JPH0693886B2 - 心機能測定装置 - Google Patents
心機能測定装置Info
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- JPH0693886B2 JPH0693886B2 JP2295044A JP29504490A JPH0693886B2 JP H0693886 B2 JPH0693886 B2 JP H0693886B2 JP 2295044 A JP2295044 A JP 2295044A JP 29504490 A JP29504490 A JP 29504490A JP H0693886 B2 JPH0693886 B2 JP H0693886B2
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- thermodilution
- ejection fraction
- measurement
- signal
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- 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
- A61B5/0275—Measuring blood flow using tracers, e.g. dye dilution
- 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】 〔発明の目的〕 （産業上の利用分野） 本発明は、心機能検査の対象となる心拍出量、右室駆出
量および右室拡張終期容量を測定するための心機能測定
装置に関する。
量および右室拡張終期容量を測定するための心機能測定
装置に関する。
（従来の技術） 心機能検査の際に右室駆出率を測定するための方法とし
ては、従来よりRIアンギオグラフィー、シネアンギオグ
ラフィー、超音波エコーグラフィー、指示薬希釈法など
が知られている。
ては、従来よりRIアンギオグラフィー、シネアンギオグ
ラフィー、超音波エコーグラフィー、指示薬希釈法など
が知られている。
RIアンギオグラフィーはラジオアイソトープを体内に注
入して測定を行なうものであり、高い測定精度で右室駆
出率の測定を行なえる。しかし、測定場所がRI管理区域
に限定されるため簡便な測定方法とはいえないととも
に、体内に注入されるラジオアイソトープの影響を考慮
して頻回の測定を行なえないという問題点がある。
入して測定を行なうものであり、高い測定精度で右室駆
出率の測定を行なえる。しかし、測定場所がRI管理区域
に限定されるため簡便な測定方法とはいえないととも
に、体内に注入されるラジオアイソトープの影響を考慮
して頻回の測定を行なえないという問題点がある。
シネアンギオグラフィーおよび超音波エコーグラフィー
は、画像解析により右室駆出率を算定する方法である。
これらの方法を用いた測定では、左心室の場合その形態
を回転楕円体として近似できるが、右心室では解剖学的
な複雑さから近似方法が明らかになっていないという問
題点がある。
は、画像解析により右室駆出率を算定する方法である。
これらの方法を用いた測定では、左心室の場合その形態
を回転楕円体として近似できるが、右心室では解剖学的
な複雑さから近似方法が明らかになっていないという問
題点がある。
また指示薬希釈法で特に熱希釈法は、右心カテーテル法
による測定を行なう場合、サーモダイリューション・カ
テーテルを体内に留置して右室駆出率の測定を行なえる
ので、比較的測定が簡便である。この熱希釈法による右
室駆出率の算定では、プラトー法と指数関数法が知られ
ている。
による測定を行なう場合、サーモダイリューション・カ
テーテルを体内に留置して右室駆出率の測定を行なえる
ので、比較的測定が簡便である。この熱希釈法による右
室駆出率の算定では、プラトー法と指数関数法が知られ
ている。
プラトー法は、熱希釈曲線の下降脚に生じる連続したプ
ラトーと基線の差から駆出率を求め、これを４拍間にわ
たっで測定し、求められる３つの駆出率を加算平均し
て、この熱希釈曲線の駆出率としている。
ラトーと基線の差から駆出率を求め、これを４拍間にわ
たっで測定し、求められる３つの駆出率を加算平均し
て、この熱希釈曲線の駆出率としている。
また指数関数法は、熱希釈曲線の下降脚部分に生じるプ
ラトー部に心電図のＲ波を同期させ、この曲線の減衰曲
線から指数関数を導いて、この測定系の時定数を求め、
これを基に駆出率を算出している。
ラトー部に心電図のＲ波を同期させ、この曲線の減衰曲
線から指数関数を導いて、この測定系の時定数を求め、
