JPS63216537A - 心拍出量の測定装置 - 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］ 本発明は、心機能検査を行う場合に用いられる心拍出量
の測定装置に関するものである。

［従来の技術］ 従来、心機能検査のため右心カテーテル法によって心拍
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、若しくは対審静脈等よりカテーテル４が導
管され、上大静脈あるいは工大静脈、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、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
によって検知し、その温度の希釈曲線（時間に対する温
度変化の図）（第１７図）の面積等からスチュワート・
ハミルトン法による下記の（１）式によって心拍出量を
算出する。

Ｓ　Ｉ−ＣＩ・　（Ｔｂ−Ｔｔ）・■。

ＣＯ＝　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　−
・・　（１）Ｓｂ−Ｃｂ−げΔＴｂｄｔ ここで、 ＣＯ：心拍出量、Ｓｌ　：注入液体の比重Ｃ五　：注入
液体の比熱、ｖｌ　：注入液体量Ｔ１　：注入液体の温
度、Ｔｂ　：血液の温度Ｓ、：血液の比重、　　Ｃｂ　
：血液の比熱Ｓ′：△Ｔｂｄｔ・熱希釈曲線の面積であ
る。

［発明が解決しようとする問題点］ ■：さて上記の熱希釈法では、心拍出量を計算する式か
らも分るように、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、はサーミスタ等で正確に測定した上で、カテーテル
２６をブライミングして、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。そこで、従来では、カテーテル内に残留してい
る液体の量を、カテーテルの内径（フレンチサイズ）、
注入液体量等から、エドワーズの式に基づいて、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、
上記の残留液体の叱りを減殺していた。

ところが、エドワーズの式から得られる補正定数は数値
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
人力ミス等が発生していた。そして、このミスは、熱希
釈法に限られず、広く指示薬希釈法がカテーテルを使用
することから、指示薬希釈性全般に発生する問題でもあ
る。

■：さて、第１７図をみても分るように、指示液体を注
入する動作と積分計算の開始とは所定のタイミングで行
なわないと、血液温度が下降してから積分の計算をする
等、計算の誤差原因となる。しかしながら従来では、測
定者が液体の注入後に、勘に頼りながら測定装置に測定
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っていた。この誤差要因も熱
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を測定するようにしているが
、通常この指示液体は所定の温度に保たれる氷剤若しく
は湿剤溶液につけられる。

従って、手慣れた測定者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のであれば、上記の溶液温度
を指示液体温度ＴＩ　とみなしても構わない場合がある
。

■ニ一方、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。また頻回にわたって
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、液体注入操作に伴っ
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
、特に熱希釈法に従っ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５９−２４
４５８６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
装置を撞案した。この連続測定可能な心拍出量の測定装
置は、連続的な記録を可能にする。

■二叉に、上記の特願昭５９−２４４５８６号は、一度
の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。

そこで、本発明は上述従来例の欠点を除去するために提
案されたものでその目的は、実際の指示液体のデータに
近いデータを設定人力して、熱希釈法に基づいた心拍出
量を測定することができる操作性のよい心拍出量の測定
装置を提案するところにある。

［問題点を解決するための手段及び作用］上記課題を達
成するための本発明の構成は、血管中に注入する前の指
示液体に関連したデータを出力する指示液体データ検知
手段と、血管中に注入された指示液体により希釈された
血液データを検知して出力する血液データ検知手段と、
各時刻における上記血液データと、所定の基準血液デー
タとの差分値を積分する積分手段と、任意のデータを設
定して前記指示液体のデータ値として入力する人力手段
と、上記入力手段から指示液体データとして入力された
データと前記積分値とに基づいて心拍出量を演算する心
拍出量演算手段とを備えたことを特徴とする。

［以下余白］ ［実施例］ 以下添付図面を参照し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２Ｂ図に、この
カテーテルの先端部分の長尺方向に沿った断面図を、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９色素
希釈法等の指示薬希釈法に基づいて初期心拍出量ＣＯを
測定し、この心拍出量を測定したときの血流速Ｖを測定
し、その上で、この血流速Ｖを、前記心拍出量ＣＯに結
び付けるパラメータＳを求める。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Ｖｌを測定するの
みで、この血流速Ｖｌ　とパラメータＳとから、任意の
時刻における心拍出量Ｃｏｔを求める事ができる。

