JPS63216533A - 生体情報測定装置 - Google Patents

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。

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野コ 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上記の目的を達成するため
に、生体に関する情報を検出する検出手段と、前記検出
手段と電気的に接続し、かつ該検出手段に電力を供給す
る第１の電源手段と、前記第１の電源手段に電力を供給
する第２の電源手段と、前記第１の電源手段と前記第２
の電源手段との間に介在し、前記第２の電源手段から前
記第１の電源手段への電力の供給を電気的に絶縁した状
態で行なう電力伝達手段を備えることをその概要とする
。

また好ましくは、電力伝達手段は一次巻線回路と二次巻
線回路との間を電気的に絶縁したトランス回路であるこ
とをその一態様とする。

［作用コ かかる構成において、検出手段は生体に関する情報を検
出する。第１の電源手段は前記検出手段と電気的に接続
し、かつ該検出手段に電力を供給する。また第２の電源
手段は前記第１の電源手段に電力を供給する。この場合
に電力伝達手段は前記第１の電源手段と前記第２の電源
手段との間に介在し、前記第２の電源手段から前記第１
の電源手段への電力の供給を電気的に絶縁した状態で行
なう。好ましくは、電力伝達手段は一次巻線回路と二次
巻線回路との間を電気的に絶縁したトランス回路である
。

［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５ｏと、本体１の前記各部に直流電源を供給
する電源部７ｏ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、を検出し、対応する電圧信号Ｖ、を出力する。あ
るいは、指示薬注入用タンクに挿入して指示薬温度Ｔ１
を検出し、対応する電圧信号Ｖ！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ＴＰを
検出し、対応する電圧信号ＶＰ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１
０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ｖｃ　　（Ｖ。い　
ＣＭＩ　”ＣＨ＋）を出力する。２■ ６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ＣＮ
Ｔを各検出回路に出力し、前記の注入液温度検出回路２
１、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５Ｅ
ＬＶによりアナログスイッチ２４の各人力信号を選択し
、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ＣＰＵ
３０からの各種の指令信号ＲＴを受は取ると共に、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Ｔｘ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
２ｏ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の直流電源回路とメインＣＰＵ３０の直流電源回
路との電気的接続は完全に遮断され、よって人体とメイ
ンＣＰＵ３０側との間にはいかなる閉ループも形成され
る心配がなく、安全な計測が行える。

メインＣＰＵ３０において、後述する各ブロックはメイ
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。

及び熱希釈された血液温度Ｔ、を入力して熱希釈心拍出
量Ｃ０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Ｔｃ
及び血液温度ＴＰ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Ｃ０と前記血流速度演算手段
３２が求めた血流速度Ｖとに基づいて肺動脈の血管断面
積パラメータＳを算出しレジスタに保持すると共に、引
き続き前記血流速度演算手段３２が計測して求める血流
速度Ｖと前記レジスタに保持している血管断面積パラメ
ータＳとに基づいて連続心拍出量ＣＯ′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
０Ｈ２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ＡＣＣ出力電圧平
滑化し、かつ安定化して直流電圧に変換し、そのうちＤ
　Ｃ７０Ｃコンバータ回路８ｏ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。

Ｄ　Ｃ／Ｄ　Ｃコンバータ回路８０の目的は、電源部７
０から計測部２０への電力の供給を電気的に完全に絶縁
した状態で行うことにある。例えば第５図に示す如く、
Ｄ　Ｃ／Ｄ　Ｃコンバータ回路８０は、電源部７０（８
０Ｂ）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　（８０
Ａ）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、−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−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
５ＴＲＩ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５ＥＬＳ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ｖＨ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ｖｏを参照することによりｐ点の電
位が略ｖ０になるようにドライブする。従って、ｐ点の
電位は常に定電位ＶＨ（略Ｖｏ）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ｖＬ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ＧＮＤ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ＶＬ　　（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□−ｖＬ）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ＲＰＡＴを変化させ、かつ前記
の定電圧（ＶＨ−ＶＬ　）を前記の補正抵抗値ＲＰＡＳ
と分割することによりその分割電圧（血液温度信号）　
ｖｐＡＴ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５ＥＬＡにより選択され、アナログスイッチ２２
５を通過し、血液温度増幅回路２２６の差動増幅器２２
６ａの（−）端子に入力する。一方、基準電圧発生回路
２２７は、ローカルＣＰＵ２６からの制御信号５ＥＬＲ
に従って定電位ｖＨを選択し、これを参照電圧Ｖ　ＲＥ
Ｆとして差動増幅器２２６ａの（＋）端子に人力する。

これにより、差動増幅器２２６ａの（＋）端子及び（−
）端子間に加えられる分割電圧Ｖ　ＰＡＴの内容は、 （Ｖ□　−ＶＬ）　　・　ＲＰＡＴ 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ＲＰＡＴが分母及び分子にあるので
、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■２を出力する。