これを基に駆出率を算出している。
（発明が解決しようとする課題） ところで、熱希釈法による測定で、プラトー法により右
室駆出率を算定する場合は、駆出率が大きくなればなる
ほど、各拍出間で算出した駆出率に差が生じ、４拍間の
平均値が実際の値よりも小さな値として算出されるとい
う問題が生じる。
室駆出率を算定する場合は、駆出率が大きくなればなる
ほど、各拍出間で算出した駆出率に差が生じ、４拍間の
平均値が実際の値よりも小さな値として算出されるとい
う問題が生じる。
この誤差は、指示薬（注入液）として用いられる生理食
塩水または５％ぶどう糖液からなる０℃の冷水がカテー
テル内に残存し、カテーテル壁を通じて生体組織および
血液が冷却されることにより生じるものである。したが
って、カテーテルの体内挿入長に応じて誤差が伴うよう
になる。これは模擬実験により、モデル心の右室から直
接指示薬を注入することで測定した熱希釈曲線から得ら
れる駆出率には、誤差が伴わないことから結論付けられ
る。
塩水または５％ぶどう糖液からなる０℃の冷水がカテー
テル内に残存し、カテーテル壁を通じて生体組織および
血液が冷却されることにより生じるものである。したが
って、カテーテルの体内挿入長に応じて誤差が伴うよう
になる。これは模擬実験により、モデル心の右室から直
接指示薬を注入することで測定した熱希釈曲線から得ら
れる駆出率には、誤差が伴わないことから結論付けられ
る。
第10図の（ａ）はカテーテル挿入長が90cmのときの熱希
釈曲線の例を示しており、（ｂ）はカテーテルによる生
体組織および血液の冷却の影響のみを取り出した熱希釈
曲線を示している。
釈曲線の例を示しており、（ｂ）はカテーテルによる生
体組織および血液の冷却の影響のみを取り出した熱希釈
曲線を示している。
この図で、４心拍における注入液による温度変化をA,B,
C,Dとし、カテーテルに残存する注入液により負の熱量
が体内留置部分のカテーテル壁を通して発生することに
よる温度変化をa,b,c,dとするとともに、 Ａ′＝Ａ＋ａ Ｂ′＝Ｂ＋ｂ Ｃ′＝Ｃ＋ｃ Ｄ′＝Ｄ＋ｄ としたとき、各拍出間の駆出率EF1,EF2,EF3は、従来 EF1＝１−Ｂ′/A′ EF2＝１−Ｃ′/B′ EF3＝１−Ｄ′/C′ により算出されており、カテーテルによる生体組織およ
び血液の冷却による影響が考慮されていなかったことに
誤差の発生があった。
C,Dとし、カテーテルに残存する注入液により負の熱量
が体内留置部分のカテーテル壁を通して発生することに
よる温度変化をa,b,c,dとするとともに、 Ａ′＝Ａ＋ａ Ｂ′＝Ｂ＋ｂ Ｃ′＝Ｃ＋ｃ Ｄ′＝Ｄ＋ｄ としたとき、各拍出間の駆出率EF1,EF2,EF3は、従来 EF1＝１−Ｂ′/A′ EF2＝１−Ｃ′/B′ EF3＝１−Ｄ′/C′ により算出されており、カテーテルによる生体組織およ
び血液の冷却による影響が考慮されていなかったことに
誤差の発生があった。
本発明はこのような課題を解決するために提案されたも
のであり、熱希釈法によって得られた熱希釈曲線をプラ
トー法により算出し駆出率などを測定する場合に、カテ
ーテルによる生体組織および血液の冷却の影響を補正で
き、高精度な測定が可能な心機能測定装置を提供するこ
とを目的とする。
のであり、熱希釈法によって得られた熱希釈曲線をプラ
トー法により算出し駆出率などを測定する場合に、カテ
ーテルによる生体組織および血液の冷却の影響を補正で
き、高精度な測定が可能な心機能測定装置を提供するこ
とを目的とする。
（課題を解決するための手段） 上記目的を達成するために本発明による心機能測定装置
は、被検者の体内に挿入され、指示薬注入口が右心室に
位置するように留置されるカテーテルと、このカテーテ
ルの先端側に取り付けられ、右心室から駆出される血液
の温度を検出する測温センサと、上記カテーテルを介し
て右心室に冷水の指示薬が注入されたときに、上記測温
センサによって血液温度の変化を検出することで得られ
る熱希釈曲線から右室駆出率を算出するための演算処理
部と、上記カテーテルの体内挿入長をこの演算処理部に
入力するデータ入力手段とを備え、上記演算処理部にて
上記カテーテルの体内挿入長に起因する測定誤差を補正
した演算を行って右室駆出率を算出することを特徴とす
る。
は、被検者の体内に挿入され、指示薬注入口が右心室に
位置するように留置されるカテーテルと、このカテーテ
ルの先端側に取り付けられ、右心室から駆出される血液
の温度を検出する測温センサと、上記カテーテルを介し
て右心室に冷水の指示薬が注入されたときに、上記測温
センサによって血液温度の変化を検出することで得られ
