポストボラス基本TB2を設定する。即ち次の2.5から５秒
に肺動脈において発生する温度の平均を用いてTB2を設
定してもよい。
B1に近接するときの近辺で介在する温度を設定する。各
種のレベルを採用できるが、好ましい方法はTpkの0.01
から0.05の限界値（しきい値）を用いることであり、T
pkの0.03が適当である。この限界温度の発生するときの
時間ｔＦは、式４を、ｔＦとｔＵとの間の差であるｔａ
に対応する時間「ｔ」について解くことにより得ること
ができる。時間tFは式tF＝tu+taから得ることができ
る。次に、時間tFに対応する原始温度データが得られ、
ポストボラス基本温度TB2として設定される。TFで始ま
る温度データの７０点平均のような平均値が使用され、
ポストボラス基本TB2を設定する。即ち次の2.5から５秒
に肺動脈において発生する温度の平均を用いてTB2を設
定してもよい。
ポストボラス基本温度TB2は第一の減衰関数である曲線
４１から差引かれ、新しい上限温度TnUと新しい下限温
度TnLを与える。次いで、第二の減衰関数である新しい
曲線４３を、第４図で点線で示すように新しい上限およ
び下限温度TnUおよびTnLに適合できる。曲線４３はポス
トボラス基本温度TB2に漸近的に近接する。評価間隔、
即ちtUとtLとの間の間隔で発生する「Ｒ」波の数が検出
され、評価間隔の持続時間が計算される。このことか
ら、予備的な排出比が以下の式（尚、γを定める第二の
式が第二の減衰関数（の減衰係数）を規定している）か
ら計算できる。
４１から差引かれ、新しい上限温度TnUと新しい下限温
度TnLを与える。次いで、第二の減衰関数である新しい
曲線４３を、第４図で点線で示すように新しい上限およ
び下限温度TnUおよびTnLに適合できる。曲線４３はポス
トボラス基本温度TB2に漸近的に近接する。評価間隔、
即ちtUとtLとの間の間隔で発生する「Ｒ」波の数が検出
され、評価間隔の持続時間が計算される。このことか
ら、予備的な排出比が以下の式（尚、γを定める第二の
式が第二の減衰関数（の減衰係数）を規定している）か
ら計算できる。
ここで、 EIT＝tL-tU ｎ＝評価間隔の間に発生する「Ｒ」波の数 予備的排出比の計算値は、次に、カテーテルに装着され
ているサーミスタ２１の応答特性に応じて訂正（補正な
いし修正）される。この目的に対して、カテーテルに装
着したサーミスタ２１のパーセント応答が、いずれかの
適当な技術を用いて時間の関数としてプロットされ、カ
テーテル１１に装着のサーミスタ２１に対するプロット
の一例を第５図に示す。
ているサーミスタ２１の応答特性に応じて訂正（補正な
いし修正）される。この目的に対して、カテーテルに装
着したサーミスタ２１のパーセント応答が、いずれかの
適当な技術を用いて時間の関数としてプロットされ、カ
テーテル１１に装着のサーミスタ２１に対するプロット
の一例を第５図に示す。
第５図をプロットするためにサーミスタの応答を検出す
る各種の技術が利用可能であるが、サーミスタ２１を有
する一群のカテーテル１１を、６３パーセント、９０パ
ーセントおよび９５パーセントの応答における応答時間
データに対して試験した。これら応答における前記デー
タポイントの平均が応答曲線５１における点Ｄ，Ｅ，Ｆ
により示されている。Ｆの点を越えて、曲線５１は、カ
テーテルに装着のサーミスタにとって最大パーセントの
応答を示す漸近線Ａに近づく。カテーテルに装着のサー
ミスタに対して、二次指数関数曲線５１は時間の関数と
してパーセント表示の応答の良好な近似であり、曲線５
１は原点から分割応答点即ちＧ点までは、主として一次
成分によって影響を受け、点Ｇはこの場合は点Ｄを越え
てあり、かつ７０パーセントの応答のところにある。曲
線５１は、Ｇの応答点以上では、主として二次成分によ
り影響を受ける。二次要素（成分）の前に時間の遅れを
位置させることにより、その一次要素（成分）に対する
影響が遅れる。したがって点ＧとＥとの間の曲線形状を
つくる。二次指数関数曲線５１に対する式の関数形態は
以下の通りである。
る各種の技術が利用可能であるが、サーミスタ２１を有