この初期心拍出量Ｃｏ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
は周知のプロッタである。このプロッタ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
心拍出量値ｃｏを測定するときの、プロッタ５０上への
出力態様を指定するスイッチである。スイッチ５２は、
Ｃｏを数値として出力する（第５図）することを指定す
る。スイッチ５３は血液温度Ｔ、の変化等を曲線として
出力することを指定する（第４図）。スイッチ５７．５
８はプロッタ５ｏの紙送り速度（２０ｍｍ／時と１０ｍ
ｍ／分）を指定する。

５４はＣＯＩ等の１２時間分の経過をプロッタ５０上に
出力（第８図）指示するスイッチ、５５はメモリ内に記
憶されているＣＯｌ等のデータを過去３０分間分だけプ
ロッタ５０上に出力（第６図、第７図）することを指示
するスイッチである。８０はメモスイッチであり、この
スイッチを押すと、記録紙が６ｃｍはどフィードされる
。５６はＣＯＩ、　Ｔ　ｂ　＊　ｖｌ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
るスイッチである。

スイッチ５９．６０　（第１Ａ図）、６１．６２（第１
Ｂ図）等は、所望のデータを装置１００に入力したいと
きに、マニュアルでそのデータを設定するためのスイッ
チであって、その設定値は、順にカテーテル径（単位：
フレンチ）、指示液体の？１人量（１−位：ｍｌ）、体
表面積（単位：ｍ２）、初期ＣＡＬ値（単位：Ｌ／分）
である。

６４は、測定装置のモードを連続モードにするスイッチ
であると同時に、連続モードになると、このスイッチ／
インディケータ６４が点灯する。

６５はシングル（間欠）モードのスイッチ／インディケ
ータで、主に、再度パラメータ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−戻すときに用い
る。間欠モード（ＳＩＮＧＬＥモード）になったときに
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。スイッチ６６．６７は、３桁の
ＬＥＤ表示器６９に表示される温度を、血液温度Ｔｔ、
とするか、指示液体の温度ＴＩとするのかを指定するも
のである。

ＥＮＴＲＹスイッチ／インディケータ７０は、熱希釈法
により、初期心拍出量値ＣＯの測定が終了し、そのＣＯ
をデータとして登２！（ＥＮＴＲＹ）することが可能に
なったことを表示する。このＥＮＴＲＹインディケータ
７０が点灯しているときに、このスイッチ７０を押すと
そのＣｏをデータとして登録する。この登録は、パラメ
ータＳを求めるために、熱希釈法による初期心拍出量値
ＣＯの測定を何回か行ない、そのうちの信顆できそうな
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ｃｏとするためである。

５ＴＡＲＴ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ＣＯ測測定準備が完了したことを表
示し、その時点でこのスイッチを押すと、スチュアート
・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、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。

第１Ｃ図のスイッチ７５はマニュアルで注入液温度を設
定するロータリスイッチである。７６は外部の他の測定
装置と通信するためのＲ３２３２Ｃ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（または、装置
からの）血液温度Ｔｂ、血流速Ｖｌ心拍出量ＣＯ１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
実施例装置の特徴を列挙すると、■：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、従来のエ
ドワーズの式に基づいて測定者が計算で求めていたこと
のかわりに、前もって補正定数をテーブル化して、その
テーブルをアクセスするためのデータとして、測定者が
、指示液体を注入するのに用いるカテーテルの内径サイ
ズ（単位：フレンチ）を設定人力するスイッチ５９と液
体注入量（単位二ｍ１）を設定入力するスイッチ６０と
が、本測定装置に設けられている。

■：指示液体を血管内に注入した後、測定者の手を煩わ
すことなく、自動的に血液温度Ｔ、の変化を認識して、
上記スチュワート・ハミルトンの式（１）に基づいた積
分を開始する。

■：指示液体の温度を測定するために、温度プローブ１
２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、装置背面のスイッチ７５（第１Ｃ図）に設定さ
れた値を指示液体温度ＴＩ　として入力する。

■−一度、熱希釈法によりＣＯを測定し、パラメータＳ
を求めると、以降連続的に、Ｃｏ、、血液温度Ｔｂ、血
流速ｖｌ等をメモリに記憶し、必要に応じて記録紙上に
出力する。その出力の態様は、（ｉ）：計測されてい＜
　ＣＯ１等を略実時間的にプロッタ５０の記録紙上に出
力する（第６図、第７図）。これは「連続記録」スイッ
チ５６を押すことによりなされる。