る熱希釈曲線から右室駆出率を算出するための演算処理
部と、上記カテーテルの体内挿入長をこの演算処理部に
入力するデータ入力手段とを備え、上記演算処理部にて
上記カテーテルの体内挿入長に起因する測定誤差を補正
した演算を行って右室駆出率を算出することを特徴とす
る。
（作用） カテーテルの体内挿入長が長ければ長いほど、カテーテ
ルによる生体組織および血液の冷却の影響が大きく現れ
るが、上述した構成では、カテーテルの体内挿入長に起
因する測定誤差を補正して右室駆出率を算出することが
できる。
ルによる生体組織および血液の冷却の影響が大きく現れ
るが、上述した構成では、カテーテルの体内挿入長に起
因する測定誤差を補正して右室駆出率を算出することが
できる。
（実施例） 以下、本発明の実施例を図面に基づき詳細に説明する。
第１図は、心機能測定用のサーモダイリューション・カ
テーテルを示す。
テーテルを示す。
この図で、カテーテル１の先端側には右室に指示液を注
入するための注入口２が備えれており、先端部にはバル
ーン３と熱応答時間がたとえば200mSECと非常に短いサ
ーミスタ４が取り付けられている。カテーテル１の基部
側に延びる信号ケーブル５に取り付けられたサーミスタ
用コネクタ６には、カテーテル接続コード７がコネクタ
８を介して接続され、この接続コード７の基部側のコネ
クタ9Aが、装置本体10の背面部に設けられたカテーテル
接続コネクタ9Bに接続される（第５図参照）。接続コー
ド7aのコネクタ11には、注入液の温度を測定するための
サーミスタ12が取り付けられた測温プローブ13が接続さ
れる。
入するための注入口２が備えれており、先端部にはバル
ーン３と熱応答時間がたとえば200mSECと非常に短いサ
ーミスタ４が取り付けられている。カテーテル１の基部
側に延びる信号ケーブル５に取り付けられたサーミスタ
用コネクタ６には、カテーテル接続コード７がコネクタ
８を介して接続され、この接続コード７の基部側のコネ
クタ9Aが、装置本体10の背面部に設けられたカテーテル
接続コネクタ9Bに接続される（第５図参照）。接続コー
ド7aのコネクタ11には、注入液の温度を測定するための
サーミスタ12が取り付けられた測温プローブ13が接続さ
れる。
またカテーテル１の基部側に延びるチューブ14に取り付
けられた注入用ルーチン15からは、０℃に冷却された指
示薬が注入される。チューブ16の基部には肺動脈脈圧用
のルーメン17が取り付けられ、チューブ18の基部にはバ
ルーン用のルーメン19が取り付けられている。ここで、
チューブ14,16,18はカテーテル１内の通路1a,1b,1c（第
２図参照）にそれぞれ連通しており、カテーテル１内に
通路1dにはサーミスタ４に接続される信号ケーブル５が
通されている。
けられた注入用ルーチン15からは、０℃に冷却された指
示薬が注入される。チューブ16の基部には肺動脈脈圧用
のルーメン17が取り付けられ、チューブ18の基部にはバ
ルーン用のルーメン19が取り付けられている。ここで、
チューブ14,16,18はカテーテル１内の通路1a,1b,1c（第
２図参照）にそれぞれ連通しており、カテーテル１内に
通路1dにはサーミスタ４に接続される信号ケーブル５が
通されている。
第３図は、本発明による心機能測定装置のブック図であ
る。
る。
この図で、カテーテル１に備えられているサーミスタ４
によって検出された血液温度は、血液温度検出回路20に
おいて電圧レベルの熱希釈信号として取り出され、この
熱希釈信号はアイソレーショントランス21を介して増幅
回路22で増幅されたあと、熱希釈信号CEFとしてアナロ
グスイッチ23に供給されるとともに、ローパスフィルタ
24に出力される。このローパスフィルタ24では、段階状
の熱希釈信号が心拍出量を算出するための熱希釈信号C
COに変えられ、アナログスイッチ23に供給される。
によって検出された血液温度は、血液温度検出回路20に
おいて電圧レベルの熱希釈信号として取り出され、この
熱希釈信号はアイソレーショントランス21を介して増幅
回路22で増幅されたあと、熱希釈信号CEFとしてアナロ
グスイッチ23に供給されるとともに、ローパスフィルタ
24に出力される。このローパスフィルタ24では、段階状
の熱希釈信号が心拍出量を算出するための熱希釈信号C
COに変えられ、アナログスイッチ23に供給される。
またサーミスタ12によって検出された注入液の温度は、
注入液温度検出回路25において電圧レベルの熱希釈信号
として取り出され、この熱希釈信号はアイソレーション
トランス26を介して増幅回路27で増幅され、アナログス
イッチ23に供給される。