する一群のカテーテル１１を、６３パーセント、９０パ
ーセントおよび９５パーセントの応答における応答時間
データに対して試験した。これら応答における前記デー
タポイントの平均が応答曲線５１における点Ｄ，Ｅ，Ｆ
により示されている。Ｆの点を越えて、曲線５１は、カ
テーテルに装着のサーミスタにとって最大パーセントの
応答を示す漸近線Ａに近づく。カテーテルに装着のサー
ミスタに対して、二次指数関数曲線５１は時間の関数と
してパーセント表示の応答の良好な近似であり、曲線５
１は原点から分割応答点即ちＧ点までは、主として一次
成分によって影響を受け、点Ｇはこの場合は点Ｄを越え
てあり、かつ７０パーセントの応答のところにある。曲
線５１は、Ｇの応答点以上では、主として二次成分によ
り影響を受ける。二次要素（成分）の前に時間の遅れを
位置させることにより、その一次要素（成分）に対する
影響が遅れる。したがって点ＧとＥとの間の曲線形状を
つくる。二次指数関数曲線５１に対する式の関数形態は
以下の通りである。
ここで、Ａは漸近線における％応答 ＢとＣとは一次および二次傾斜係数およびｔは時間であ
る。
る。
この形式を用いる最良の曲線はＡが９７、Ｂが１２に、
そしてＣが1.8に等しいことにより達成される。
そしてＣが1.8に等しいことにより達成される。
第２図に示すように、曲線３３の下降中の温度は心臓の
鼓動毎に変わる。したがって、サーミスタ２１が温度変
化に応答する時間はＲ−Ｒ間隔に等しい。第５図におい
て例示したモデルは、時間の関数としての、温度変化に
対する既知の概略パーセント応答、即ちいずれかの所定
の間隔の間にカテーテルに装着のサーミスタ２１がいか
に急速に応答するかを示す。このモデルは各々の温度値
の訂正に使用しうるが、これは極めて複雑であって、排
出比を訂正するための良好な近似式は以下のように得ら
れる。
鼓動毎に変わる。したがって、サーミスタ２１が温度変
化に応答する時間はＲ−Ｒ間隔に等しい。第５図におい
て例示したモデルは、時間の関数としての、温度変化に
対する既知の概略パーセント応答、即ちいずれかの所定
の間隔の間にカテーテルに装着のサーミスタ２１がいか
に急速に応答するかを示す。このモデルは各々の温度値
の訂正に使用しうるが、これは極めて複雑であって、排
出比を訂正するための良好な近似式は以下のように得ら
れる。
式７を利用するためには、Ｒ−Ｒ間隔の長さ、即ちTUと
tLとの間の間隔の平均長さが秒単位の時間を決定し、曲
線５１から概略％の応答を得ることができる。例えば、
Ｒ−Ｒ間隔が１秒の場合、８０％の応答になるので、
１．２５の修正係数になるから、この係数を予備ＥＦを
掛けて修正された排出比を得る。
tLとの間の間隔の平均長さが秒単位の時間を決定し、曲
線５１から概略％の応答を得ることができる。例えば、
Ｒ−Ｒ間隔が１秒の場合、８０％の応答になるので、
１．２５の修正係数になるから、この係数を予備ＥＦを
掛けて修正された排出比を得る。
勿論、排出比は希望に応じてコールドインジケータを多
数回注入することにより多数回計算できる。前述した数
学的関数とステップとはソフトウェアにより容易に実行
できる。
数回注入することにより多数回計算できる。前述した数
学的関数とステップとはソフトウェアにより容易に実行
できる。
本発明の任意であるが重要な特徴は評価間隔の間に心臓
の不整脈活動が発生すればフラグをセットしたり、ある
いは警報を発することである。このことは、「Ｒ」波バ
ッファに記憶された「Ｒ」波データを適当にモニタする
ことにより達成できる。これは種々の方法で達成しうる
が、本発明は「Ｒ」波間隔にして４回分の鼓動の移動平
均を与える。但し、異常鼓動及び該異常鼓動の次の鼓動
は平均には入れない。即ち、各々の新しい鼓動に対し
て、最も新しい４回の通常の鼓動の新しい平均が得られ
る。各種の要素をモニタ可能であるが、本発明は範囲外
とか、早過ぎるとか、あるいは遅れて異常あるいは不整
脈性である心臓の活動を考慮にいれる。例えば、毎分３
５回以下あるいは１８０回以上の脈搏に相当することに
なる個々の鼓動および先行のＲ−Ｒ間隔は範囲外と考え
られる。遅れた鼓動とは、現在の４回の鼓動の平均の1.