（ｉｉ）　：メモリに記憶されていた過去３０分間のＣ
ＯＩ等のデータを再生出力する（第６図。

第７図）。これはスイッチ５５を押すことにより行なわ
れる。

（ｉｉｉ）：過去１２時間のＣＯｌ等のデータを圧縮し
てプロッタ５０上に再生出力する（第８図）。これは、
安静、無騒音を必要とする患者のデータを測定する時に
、プロッタのプリント音を出すことがないので便利なも
のとなる。

■：パラメータＳをマニュアルでスイッチ６２を介して
設定し、このＳと血流速ｖ１とから、連続的にｃｏ＋を
求めることができる。ＣＯｌ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ＣＯを求めるとき等の血液温度Ｔｂの変化を
目で確認できる。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Ｔｂａ）と、最高温度Ｔ　ｂｍａｘを固定して
表示することができる。

■二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、バッテリー（第９図の１４８）を内蔵して
いる。このバッテリー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。

■二本測定装置１００以外の外部の測定装置に、ＣＯｌ
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。

［相］：木測定装置１００以外の外部の測定装置に、Ｒ
３２３２インターフエースによりｃｏｌ等をデジタル信
号として出力する回路（１４４）を僅えている。

くカテーテルの構造〉 熱希釈法のための血液温度Ｔｂ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、カテーテルチュ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を拡開、収縮させ
る為に空気を注入又は抜くためのバルーン内チューブ側
面に設けられたバルーン側孔２５と、先端から１０〜２
０ｍｍ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ｖ（ｖｔ）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ＣＯ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。

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、静脈、大腿静脈、若し
くは対審静脈より導管され、大腿静脈あるいは工大静脈
、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２５、サ
ーミスタ１．２、吐出口３は、それぞれ前記４つのルー
メンに連通ずる。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を拡
開、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並びにそ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、肺乃脈圧測定チューブ８、バルーンチ
ューブ６、サーミスタチューブ１２、指示液注入チュー
ブ１０と接続されている。それぞれのチューブ８，６．
１０はその後端にコネクタ７．９．１１を備えている。

サーミスタチューブ１２はコネクタ１５に接続されてお
り、このチューブ内には、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。

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２Ｂ図はサーミスタ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図はカテーテルチューブ４のＩＩＩ　−ＩＩＩ
　’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２
Ｃ図）と、サーミスタルーメン２１となっている。バル
ーンルーメン２０は、バルーン側孔２５を有して、バル
ーンチューブ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ューブ８と連通
ずる。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
液注入チューブ１０と連通する。又、サーミスタルーメ
ン２１は、先端部より１〜２ｃｍｗｆｆれた位置、並び
に更にそこから基部側に１〜１°、５ｃｍ１ｌ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を有し、又、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
に基部側に於しＮては、サーミスタチューブ１３と連通
ずる。

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。

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　＝３５００に、Ｒ（３７）＝１０００Ωで
あり、その大きさは、１．１８’　ＸＱ。

４＝Ｘ０．１５ｔ　（単位はＬｌｌｍ）である。サーミ
スタ２の特性は、Ｂｚｓ−４ｓ　＝３９８０　Ｋ、　Ｒ
（３７）＝４０にΩ、その大きさは０．５０’　ｘ□。

１６“”Ｘｏ、１５ｔ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０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。

（測定装置の操作手順〉 本測定装置をよりよく理解するために、第３Ａ図、第３
Ｂ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、ステップＳ１で注入？ＩＥ　？ＦＡ度プローブ１
２を測定装置本体１００に接続する。ステップＳ２で、
温度プローブ１２を水冷した容器（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。ステップＳ３
でカテーテル４をブライミングした後に、ステップＳ４
で肺動脈まで挿入する。カテーテル４は、上肢または下
肢の静脈から挿入し、肺動脈内に留置する。次に、ステ
ップ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の血管的留置位置を、
圧力検出口１８、チューブ８．コネクタ９を経た動脈圧
から検出される血液の圧力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。

次にステップＳ６で、スイッチ５９〜６１により、所定
の値を設定する。スイッチ６２は、相対的なＣｏｔ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ＣＯを測定する
ときは、その設定は必要がない。

ステップＳ７で測定装置の電源を投入する。ステップＳ
８で異常な表示（装置故障を示す）が無いことを確認し
つつ、ステップＳ９でＳ　Ｉ　Ｎ０ＬＥインデイケータ
６５の点灯を待つ、インディケータ６５が点灯したとき
は、ＢＬＯＯＤインディケータ６６が点灯し、表示器６
９には肺動脈内の血液温度Ｔ、゛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、ＩＮＪＥＣＴＡＴ
Ｅスイッチ６７を押すと、表示器６９の表示は注入液温
度ＴＩの表示となる。尚、このＴＩ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Ｔｂの表示がなされる。