注入液温度検出回路25において電圧レベルの熱希釈信号
として取り出され、この熱希釈信号はアイソレーション
トランス26を介して増幅回路27で増幅され、アナログス
イッチ23に供給される。
心電図入力用コネクタ28からは、モニタなどで1V程度に
増幅された心電図信号ECGに取り込まれ、バッファ29を
介してアナログスイッチ23に供給されるとともに、ハイ
パスフィルタ30aに出力される。このハイパスフィルタ3
0aと次段の整流回路30bとは、バッファ29からの心電図
信号より、駆出率算出用熱希釈信号のプラトー部を検出
するための同期信号を作り出す同期信号発生回路30を構
成しており、作り出された同期信号がアナログスイッチ
23に供給される。
増幅された心電図信号ECGに取り込まれ、バッファ29を
介してアナログスイッチ23に供給されるとともに、ハイ
パスフィルタ30aに出力される。このハイパスフィルタ3
0aと次段の整流回路30bとは、バッファ29からの心電図
信号より、駆出率算出用熱希釈信号のプラトー部を検出
するための同期信号を作り出す同期信号発生回路30を構
成しており、作り出された同期信号がアナログスイッチ
23に供給される。
なお、バッファ29から出力される心電図信号、増幅回路
22およびローパスフィルタ24から出力される熱希釈信号
は、アナログ出力コネクタ31から外部に取り出すことが
できる。
22およびローパスフィルタ24から出力される熱希釈信号
は、アナログ出力コネクタ31から外部に取り出すことが
できる。
アナログスイッチ23では、入力されるアナログ信号の一
つが逐次選択されてA/Dコンバータ32に出力される。こ
のA/Dコンバータ32で変換されたディジタル信号は、演
算処理装置（CPU）33に取り込まれる。
つが逐次選択されてA/Dコンバータ32に出力される。こ
のA/Dコンバータ32で変換されたディジタル信号は、演
算処理装置（CPU）33に取り込まれる。
このCPU33の制御を受ける入出力インターフェース34に
は、測定の開始・終了の操作、患者データなどの入力
や、表示の切換え操作、プリンタの印字開始・停止など
の操作を行なう操作スイッチ群35、計算結果や患者デー
タなどを表示する発光ダイオード表示基（LED表示器）3
6および液晶表示器（LCD表示器）37、プリンタ駆動回路
38が接続されている（第４図の参照）。このプリンタ駆
動回路38によってプリンタ39が駆動され、測定結果など
の印字が行なわれる。またこの入出力インターフェース
34に接続されている入力コネクタ40には、フットスイッ
チが接続される。
は、測定の開始・終了の操作、患者データなどの入力
や、表示の切換え操作、プリンタの印字開始・停止など
の操作を行なう操作スイッチ群35、計算結果や患者デー
タなどを表示する発光ダイオード表示基（LED表示器）3
6および液晶表示器（LCD表示器）37、プリンタ駆動回路
38が接続されている（第４図の参照）。このプリンタ駆
動回路38によってプリンタ39が駆動され、測定結果など
の印字が行なわれる。またこの入出力インターフェース
34に接続されている入力コネクタ40には、フットスイッ
チが接続される。
なお、カテーテル体内挿入長などの患者データの入力
は、患者データ入力キー35fを押したあとテンキー35gを
操作することで行なわれ、このとき各データがLCD表示
器37に表示される。ここで、患者データ入力キー35fお
よびテンキー35gはデータ入力手段を構成する。
は、患者データ入力キー35fを押したあとテンキー35gを
操作することで行なわれ、このとき各データがLCD表示
器37に表示される。ここで、患者データ入力キー35fお
よびテンキー35gはデータ入力手段を構成する。
CPU33に接続されるROM（リード・オンリ・メモリ）41に
は、動作手順と演算用のプログラムが格納されており、
RAM（ランダム・アクセス・メモリ）42には測定データ
などが記憶される。またCPU33には信号処理に必要なク
ロック信号を出力するRTC（リアル・タイム・クロッ
ク）43が接続されている。
は、動作手順と演算用のプログラムが格納されており、
RAM（ランダム・アクセス・メモリ）42には測定データ
などが記憶される。またCPU33には信号処理に必要なク
ロック信号を出力するRTC（リアル・タイム・クロッ
ク）43が接続されている。
ACコネクタ44から給電される交流電源は、電源トランス
45で変圧され、電源回路46で直流電源に変えられたあ
と、パルストランス47を介してDC/DCコンバータ48に供
給される。このDC/DCコンバータ48から出力される直流
電源はアイソレーション回路部49側の、血液温度検出回