5倍以上の分離がなされたものであり、早すぎる鼓動と
はその先行するＲ−Ｒ間隔が現在の４回の鼓動の平均よ
り毎分２０回鼓動分速いいずれかの鼓動である。このよ
うに、本発明は記憶されたＲ波データをモニタすること
により評価間隔の間に、範囲外、遅れ、あるいは早過ぎ
る鼓動が発生した場合警報を発する 第６図は例として計器３４の構成要素のブロック線図を
示す。カテーテル１１からのアナログ温度データは絶縁
増幅器１０１を介してＡ／Ｄ変換器まで送られ、該変換
器は、例えば７１ミリ秒毎のように周期的に原始温度デ
ータを採集し、dT温度サンプル即ち値をマイクロコンピ
ュータ１０５に提供する。同様に「Ｒ」波情報が絶縁増
幅器１０７を介して「Ｒ」波検出器１０９まで送り、該
検出器は検出された「Ｒ」波３５をマイクロコンピュー
タ１０５まで提供する。マイクロコンピュータ１０５は
温度サンプルdTと検出された「Ｒ」波３５とを記憶し、
前述したその他の機能を達成することができる。例え
ば、計算された排出比を表示するディスプレイ１１１を
設ければよい。
の不整脈活動が発生すればフラグをセットしたり、ある
いは警報を発することである。このことは、「Ｒ」波バ
ッファに記憶された「Ｒ」波データを適当にモニタする
ことにより達成できる。これは種々の方法で達成しうる
が、本発明は「Ｒ」波間隔にして４回分の鼓動の移動平
均を与える。但し、異常鼓動及び該異常鼓動の次の鼓動
は平均には入れない。即ち、各々の新しい鼓動に対し
て、最も新しい４回の通常の鼓動の新しい平均が得られ
る。各種の要素をモニタ可能であるが、本発明は範囲外
とか、早過ぎるとか、あるいは遅れて異常あるいは不整
脈性である心臓の活動を考慮にいれる。例えば、毎分３
５回以下あるいは１８０回以上の脈搏に相当することに
なる個々の鼓動および先行のＲ−Ｒ間隔は範囲外と考え
られる。遅れた鼓動とは、現在の４回の鼓動の平均の1.
5倍以上の分離がなされたものであり、早すぎる鼓動と
はその先行するＲ−Ｒ間隔が現在の４回の鼓動の平均よ
り毎分２０回鼓動分速いいずれかの鼓動である。このよ
うに、本発明は記憶されたＲ波データをモニタすること
により評価間隔の間に、範囲外、遅れ、あるいは早過ぎ
る鼓動が発生した場合警報を発する 第６図は例として計器３４の構成要素のブロック線図を
示す。カテーテル１１からのアナログ温度データは絶縁
増幅器１０１を介してＡ／Ｄ変換器まで送られ、該変換
器は、例えば７１ミリ秒毎のように周期的に原始温度デ
ータを採集し、dT温度サンプル即ち値をマイクロコンピ
ュータ１０５に提供する。同様に「Ｒ」波情報が絶縁増
幅器１０７を介して「Ｒ」波検出器１０９まで送り、該
検出器は検出された「Ｒ」波３５をマイクロコンピュー
タ１０５まで提供する。マイクロコンピュータ１０５は
温度サンプルdTと検出された「Ｒ」波３５とを記憶し、
前述したその他の機能を達成することができる。例え
ば、計算された排出比を表示するディスプレイ１１１を
設ければよい。
本明細書で使用する「カテーテル」という用語はいずれ
かのプローブ即ちカテーテルを言及する。カテーテルの
注入および測温機能は希望に応じて別のカテーテルによ
り達成してもよい。
かのプローブ即ちカテーテルを言及する。カテーテルの
注入および測温機能は希望に応じて別のカテーテルによ
り達成してもよい。
本発明の実施例を示し、かつ説明してきたが、本発明の
精神と範囲とから必ずしも逸脱することなく当該技術分
野の専門家が種々の変更、修正および代替を行うことが
できる。
精神と範囲とから必ずしも逸脱することなく当該技術分
野の専門家が種々の変更、修正および代替を行うことが
できる。
第１図は排出比の決定に使用しるカテーテルの一形態を
示す右側の心臓の断面図、 第２図は時間対肺動脈中の流体の温度との、および対応
する「Ｒ」波と検出した「Ｒ」波との理想的な例示プロ
ットを示す図、 第３図は排出比の決定における基本的ステップを示すフ
ローチャート、 第４図は、ポストボラス基本温度が設定される要領を示
す温度対時間のプロット、 第５図は、本発明を実施する上で使用しうる１個のカテ
ーテルに装着したサーミスタに対するパーセント応答対
時間のプロット、および第６図は本発明を実施する装置
を示すブロック線図である。 図において、 １１…カテーテル、１３…心臓、 １５…チューブ、１９…バルーン、 ２１…サーミスタ、２３…肺動脈、 ２５…右心房、２７…三尖弁、 ２９…右心室、３１…肺動脈弁、 １０１，１０７…増幅器、１０３…Ａ／Ｄ変換器、 １０５…マイクロコンピュータ、 １０９…検出器。
示す右側の心臓の断面図、 第２図は時間対肺動脈中の流体の温度との、および対応
する「Ｒ」波と検出した「Ｒ」波との理想的な例示プロ
ットを示す図、 第３図は排出比の決定における基本的ステップを示すフ
ローチャート、 第４図は、ポストボラス基本温度が設定される要領を示
す温度対時間のプロット、 第５図は、本発明を実施する上で使用しうる１個のカテ
ーテルに装着したサーミスタに対するパーセント応答対
時間のプロット、および第６図は本発明を実施する装置
を示すブロック線図である。 図において、 １１…カテーテル、１３…心臓、 １５…チューブ、１９…バルーン、 ２１…サーミスタ、２３…肺動脈、 ２５…右心房、２７…三尖弁、 ２９…右心室、３１…肺動脈弁、 １０１，１０７…増幅器、１０３…Ａ／Ｄ変換器、 １０５…マイクロコンピュータ、 １０９…検出器。