このように自動的にＴｂの表示に戻るようにしたのも、
操作者にとっては、Ｔｂの方が情報としてより有意義で
あるからである。一方、この時点でのバーグラフ表示器
７１には、血液温度Ｔｂの基線を表示している筈である
。

更にステップＳＩＯで、５ＴＡＲＴインデイケータ７２
が点灯するのを待つ。このインディケータが点灯すると
、熱希釈法による初期心拍出量値Ｃｏの測定開始の準備
ができたことを意味する。

ステップ３１１では、必要により、プロッタ５０に出力
する情報の態様をスイッチ５２又は５３で選択する。ス
テップ５１２では、コック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Ｔｂ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５ＴＡＲＴスイツチ７２を押すと、
その押した時点からＴｂの積分を開始する。スイッチ７
２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ＣＯの測定計
算は通常、士数秒で終了するが、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、
スイッチ５３が押されていたのなら、第４図のような血
液温度Ｔ、の変化がプロッタ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Ｔｂは上向きにマイ
ナスを取っている。尚、このグラフ上には測定者の便の
ため、日付１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、３００ＩＩ１ｍＺ分の出力速度
である。

熱希釈によるＣｏ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、スイッチ５２が押さ
れていたのならば、プロッタ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１時
刻の他に、心拍出量ＣＯ，スイッチ６１から入力された
体表面積ＢＳＡ、血液温度ＢＴ（−ｒｂ）、カテーテル
内径ＣＡＴ　（−Ｆｒ）、指示液体注入量ＩＶ（＝Ｖ＋
）、心係数ＣＩ　（＝ＣＯ／ＢＳＡ）、注入液温度ＩＴ
（−ＴＩ）、そして登録されるたことを示す＊＊ＥＮＴ
ＲＹ＊＊の表示等が合せて記録されている。ｃｏの測定
終了は、ＥＮＴＲＹインディケータ７０の点灯（ステッ
プ５１５）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、Ｅ
ＮＴＲＹスイッチ７０を押す（ステップ５１７）。暫く
すると、再び５ＴＡＲＴ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ｃｏ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
テップＳ１１以下の操作を繰り返し、複数の測定データ
を得る。測定毎にＥＮＴＲＹスイッチ７０を押し、登録
して、これら登録された複数のＣＯ値から、初期心拍出
量値ＣＯ値を決定する。尚、最初の１．２回の測定デー
タは信頼が置けないので、登録しない方がよかろう。

以上のようにして、十分信頼できるＣｏデータが得られ
たのならば、次に、いよいよ連続のＣＯＩ測定を開始す
る。これは端にＣ０ＮＴ　Ｉ　ＮＵＯＵＳスイッチ６４
を押すのみでなされる。このスイッチ６４を押すと、Ｃ
０ＮＴＩＮｔＪＯＵＳ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、Ｓ　Ｉ　Ｎ
ＧＬＥスイッチ６５が押されると、測定装置は再度、間
欠モードになる。

装置が連続測定モードになり、連続記録スイッチ５６が
押されていると、第６図、第７図のように、血液温度Ｂ
Ｔ　（＝Ｔｂ　）、Ｃｏ　（＝ＣＯ＋）。

血流速’／（Ｖ＋）がプロッタ５０上に出力される。

第６図は１０ｍｍ／分の紙送り速度で、第７図は２０　
ｍｍ／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拍出量値ＣＯ値計測のた
めの熱希釈法による測定を行なっているので、その時刻
近辺にグラフの変化が表われている。

〈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ｉｏｏの全体は第９図に示す如くである
。この測定装置は電気的にアイソレーションされた２つ
の測定回路１２０と１３０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１３０は、測定
回路１２０からの温度データから、初期心拍出量値ＣＯ
５血流速Ｖ、パラメータＳ、連続心拍出量ＣＯＩ等を演
算し、プロッタ５ｏ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。

く測定回路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、熱平衡部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っ
て肺動脈まで導入される。センサ１５０のコネクタ１５
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１
１３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によって電圧信号Ｅ、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１１
１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ＩＣ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１１
５により電圧Ｅｔ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は定電圧
回路１０１により駆動され、その温度変化は回路１０２
により電流変化として検出され、更にこの電流は電圧値
Ｅｌとして検出される。こうして、ローカルＣＰＵ１０
５は、３つのサーミスタ１２ａ、１．２からの出力電圧
ＥＩ　＋　Ｅ　ｔ　、Ｅ　ｂを、注入液の温度Ｔ１．サ
ーミスタ１の抵抗Ｒｔ。