路20と注入液温度検出回路25に給電される。
45で変圧され、電源回路46で直流電源に変えられたあ
と、パルストランス47を介してDC/DCコンバータ48に供
給される。このDC/DCコンバータ48から出力される直流
電源はアイソレーション回路部49側の、血液温度検出回
路20と注入液温度検出回路25に給電される。
つぎに、このように構成される心機能測定装置の動作を
第６図の動作流れ図を参照しながら説明する。
第６図の動作流れ図を参照しながら説明する。
まず、カテーテル１を先端部が被検者の肺動脈に位置
し、注入口２が右室に位置するように留置する。続いて
カテーテル１を接続コード７を介して装置本体10に接続
する（ステップS1〜S2）。
し、注入口２が右室に位置するように留置する。続いて
カテーテル１を接続コード７を介して装置本体10に接続
する（ステップS1〜S2）。
指示薬（注入液）を準備し、温度プローブ13を装置本体
10に接続する（ステップS3〜S4）。
10に接続する（ステップS3〜S4）。
装置本体に電源を投入し、被検者の体表面積を算出する
ための身長・体重、心拍出量算出のためのカテーテル係
数、駆出率算出のためのカテーテル体内挿入長などの患
者データをデータ入力手段のテンキー35gによって入力
する（ステップS5〜S6）。
ための身長・体重、心拍出量算出のためのカテーテル係
数、駆出率算出のためのカテーテル体内挿入長などの患
者データをデータ入力手段のテンキー35gによって入力
する（ステップS5〜S6）。
被検者の心電図をモニタし、心電図信号EGCを装置に入
力する（ステップS7〜S8）。
力する（ステップS7〜S8）。
総ての準備が完了すると、測定準備完了灯36aが点灯す
る（ステップS9）。この測定準備完了灯36aの点灯を目
安にして測定開始キー35aを押し、０℃の指示薬を５〜1
0ml程度注入用ルーメン15より一気に注入する（ステッ
プS10〜S11）。
る（ステップS9）。この測定準備完了灯36aの点灯を目
安にして測定開始キー35aを押し、０℃の指示薬を５〜1
0ml程度注入用ルーメン15より一気に注入する（ステッ
プS10〜S11）。
この操作により、心拍出量測定用の熱希釈信号CCO、駆
出率測定用の熱希釈信号CEFおよび心電図信号ECGの取り
込みが開始され、それぞれの信号がA/D変換されたあ
と、RAM42に格納される。このときのデータの取込みは
熱希釈曲線表示器36bの点灯で確認できる。注入液温度
は測定開始から測定終了までの間でも最も低い値がRAM4
2に格納される。また測定開始時の心拍数HRSTのデータ
がRAM42に格納されるとともに、駆出率を算出するため
熱希釈曲線の最初の値を基線TSTとしてこのデータがRAM
42に格納される。プラトー部の認識は、第７図に示すよ
うに過去３秒間における心電図のQRS波のピークの1/2と
なる値を閾値として、この値を越えた時点Ｔt/2から、
測定開始時の心拍数HRSTにより時間遅れ分（THR:50〜30
0msec）を変化させ、そのときの最大４つの熱希釈信号T
Cn（TC1,TC2,TC3,TC4）を検出することで行ない、これ
らの値にRAM42に格納する。検出点は、熱希釈信号CEFの
下降脚で最大値の10〜85％の範囲にあるものが使用され
る。これらの処理は、ステップS12に相当する。
出率測定用の熱希釈信号CEFおよび心電図信号ECGの取り
込みが開始され、それぞれの信号がA/D変換されたあ
と、RAM42に格納される。このときのデータの取込みは
熱希釈曲線表示器36bの点灯で確認できる。注入液温度
は測定開始から測定終了までの間でも最も低い値がRAM4
2に格納される。また測定開始時の心拍数HRSTのデータ
がRAM42に格納されるとともに、駆出率を算出するため
熱希釈曲線の最初の値を基線TSTとしてこのデータがRAM
42に格納される。プラトー部の認識は、第７図に示すよ
うに過去３秒間における心電図のQRS波のピークの1/2と
なる値を閾値として、この値を越えた時点Ｔt/2から、
測定開始時の心拍数HRSTにより時間遅れ分（THR:50〜30
0msec）を変化させ、そのときの最大４つの熱希釈信号T
Cn（TC1,TC2,TC3,TC4）を検出することで行ない、これ
らの値にRAM42に格納する。検出点は、熱希釈信号CEFの
下降脚で最大値の10〜85％の範囲にあるものが使用され
る。これらの処理は、ステップS12に相当する。
このとき血液温度は、LCD表示器37に表示されるととも
に、温度変化がバーグラフ表示される（ステップS13〜S
14）。
に、温度変化がバーグラフ表示される（ステップS13〜S