Claims (10)
- 【請求項１】右心室の排出比を決定する装置であって、 右心室又は心臓内の右心室の上流部に、所定時間、コー
ルドインジケータを注入するように構成された注入手段
であって、肺動脈内の流体の温度が一旦下がった後上昇
するように前記インジケータを血液により稀釈させて肺
動脈へ流すものと、 コールドインジケータが肺動脈に入る前における心臓内
の血液のプリボラス基本温度を測定するプリボラス基本
温度測定手段、及び肺動脈内の温度が上昇している間に
おける肺動脈内の流体の温度を測定する流体温度測定手
段と、 測定された温度のうちの最小の温度、及び前記プリボラ
ス基本温度を基準として見て、この最小測定温度に対し
て所定パーセントの複数の温度を用いて第一の減衰関数
を求め、且つ前記プリボラス基本温度を基準として見て
前記最小測定温度に対して十分に小さい別の所定パーセ
ントの温度に達する時間であって前記第一の減衰関数か
ら決定したものにおける前記の測定された流体温度を、
前記プリボラス基本温度よりも低いポストボラス基本温
度として設定する設定手段と、 ポストボラス基本温度を基準とする減衰関数であって前
記第一の減衰関数を求める際に用いた前記所定パーセン
トの複数の温度及びこれに関する時間を前記ポストボラ
ス基本温度を基準として換算して用いて求めた第二の減
衰関数について、複数のＲ波の夫々に対応する複数の温
度及び対応する時間を用いて、右心室排出比を決定する
排出比決定手段と を有する右心室の排出比を決定する装置。 - 【請求項２】前記流体温度測定手段は、カテーテルで担
持され、時間の関数として、温度変化に対して既知の概
略パーセント応答性を示す温度センサーを有しており、
前記排出比決定手段は、前記温度センサーの前記既知の
概略パーセント応答性に応じて、排出比を決定するよう
に構成されている特許請求の範囲第１項に記載の右心室
の排出比を決定する装置。 - 【請求項３】前記設定手段は、 前記プリボラス基本温度を基準として見て、前記最小測
定温度に対して所定パーセントの複数の測定温度を用い
て、温度と時間との関係を設定する手段であって、温度
と時間とのこの関係が、測定した温度範囲内ではあるけ
れども前記関係を設定する際に用いられた最も高い測定
温度よりも高い温度領域まで外挿するのに用いられるも
のと、 前記関係によって設定された温度に応じて、ポストボラ
ス基本温度を設定する手段とを有する特許請求の範囲第
１項又は第２項に記載の右心室の排出比を決定する装
置。 - 【請求項４】前記温度センサーの前記既知の概略パーセ
ント応答性は時間と共に変動する二次の指数関数で規定
され、該二次の指数関数は、一次の成分が主として分割
パーセント応答以下で該関数に影響を与え、二次の成分
が主として該分割パーセント応答以上で関数に影響を与
えるようなものである特許請求の範囲第２項に記載の右
心室の排出比を決定する装置。 - 【請求項５】患者の心臓の鼓動をモニターする手段と、
肺動脈内の流体の温度が上がっている間にモニターされ
た心臓の鼓動が不整脈を呈する心臓活動を示す場合警報
を発する手段とを有する特許請求の範囲第１項から第４
項までのいずれか一つの項に記載の右心室の排出比を決
定する装置。 - 【請求項６】右心室の排出比を決定する装置であって、 右心室又は心臓内の右心室の上流部に、所定時間、コー
ルドインジケータを注入するように構成された注入手段
であって、肺動脈内の流体の温度が一旦下がった後上昇
するように前記インジケータを血液により稀釈させて肺
動脈へ流すものと、 心臓内に挿入されるように構成されたカテーテル、及び
該カテーテルによって担持され肺動脈内に配置されるよ
うに構成され時間の関数として温度変化の既知の概略パ
ーセント応答性を示す温度センサーであって肺動脈内の
流体の温度を測定するように構成されたものと、 測定された温度のうちの最小の温度、及び前記プリボラ
ス基本温度を基準として見て、この最小測定温度に対し
て所定パーセントの複数の温度を用いて第一の減衰関数
を求め、且つ前記プリボラス基本温度を基準として見て
前記最小測定温度に対して十分に小さい別の所定パーセ
ントの温度に達する時間であって前記第一の減衰関数か
ら決定したものにおける前記の測定された流体温度を、
前記プリボラス基本温度よりも低いポストボラス基本温
度として設定する設定手段と、 ポストボラス基本温度を基準とする減衰関数であって前
記第一の減衰関数を求める際に用いて前記所定パーセン
トの複数の温度及びこれに関する時間を前記ポストボラ
ス基本温度を基準として換算して用いて求めた第二の減
衰関数について、複数のＲ波の夫々に対応する複数の温
度及び対応する時間を用いて、右心室排出比を決定する
排出比決定手段と を有する右心室の排出比を決定する装置。 - 【請求項７】Ｒ波の間隔をモニターする手段と、肺動脈
内の流体の温度が上昇している間のうちの少なくとも一
部の期間内の少なくとも一つのＲ波間隔の間における前
記温度センサーの前記既知の概略パーセントの温度応答
性を決定する手段とを有しており、前記排出比決定手段
が、前記Ｒ波間隔から決定される前記概略パーセントの
温度応答性に応じて排出比を決定する手段からなる特許
請求の範囲第６項に記載の右心室の排出比を決定する装
置。 - 【請求項８】前記排出比決定手段が、 前記温度センサーが１００％応答性を有するという前提