サーミスタ１の温度Ｔｔ、血液温度Ｔｂ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ッチ１０
３を駆動して、時分割によりＥＩ。

Ｅｔ、ＥｂをＡ／Ｄ変換器１０４に人力して、上記の電
圧値を順にデジタル値でＲＡＭ１０７内に取込む。これ
らの電圧値はＲＯＭ１０６内に格納された電圧一温度変
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ＲｔはＲｔ　＝Ｅ　ｔ　／　Ｉ　ｃ により計算される。ここで、ＩＣ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、　Ｒｔ　、　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、ポリング／セレクティング方式）は、ロー
カルＣＰＵ　１０５とメインＣＰＵ１３３とが行なう。

〈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Ｔ１．サーミスタ１の抵抗Ｒｔ、
サーミスタ１の温度Ｔｔ、血液温度Ｔ。

等を受信して、時間順にＲＡＭ　１３２に格納する。Ｃ
ＰＵ１３３は、上記データに基づいて、初期心拍出量値
ＣＯ１血流速Ｖ（Ｖ＋）、連続心拍出量ＣＯ，を演算す
る。

ＲＴＣ（リアルタイムクロック回路）１４７は実時間を
カウントし、更に、例えばＬＥＤ表示基６９のＴｌ−＋
７．の３０秒後の変更等の時間監視に用いられる。

〈初期心拍出量値ＣＯの計算〉 第１０Ａ図はＲＡＭ１３２内に格納されたデータの構成
を示す。本ＲＡＭの容量は、４ｍｓ毎にＡ／Ｄ変換して
得たＴｂ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、等の測定値を３０分間分だけ蓄える領域（１
３２ｂ）と、連続的に計算して得たｃｏｌ等のデータの
３分間平均値を１２時間分蓄える領域（１３２ｃ）だけ
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１６０，１６１．１６２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ＲＡＭ１３
２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ｃｏの計算のとき等のために、ＲＡＭ１
３２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）１６２は、プロッ
タ５ｏ上にデータを出力するときにアクセスするデータ
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。

第１１図はメインｃＰ０１３３がローカルｃＰＵ１０５
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１６０を用いる。

第１３Ａ、Ｂ図は初期心拍出量値Ｃｏ値を計測するＣＰ
Ｕ１３３の制御ルーチンである。

先ず、ステップ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を朶とＬ　血シ方ｉ’
ＡＦ！ＦＴＬＭ客中１．？、仲能ル悼−ＩＮ状態とする
。尚、この状態を検知すると、上述したように、Ｓ　Ｉ
　ＮＧＬＥインディケータ６５が点灯する。ステップＳ
４１で、５ＴＡＲＴ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、その時刻ｔをリアル
タイムクロックＲＴＣ１４７から読取り、ステップＳ５
１でその時刻ｔに基づいたＲＣポインタ１６１を設定す
る。ステップＳ５２では、注入液温度ＴＩをＲＡＭ１３
２から知る。ステップＳ５３では、ＲＣポインタ１６１
に従ってＲＡＭ１３２からＴ、を１つ読出す、ステップ
Ｓ５４では、時刻を以前のデータから、基線（ベースラ
イン）温度Ｔ、。を検出する。ステップＳ５５で、ΔＴ
ｂ　　（第１７図）を算出する。ステップＳ５６ではΣ
ΔＴ、（積分）を計算する。

ステップＳ５７とステップＳ５８は、Ｔ、のノイズによ
り△Ｔｂが計算された場合の対処の制御を示したもので
ある。ノイズであれば、このノイズの△Ｔ、は以前のΔ
Ｔｂに比べて増加しつつもいりＡ１１＋づ小ナスｈ１＾
　横加１．トレ鰺の広＋７右九検出し、その極大値が閾
値ａよりも小さいときは、ノイズと判断して、ステップ
Ｓ５９で積分ΣΔＴｂをクリアする。ステップＳ５７で
△Ｔｂが更に増加していた場合は、ノイズと判断できな
いから、ステップＳ６１へ進む。もしノイズと判断され
れば、ステップＳ６０でポインタＲＣを所定量すだけイ
ンクリメントする。このｂは経験的に知っているノイズ
成分の大体の時間幅である。