14）。
データが総て用意されたあとは、第８図に示す計算ルー
チンに基づいて駆出率を求める演算が行なわれる（ステ
ップS15〜S16）。
チンに基づいて駆出率を求める演算が行なわれる（ステ
ップS15〜S16）。
まず、検出した熱希釈曲線の各プラトー部の値TCnから
基線の値TSTを減算する処理を行なう（ステップS16
a）。
基線の値TSTを減算する処理を行なう（ステップS16
a）。
つぎに、減算値△Ｔbn＋１，△Tbn間で互いに除す処理
を行ない、３つの除算値RFnを得る（ステップS16b）。
を行ない、３つの除算値RFnを得る（ステップS16b）。
つぎに、１からこれら除算値RFnを減算して、駆出率EFn
を求める（ステップS16c）。
を求める（ステップS16c）。
算出した駆出率EFn（EF1,EF2,EF3）のうち最大値EFmax
を選択し、この値にカテーテル体内挿入長CLGを補正す
る演算を行ない、右室駆出率EFを求める（ステップS16d
〜S16e）。ここで、熱希釈曲線から算出される３つの駆
出率は最大値が最も誤差が少ないことが公知である。
を選択し、この値にカテーテル体内挿入長CLGを補正す
る演算を行ない、右室駆出率EFを求める（ステップS16d
〜S16e）。ここで、熱希釈曲線から算出される３つの駆
出率は最大値が最も誤差が少ないことが公知である。
なお、熱希釈信号TCnのデータが容易されていない場合
は、エラー処理となる（ステップS17）。
は、エラー処理となる（ステップS17）。
以上の演算は、次式で表される。
EF1＝１−（TC2−TST）／（TC1−TST） EF2＝１−（TC3−TST）／（TC2−TST） EF3＝１−（TC4−TST）／（5C3−TST） EF＝EFmax×（１−Kcorr×10-3・CLG） ここで、Kcorrは2.00〜3.00cm-1の値を取る補正係数で
あり、カテーテル１の材質およびサイズが変わると変化
する。CLGはカテーテル１の注入口２までの体内挿入長
である。
あり、カテーテル１の材質およびサイズが変わると変化
する。CLGはカテーテル１の注入口２までの体内挿入長
である。
また心拍出量COは、熱希釈信号CCOをスチュワート・ハ
ミルトンの式およびエドワーズの式より算出する。
ミルトンの式およびエドワーズの式より算出する。
１回拍出量SVは、心拍出量COを心拍数HRで除すことで求
める。
める。
右室拡張終期容量RVEDVは、１回拍出量SVを右室駆出率R
VEFで除して求める。
VEFで除して求める。
１回拍出量SVおよび右室拡張終期容量RVEDVを体表面積B
SAで除して規格化し、１回拍出係数SI、拡張終期容量係
数RVEDVIとして算出する。
SAで除して規格化し、１回拍出係数SI、拡張終期容量係
数RVEDVIとして算出する。
以上の演算は、次式で表される。
SV＝CO/HRST SI＝SV/BSA RVEDV＝SV/RVEF RVEDVI＝RVEDV/BSA 総ての測定が終了すると、測定データがRAM42に登録さ
れる（ステップS18）。
れる（ステップS18）。
また測定終了後は、表示切換えキー35bの操作でLED表示
器36Cに右室駆出率および右室拡張終期容量がそれぞれ
表示される。測定結果印字キー35cを押すと第９図に印
字例を示すように測定結果と測定波形が印字され、リス
ト印字キー35dを押すと５回分の測定結果と平均値が印
字される。
器36Cに右室駆出率および右室拡張終期容量がそれぞれ
表示される。測定結果印字キー35cを押すと第９図に印
字例を示すように測定結果と測定波形が印字され、リス
ト印字キー35dを押すと５回分の測定結果と平均値が印
字される。
拍出間駆出率表示キー35eを押すと、検出した３つの拍
出間毎の駆出率がLCD表示器37に表示される（ステップS
19〜S20）。
出間毎の駆出率がLCD表示器37に表示される（ステップS
19〜S20）。
なお、駆出率算出用熱希釈信号CEFのように階段状の波
形をエドワードの式から心拍出量を算出すると、計算値
がばらつくことが経験的に知られている。しかし、本装
置では熱希釈信号CEFを通常のサーモダイリューション
・カテーテル１と同程度の時定数のローパスフィルタ24
に通して、このフィルタ出力を心拍出量算出用熱希釈信
号CCOにして解析し、心拍出量を算出しているので、安
定した測定ができる。
形をエドワードの式から心拍出量を算出すると、計算値
がばらつくことが経験的に知られている。しかし、本装
置では熱希釈信号CEFを通常のサーモダイリューション
・カテーテル１と同程度の時定数のローパスフィルタ24