で予備排出比を決定する手段と、 この予備排出比から、 ＥＦ＝（予備排出比ＥＦ）×（１００％）／（％応答性） 但し、『％応答性』とは、前記Ｒ波間隔から決定される
前記概略パーセントの温度応答性をいう として、修正排出比を決定する手段とを有する特許請求
の範囲第６項又は第７項に記載の右心室の排出比を決定
する装置。 - 【請求項９】前記温度センサーの前記既知の概略パーセ
ント応答性は時間と共に変動する二次の指数関数で規定
され、該二次の指数関数は、一次の成分が主として分割
パーセント応答以下で該関数に影響を与え、二次の成分
が主として該分割パーセント応答以上で関数に影響を与
えるようなものである特許請求の範囲第６項から第８項
までのいずれか一つの項に記載の右心室の排出比を決定
する装置。 - 【請求項１０】患者の心臓の鼓動をモニターする手段
と、肺動脈内の流体の温度が上がっている間にモニター
された心臓の鼓動が不整脈を呈する心臓活動を示す場合
警報を発する手段とを有する特許請求の範囲第６項から
第９項までのいずれか一つの項に記載の右心室の排出比
を決定する装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US866772 | 1986-05-23 | ||
| US06/866,772 US4858618A (en) | 1986-05-23 | 1986-05-23 | Thermodilution method and apparatus for determining right ventricular ejection fraction |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS62286444A JPS62286444A (ja) | 1987-12-12 |
| JPH067820B2 true JPH067820B2 (ja) | 1994-02-02 |
Family
ID=25348370
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62125664A Expired - Lifetime JPH067820B2 (ja) | 1986-05-23 | 1987-05-22 | 右心室の排出比を検出する装置 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4858618A (ja) |
| EP (1) | EP0246920B1 (ja) |
| JP (1) | JPH067820B2 (ja) |
| CA (1) | CA1301850C (ja) |
| DE (1) | DE3786491T2 (ja) |
Families Citing this family (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5046502A (en) * | 1990-01-22 | 1991-09-10 | Kunig Horst E | Method and apparatus for measuring cardiac efficiency |
| JPH0693886B2 (ja) * | 1990-10-31 | 1994-11-24 | 日本光電工業株式会社 | 心機能測定装置 |
| DE4214402C2 (de) * | 1992-04-30 | 1997-04-24 | Pulsion Verwaltungs Gmbh & Co | Vorrichtung zum Bestimmen des Füllungszustandes eines Blutkreislaufs |
| US6045512A (en) * | 1998-06-09 | 2000-04-04 | Baxter International Inc. | System and method for continuous estimation and display of cardiac ejection fraction and end diastolic volume |
| US6371923B1 (en) | 1999-12-07 | 2002-04-16 | Edwards Lifesciences Corporation | Time-domain system and method for relaxation measurement and estimation of indicator dilution for continuous estimation and display of cardiac ejection fraction and end diastolic volume |
| EP3233154B1 (en) * | 2014-12-19 | 2018-12-12 | Coloplast A/S | A system for anal or stomal irrigation, and a method for predicting a temperature of an irrigation liquid in a reservoir of such system |
| PL3232997T3 (pl) | 2014-12-19 | 2019-10-31 | Coloplast As | System do irygacji odbytniczej i/lub stomijnej i sposób sterowania takim systemem |