ステップＳ６１は、熱希釈曲線がＴｂｏに収束してきた
かを判断する。即ち、収束するまで、上述のステップを
繰り返して、積分を続行する。

次にステップＳ４１で、５ＴＡＲＴスイツチ７２が押さ
れない場合を説明する。この制御はＴｂの変化が所定の
変化をしていると判断したときに、積分を開始するもの
である。尚、ステップＳ４１の５ＴＡＲＴスイツチ７２
の押下は割込みにより検知しているため、ステップ３４
２〜ステツプ３４７の間で上記割込みが発生すると、強
制的に制御はステップＳ５０に移る。さて、ステップＳ
４２で、ＲＣポインタ１６１に従ってＴｂをＲＡＭ１３
２から読出す。ステップ５４２−ステップＳ４３→ステ
ツプＳ４４→ステツプＳ４２のループは、本実施例にお
いて”ｒｂの変化を移動平均（サンプル数１６個）から
とらえているために、その必要サンプル数をメモリ１３
２から得るためにある。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＠障、平均のための総サンプルが揃うことになる。ス
テップＳ４５では、この移動平均値Ｔｂ（ｎ）を求める
。ステップ３４６で、前回の移動平均値Ｔｂ（ｎ−ｔ）
との差を求める。この差が所定に閾値以上であるときは
、指示液注入による血液温度の変化であると判断して、
ステップＳ４９で、この変化時点の時刻ｔを計算する。

以降の制御は前述の５ＴＡＲＴスイツチ７２による場合
と同じである。もし、ステップＳ４７で、変化が閾値以
下と判断された場合は、ステップ３４８で今回の平均値
Ｔｂ（ｎ）を前回の平均値Ｔ、（ｎ　−１）格納領域に
移動する。

ステップ３６３の説明に戻る。さて、前述したように、
スチュワート・ハミルトンの式によると、 ５Ｌ−ＣＩ・　（Ｔｂ−ＴＩ）・ｖｌ ここで、 ＣＯ：心拍出量、Ｓｌ　：注入液体の比重ＣＩ　＝注入
液体の比熱、Ｖｌ　：注入液体量Ｔｌ　：注入液体の温
度、Ｔｂ：血液の温度Ｓｂ　：血液の比重、　　Ｃｂ：
血液の比熱である。上記式は （Ｔ　　ｂ−Ｔ　　皿） ＣＯ＝Ａ　　・ となる。ここで、 ｓ　、−Ｃ、・Ｖ。

Ａ＝□ ｂ−Ｃｂ である。この補正定数Ａ中で、Ｓ　＋、Ｓ　ｂ、Ｃｂ、
ＣＩ等は固定であるが、■１は指示液体を注入してもカ
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、はあくまでも名目
的な値に過ぎない。従来では、前述したように、エドワ
ーズの式から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積して、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、スイッチ５９゜６０か
ら入力されたカテーテル４の内径Ｆｒ、名目の液体注入
量ｍｌをアドレスデータとする。上記のテーブル内に格
納する補正定数データは、前もって、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
から求めておく。もし、熱希釈法によるＣｏの実際の測
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であるときは、線形補間により
、対応する補正定数Ａ、を求める。

フローチャートの説明に戻る。ステップ３６１以上で、
Σ△Ｔｂの積分の計算が終了すると、ステップＳ６３で
上述したように、スイッチ５９゜６０から設定入力され
たカテーテルの内径Ｆｒ。

指示液体量ｍ１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。

ステップＳ６４で、前述したスチュワート・ハミルトン
の式に基づいて、初期心拍出量値ＣＯを計算する。ステ
ップＳ６５では、これらの値を例えば、第４図、第５図
のようにプロッタ５０上に出力する。

く連続Ｃｏ、の測定） 先ず、連続的にＣＯＩを計算できる原理を説明する。サ
ーミスタ１の抵抗値をＲｔとし、定電流回路１１１によ
ってサーミスタ１に与えられる電流値をＩｃ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： １ｃ２・１ 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。血流により冷却される熱
量は、血液温度をＴｂ、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　・（Ｔｔ　−Ｔｂ　） 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、熱平衡塩である。