に通して、このフィルタ出力を心拍出量算出用熱希釈信
号CCOにして解析し、心拍出量を算出しているので、安
定した測定ができる。
以上説明したように本発明によれば、カテーテル内に残
留する冷水の指示薬の影響で生体組織および血液が冷却
されることによる誤差を補正することできるため、高い
精度でしかも簡便に心拍出量、右室駆出率および右室拡
張終期容量の測定が可能である。
留する冷水の指示薬の影響で生体組織および血液が冷却
されることによる誤差を補正することできるため、高い
精度でしかも簡便に心拍出量、右室駆出率および右室拡
張終期容量の測定が可能である。
第１図は心機能検査に用いられるカテーテルと接続コー
ドを示す平面図、第２図は第１図のII−II線断面図、第
３図は本発明による心機能測定装置の一実施例を示すブ
ロック図、第４図はこの心機能測定装置の平面図、第５
図は心機能測定装置の背面図、第６図は測定手順を示す
動作流れ図、第７図は駆出率の測定動作を説明するため
の波形図、第８図は駆出率の計算ルーチンを示す処理流
れ図、第９図は測定結果の印字例を示す図、第10図は測
定に伴う誤差の発生を説明するための波形図である。 １……カテーテル ２……注入口 ３……バルーン 4,12……サーミスタ ６……サーミスタ用コネクタ ７……カテーテル接続コード 10……装置本体 13……測温用プローブ 15……指示薬注入用ルーメン 20……血液温度検出回路 21,26……アイソレーショントランス 23……アナログスイッチ 24……ローパスフィルタ 25……注入液温度検出回路 30……同期信号発生回路 32……A/Dコンバータ 33……演算処理装置 34……入出力インターフェース 41……ROM 42……RAM
ドを示す平面図、第２図は第１図のII−II線断面図、第
３図は本発明による心機能測定装置の一実施例を示すブ
ロック図、第４図はこの心機能測定装置の平面図、第５
図は心機能測定装置の背面図、第６図は測定手順を示す
動作流れ図、第７図は駆出率の測定動作を説明するため
の波形図、第８図は駆出率の計算ルーチンを示す処理流
れ図、第９図は測定結果の印字例を示す図、第10図は測
定に伴う誤差の発生を説明するための波形図である。 １……カテーテル ２……注入口 ３……バルーン 4,12……サーミスタ ６……サーミスタ用コネクタ ７……カテーテル接続コード 10……装置本体 13……測温用プローブ 15……指示薬注入用ルーメン 20……血液温度検出回路 21,26……アイソレーショントランス 23……アナログスイッチ 24……ローパスフィルタ 25……注入液温度検出回路 30……同期信号発生回路 32……A/Dコンバータ 33……演算処理装置 34……入出力インターフェース 41……ROM 42……RAM
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 保坂 栄弘 東京都新宿区西落合１丁目31番４号 日本 光電工業株式会社内 (72)発明者 佐藤 陽二 東京都新宿区西落合１丁目31番４号 日本 光電工業株式会社内 (72)発明者 塩谷 真一 東京都新宿区西落合１丁目31番４号 日本 光電工業株式会社内 (72)発明者 今井 孝祐 群馬県前橋市昭和町３―39―22
Claims (1)
- 【請求項１】被検者の体内に挿入され、指示薬注入口が
右心室に位置するように留置されるカテーテルと、 このカテーテルの先端側に取り付けられ、右心室から駆
出される血液の温度を検出する測温センサと、 上記カテーテルを介して右心室に冷水の指示薬が注入さ
れたときに、上記測温センサによって血液温度の変化を
検出することで得られる熱希釈曲線から右室駆出率を算
出するための演算処理部と、 上記カテーテルの体内挿入長をこの演算処理部に入力す
るデータ入力手段とを備え、 上記演算処理部にて上記カテーテルの体内挿入長に起因
する測定誤差を補正した演算を行って右室駆出率を算出
することを特徴とする心機能測定装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2295044A JPH0693886B2 (ja) | 1990-10-31 | 1990-10-31 | 心機能測定装置 |
| US07/783,930 US5383468A (en) | 1990-10-31 | 1991-10-29 | Cardiac output and right ventricular ejection fraction system |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2295044A JPH0693886B2 (ja) | 1990-10-31 | 1990-10-31 | 心機能測定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04166130A JPH04166130A (ja) | 1992-06-12 |