| NL2028193B1 (en) * | 2021-05-11 | 2022-12-02 | Amazec Photonics Ip B V | Obtaining cardiovascular and/or respiratory information from the mammal body |
Family Cites Families (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3678922A (en) * | 1971-01-14 | 1972-07-25 | Univ Temple | Dilution method and apparatus for measurement of fluid flow rate |
| DE2304173A1 (de) * | 1973-01-29 | 1974-08-01 | Guenter Dr Breithardt | Vorrichtung zur automatischen erfassung vorzeitiger extrasystolen durch prozessrechner im on-line betrieb, beispielsweise auf intensivstationen |
| DD118524A5 (ja) * | 1974-05-24 | 1976-03-12 | ||
| US4015593A (en) * | 1975-03-24 | 1977-04-05 | Elings Virgil B | Apparatus and method for measuring cardiac output |
| US4023564A (en) * | 1976-01-26 | 1977-05-17 | Spacelabs, Inc. | Arrhythmia detector |
| US4326539A (en) * | 1978-11-28 | 1982-04-27 | Wladimir Obermajer | Process for measuring the cardiac volume |
| US4418700A (en) * | 1981-03-11 | 1983-12-06 | Sylvia Warner | Method and apparatus for measurement of heart-related parameters |
| US4417588A (en) * | 1982-03-22 | 1983-11-29 | Critikon, Inc. | Apparatus and method for initiating cardiac output computations |
| US4502488A (en) * | 1983-01-13 | 1985-03-05 | Allied Corporation | Injection system |
| US4632125A (en) * | 1984-01-13 | 1986-12-30 | American Hospital Supply Corp. | Right heart ejection fraction and cardiac output catheter |
-
1986
- 1986-05-23 US US06/866,772 patent/US4858618A/en not_active Expired - Lifetime
-
1987
- 1987-05-22 JP JP62125664A patent/JPH067820B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 1987-05-22 CA CA000537730A patent/CA1301850C/en not_active Expired - Lifetime
- 1987-05-22 DE DE87304590T patent/DE3786491T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1987-05-22 EP EP87304590A patent/EP0246920B1/en not_active Expired - Lifetime
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| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0246920A3 (en) | 1988-08-03 |
| DE3786491T2 (de) | 1994-03-03 |
| DE3786491D1 (de) | 1993-08-19 |
| US4858618A (en) | 1989-08-22 |
| EP0246920A2 (en) | 1987-11-25 |
| JPS62286444A (ja) | 1987-12-12 |
| EP0246920B1 (en) | 1993-07-14 |
| CA1301850C (en) | 1992-05-26 |
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