上記のことを式で表わすと次の（２）式になる。

Ｉ　ｏ”・Ｆｔｔ−＝に−Ｖ　　・（Ｔｔ　　−Ｔｂ　
　）・・・　（２） （２）式から、血流速Ｖを求める（３）式が導かれる。

■　＝ （１／Ｋ）（Ｉｃ”Ｒｔ　）／　（”ｒｔ−７ｂ）・・
・（３） 即ち、サーミスタ１から得られるデータＲいＴｔ、そし
てサーミスタ２から得られる血液温度Ｔｂ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によっ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ｖ０
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ＩＣは定電流回路１１１の電流を検出して
も対応できるが、比例定数にと同様に定数項として、Ｒ
ＯＭ１３１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ＣＯと初期血流速値Ｖとの間には（４）式で示され
るような関係がある。

Ｃ０＝Ｓ−ｖ　　　　　−（４） 従って、初期心拍出量値ＣＯ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１３０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、連誌醐ｔ−Ｕ禰１火餉ス面９さ；ホυ
、　Ｌ−盪ｌ、イ首節パ→４−タＳを乗することにより
、連続的な心拍出量値Ｃｏｌを得ることが可能となる。

即ち、Ｃｏ、＝３−ｙ。

＝　（Ｓ／Ｋ）・（ＩＣ”・Ｒｔ）／Ｃｒｔ　−Ｔｂ　
）・・・（５） である。

第１４図は、コ（Ｄ　ＣＯｒを計算してＲＡＭ１３２に
格納するＣＰＵ１３３の制御手順である。この制御に入
るまでに、初期心拍出量ＣＯの測定が既に行なわれてい
る。ステップ３８１〜ステツプＳ８５は上述のパラメー
タＳを求める制御である。

ステップ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Ｃ０ＮＴＩＮｔＪＯ−Ｕ　Ｓス
イッチ６４を押すことにより移行する。

連続モードであれば、ステップＳ８１で、ローカルＣＰ
Ｕ　１０５に対して光通信路を介してサーミスータ１の
加熱を指示する。ステップ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、Ｔｔ、ＲいＴｂ等が送られてきて、第
１１図のフローチャートにより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
ってＲＣポインタ１６１により、ＲＡＭ　１３２内のデ
ータをアクセスする。ステップＳ８４では（３）式に基
づいて初期血流速Ｖを演算し、ステップＳ８５では（４
）式に従って、初期心拍出量値ＣＯと血流速Ｖとの関係
からパラメータＳを求める。こうして、連続的なＣｏｔ
測定の準備が整った。以下の制御は、最初のＣｏ、と任
意の時刻とのＣｏ。

の計算において、共通するので、任意の時刻のｖＩに対
するＣＯＩの計算制御として説明する。

ステップ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。従って、−置皿管断面積Ｓ
をパラメータとしてホールドしても、血管断面積Ｓの変
化によって、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Ｃｏｔ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、ステップＳ８７へ進み
、 Ｃ０Ｉ＝ｖ五・Ｓ を演算する。ステップ３８８では、１２時間分の経過を
再生する（第８図）ときのために、Ｖｌ　とＣＯＩの３
分間の平均値を演算する。これらの値は、ＲＡＭ　１３
２内の領域１３２ｃに格納する。

そして、ステップＳ９０では、次のＣＯＩ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＋　Ｒｔ　＋　Ｔ　ｂ等が送られてく
る毎に、ＣＯＩ等を連続的に演算することかできる。

かくして、血流速Ｖｌのみの測定で、心拍出量ＣＯＩが
測定できた。

くデータの記録〉 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，の連続測定に並行し
ての測定値をプロッタ５０に出力する連続記録機能（ス
イッチ５６による）、過去３０分間の測定値をプロッタ
５０に出力する記録再生機能（スイッチ５５による）、
過去１２時間の測定値（３分間毎の平均値）をプロッタ
５０に出力する経過図出力機能（スイッチ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（２０ｍＳＺ時）に示す
通りである。

第８図に経過図の出力様式を示す。この経過図では、３
時間毎にＣｏ（＝ＣＯ＋）と血液温度ＢＴ（＝Ｔｂ　）
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（ＣＯＮＴＩＮＵＯ
ＵＳインディケータ６４が点灯しているとき）行なわれ
るものであるから、プロッタ５０への出力と並行して、
−ローカルＣＰＵ１０５からのデータ取込み、ＣＯｌ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、ＲＡ−Ｍ１３２へのアクセスは、第１０Ｂ図に
示すように、プロッタ出力にはＰＣポインＪｊ１６２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。

〈注入液温度の代用〉 注入される指示液体は水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ってほとんど決定される
といってよい。従って、この水冷　□温度が既知である
とき（例えば、零度）は、その温度をもって指示液体温
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ッチ７５に
て設定されている温度を液体温度ＴＩとみなして初期心
拍出量ＣＯ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、注入液温度検知回路
１０２はサーミスタ１２ａに流れる電流を零と検出する
。この零電流に対応する！。