因に、プローブ回路を定電流Ｉｃ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、 ＲＰＡＴ　＋　ＲＰＡＳ 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ＲＰＡＴが分
母及び分子にあるので、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、例えはＢ２５−
４５　＝　３９７０　Ｋ％Ｒ（３７）＝４ＱＫΩであり
、その大きさは０．５０’　ｘｏ、１６ｗｘ０．１５ｔ
　（単位はｍｍ）である。またサーミスタ１０の特性は
、例えばＢ２５−４５　＝３５００　Ｋ、Ｒ（３７）＝
１０００Ωであり、その大きさは、１．１８’　ｘｏ、
４’　ｘｏ、１５ｔである。

しかし、これらのサーミスタ特性に限定するものではな
い。即ち、タイプの異なるカテーテルの使用が可能であ
る。しかし、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ジユールの範囲であることが好ましい
。これより高い発熱量では血液温度を高くし、あるいは
血管壁を損傷させる可縫性があり、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Ｉ０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Ｒｐｓ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Ｒｐｓ
の両端に現われる逆起電圧（ＩＯ・Ｒｐｓ）及び（工。

′・Ｒｐｓ）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Ｉｎとシンク
側電流ＩＤ　′は等しい。よって、差動増幅器２２３ａ
及び２２３ｂの各出力電圧も等しく、差動増幅器２３３
ｃの出力信号ＶＦＬは略０■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、Ｉｏ＞Ｉｏ
’（流出）又は１ｏ＜Ｉｏ　′（流入）の状態になり、
差動増幅器２２３ａ及び２２３ｂの各出力は（Ｉｏ　−
Ｒｐｓ）＞（ＩＯ’・Ｒｐｓ）又は（ＩＤ　−Ｒｐｓ）
　＜（Ｉｏ　’・Ｒｐｓ）の関係になる。これにより差
動増幅器２３３ｃの出力信号は士ＶＦ’Ｌ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ＶＦ’Ｒε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ＣＰｔＪ２６は澗れ電流を判断すると
、リレー回路２２８に制御信号Ｒ３ＲＩ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５ＥＬＰを送ることにより
、基準抵抗回路２２４に対し所定の温度ＴＩ又はＴ２等
に相当する基準温度信号Ｖ　ＰＡＴ′を出力せしめる。

基準抵抗回路２２４内の各分割抵抗Ｒ，−Ｒ４等は予め
所定の抵抗値を有し、しかもその抵抗値は温度によりほ
とんど変化しない。また各直列抵抗網（Ｒｒ　とＲ２又
はＲ３とＲ４等）には上記の定電位ｖＨ及びＶＬ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！Ｍ（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、
実際の検出温度を補正できる。即ち、所定の温度Ｔ１を
発生させたときに温度Ｔ、′が検出されたときは、誤差
ΔＴ＝（Ｔｔ　ｚ−Ｔ、）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ＣＰＬ］２６は測定開始前にリレー回路
２２８に制御信号５ＥＬＳ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Ｒ０を介して補正抵抗９に定電圧（ＶＨ−ＶＬ　）
が加えられる。この場合に、基準抵抗値Ｒ０はメインＣ
ＰＵ３０内において既知であり、かつ一定であるが、補
正抵抗値ＲＰＡｌｌ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ＣＰｔ１２６　（メイ
ンＣＰＬ］３０）はこのときの分割電圧Ｖ　ＰＡＴを取
り込むことにより、サーミスタ８の特性を調べることが
できる。例えば、分割電圧ＶＰＡ丁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
ＶＰＡＴ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
ＣＰＵ３０）は測定の前、中、後において逐次谷検出回
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５ＥＬＩＣにより定電流回路２３１の定
電流■。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ＩＣを供給する。またこれにより、サーミスタ１
０は定電流ＩＣ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ＲＣＦＴを変化させ、その平
衡温度の検出電圧（Ｉｃ−Ｒｃｒｔ）を平衡温度増幅回
路２３４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（Ｉｃ−ＲｃｒＴ）を差
動増幅し、平衡温度の出力電圧ＶＣＬを形成する。差動
増幅器２３４ａの出力回路に設けた抵抗ＲＬ、Ｒイ、Ｒ
ｏは出力電圧Ｖａｔ、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ＶＣＳ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■。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ＲＣＦＴをＲＣＦＴ　−Ｖｃ　
／　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ＲＣ３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ＲＣＳの両端に現われる逆起電圧
（Ｉ　ｃ　−Ｒｃｓ）及び（ｔｃ　’・Ｒｃｓ）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Ｉｃとシンク側電流ＩＣ’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２３５はＯＮのままである。しかし、カテーテ
ル７を介して定電流ループに漏れが生じると、Ｉｃ＞Ｉ
ｃ’（流出）又はＩＣ＜ＩＣ’（流入）の状態になり、
差動増幅器２３３ａ及び２３３ｂの各出力は（ＩＣ−Ｒ
ｃｓ）＞　（Ｉｃ　’　・Ｒｃｓ）又は（Ｉｃ−Ｒｃｓ
）＜（Ｉｃ　’・Ｒｃｓ）の関係になる。これにより、
比較器２３３ｃの出力信号ＲＯＦＦは±ｖＲに変化し、
何れの場合も所定範囲を越えるときはリレー回路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ＲＬＣ３を出力し、電流遮断回路２３２の接
点ｆ、ｇを直ちに開放せしめ、カテーテル７への電流供
給を遮断する。こうして、人体への悪影響が取り除かれ
る。