をローカルＣＰＵ１０５が受けると、このローカルＣＰ
ＵはメインＣＰＵ１３３に対して、その旨の信号を送る
。若しくは、ＣＰＵ　１０５はこの；電流に対応するＥ
ｌを温度ＴＩ　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、ＣＰＬ１１３３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Ｃ
ＰＵ１３３がＲＡＭ１３２内からＴ１を読出すというス
テップＳ５２の代りに、第１５図のステップ５１００で
、ローカルＣＰＵ１０５から送られてきたＴＩ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、ステップ５１０
１で、このＲＡＭ１３２内のＴＩを測定に用いる。未接
続であれば、ステップ５１０２で、スイッチ７５に設定
されたデータをＴＩ　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
際に初期心拍出量値ＣＯを求め、このＣＯと初期血流速
Ｖ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、を測定するのみで、連続的に心拍出量ＣＯ
Ｉが求められるところに特徴がある。即ち、 ＣＯｌ（＝に＝：■１ であり、■五の変化はＣｏ、の相対的変化を反映する。

そこで、Ｖｌの変化を記録すれば、それはそのままＣＯ
Ｉの相対的変化を記録したことになる。一方、上記パラ
メータＳは被験者が同じであり、しかも測定者が測定に
周知したものであればその大体の値が分っている。そこ
で、本実施例の測定装置では、この大体のパラメータＳ
をスイッチ６２から「初期ＣＡＬ値」として入力するよ
うにして、熱希釈による初期心拍出量値ＣＯの測定を省
くことも可能なようにしている。

〈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、を測定するのみで、連
続−的に心拍出量ＣＯＩが求められるところに特徴があ
る。従って、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
られず、例えば、色素希釈法、電解貿希釈法等によって
最初の心拍出量ＣＯ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、電解買希釈法で
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のもとどなるデータ量（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ＣＯ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ＶｌからＣＯｌ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接続の検
知として次αような機構を提案する。則ち、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
は押されて引っ込む。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
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全体を電気的に浮かしておくため
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流し、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釆ぼさな
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。

［発明の効果］ 以上説明したように本発明の心拍出量の測定装置によれ
ば、正確な指示液体に関連する、例えば温度のデータ等
を測定する必要のない場合に、実際の指示液体のデータ
に近いデータ値を例えばスイッチ等から代わりに設定入
力して、熱希釈法に基づいた心拍出量を測定することが
でき、操作性が向上する。

【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２Ａ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３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９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ＲＡ。 Ｍ管理の様子を説明する図、 第１１図、第１３Ａ図、第１３Ｂ図、第１４図、第１５
図は夫々、実施例に係る制御手順を示すフローチャート
、 第１２図は補正定数Ａを格納するテーブルを示す図、 第１６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・・・チューブ、７゜９．
１１，１５．１６・・・コネクタ、１２・・・注入液温
度プローブ、５０・・・プロッタ、５２，５３，５４．
５５，５６，５７．５８・・・スイッチ、５９゜６０．
６１，６２．７５・・・設定入力スイッチ、６４．６５
，６６．６７．７０．７２・・・スイッチ／インディケ
ータ、６８・・・４桁ＬＥＤ表示器、６９・・・３桁Ｌ
ＥＤ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・・・アナログスイッチ、
１０４・・・Ａ／Ｄ変換器、１０５，１３３・・・ＣＰ
Ｕ、１０６，１３１・・・ＲＯＭ、１０７，１３２・・
・ＲＡＭである。 （他−名）′；−４ｇ言 第１１区 箒１２図 第１５ｔ！１

Claims (2)

【特許請求の範囲】
1. （１）血管中に注入する前の指示液体に関連したデータ
   を出力する指示液体データ検知手段と、血管中に注入さ
   れた指示液体により希釈された血液データを検知して出
   力する血液データ検知手段と、 各時刻における上記血液データと、所定の基準血液デー
   タとの差分値を積分する積分手段と、任意のデータを設
   定して前記指示液体のデータ値として入力する入力手段
   と、 上記入力手段から指示液体データとして入力されたデー
   タと前記積分値とに基づいて心拍出量を演算する心拍出
   量演算手段とを備えた心拍出量の測定装置。
2. （２）前記指示液体データは、前記指示液体の温度であ
   る事を特徴とする特許請求の範囲第１項に記載の心拍出
   量の測定装置。