尚、漏電流検知回路２３３の出力信号ＲＯＦＦを第１図
のアナログスイッチ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ｒｅ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
にも組込み易く、構造的にも安定した発熱量と検出が可
能となり有利である。

第１図に戻り、メインＣＰＬＪ３０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Ｔ１と血液温度検出回路２２の血液温度Ｔ、を入
力し、公知のスチュワート・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Ｃ０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、 Ｃ０：心拍出量 Ｓｌ　：注入液体の比重 Ｃ１：注入液体の比熱 ｖＩ　：注入液体量 Ｔ１　：注入液体温度 ＴＰ　：血液温度 ＳＰ　：血液の比重 Ｃ１：血液の比熱 ｉ′：ΔＴ、ｄｔ・熱希釈曲線の面積 である。

血流速度演算手段３２は血液温度検出回路２２の血液温
度ＴＰと平衡温度検出回路２３の平衡を温度Ｔｃを人力
し、（３）式に基づり＼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Ｃ０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。

５＝Ｃｏ／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ＣＯ’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ｃｏ　’を演算し、演算結果を表示器５０
に出力する。

Ｃ，’＝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Ｓｌｌ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５１４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Ｓｌｌ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始めて測定する
ときとか本装置に電源投入したとき等に該当し、ステッ
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ｃｏの測定演算を行い、引き続き、血流速度
■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ＳＩ
Ｏ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ＳＩＯ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３２４ではこの注入液温度Ｔ、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ＴＰを測定する。ステップＳ２６では熱希釈心拍出
量演算手段３１により心拍出量Ｃ０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ＣＯ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
Ｃ０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Ｃ０の測定がなされる。

弓１き小売き、ステ・ンプＳ２８ではサーミスタ１０を
定電流■。で加熱する。ステップＳ２９では加熱される
前の血液温度ＴＰ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Ｔｃ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■。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ＩＣで加熱する。

ステップＳ４２では血液温度ＴＰを測定する。

ステップ３４３では加熱中のサーミスタ１０自身の平衡
温度Ｔｃを測定する。その際にサーミスタ１０の両端の
電位差■ｃも同時に得られる。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３３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Ｃ８′を求める。

ステップＳ４６では求めた連続心拍出量００′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、プローブ回路に直流バイアス（定
電流、定電圧）を加える場合について述べたが、これに
限らない。他にも、交流バイアス、パルス信号を加える
場合でもよい。交流バイアスの漏れ電流は実行値で比較
すれば良い。

パルス信号の漏れ電流は所定区間で比較すれば良い。

［発明の効果］ 以上述べた如く本発明によれば、第１の電源手段と第２
の電源手段との間に介在し、前記第２の電源手段から前
記第１の電源手段への電力の供給を電気的に絶縁した状
態で行なう電力伝達手段を備えるので、計測回路部は商
用交流電源回路及び装置本体の電源回路部から電気的に
一層確実に遮断され、安全な計測を可能にする。

【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ジョン通信回路を示
す回路図、 第５図は実施例のＤ　Ｃ／Ｄ　Ｃ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、２
１・・・注入液温度検出回路、２２・・・血液温度検出
回路、２３・・・平衡温度検出回路、２４・・・アナロ
グスイッチ、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、３
３・・・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・・・Ｄ　Ｃ７０Ｃコン
バータ回路である。

Claims (2)

【特許請求の範囲】
1. （１）生体に関する情報を検出する検出手段と、 前記検出手段と電気的に接続し、かつ該検出手段に電力
   を供給する第１の電源手段と、 前記第１の電源手段に電力を供給する第２の電源手段と
   、 前記第１の電源手段と前記第２の電源手段との間に介在
   し、前記第２の電源手段から前記第１の電源手段への電
   力の供給を電気的に絶縁した状態で行なう電力伝達手段
   を備えることを特徴とする生体情報測定装置。
2. （２）電力伝達手段は一次巻線回路と二次巻線回路との
   間を電気的に絶縁したトランス回路であることを特徴と
   する特許請求の範囲第１項記載の生体情報測定装置。