| JPH0693886B2 true JPH0693886B2 (ja) | 1994-11-24 |
Family
ID=17815597
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2295044A Expired - Fee Related JPH0693886B2 (ja) | 1990-10-31 | 1990-10-31 | 心機能測定装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5383468A (ja) |
| JP (1) | JPH0693886B2 (ja) |
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|---|---|---|---|---|
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| US5797398A (en) * | 1993-08-13 | 1998-08-25 | Thermal Technologies, Inc. | Method and apparatus for measuring continuous blood flow at low power |
| BE1009291A6 (nl) * | 1995-04-14 | 1997-01-07 | Billiet Erik | Apparaat voor het meten van het bloeddebiet met behulp van een swan-ganz katheter. |
| US5928155A (en) * | 1997-01-24 | 1999-07-27 | Cardiox Corporation | Cardiac output measurement with metabolizable analyte containing fluid |
| DE69833656T2 (de) | 1997-08-26 | 2006-08-17 | Seiko Epson Corp. | Vorrichtung zur diagnose von pulswellen |
| US6299583B1 (en) | 1998-03-17 | 2001-10-09 | Cardiox Corporation | Monitoring total circulating blood volume and cardiac output |
| 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 |
| US6986744B1 (en) * | 1999-02-02 | 2006-01-17 | Transonic Systems, Inc. | Method and apparatus for determining blood flow during a vascular corrective procedure |
| WO2007087311A2 (en) * | 2006-01-25 | 2007-08-02 | The Trustees Of Columbia University In The City Of New York | Systems and methods for determining a cardiovascular parameter using temperature sensitive magnetic resonance imaging |
| EP1847218A1 (en) * | 2006-04-19 | 2007-10-24 | Pulsion Medical Systems AG | Patient monitoring apparatus for determining volume responsiveness of a monitored patient |
| ES2361134T1 (es) * | 2006-12-22 | 2011-06-14 | Pulsion Medical Systems Ag | Aparato de monitorización de pacientes para determinar un parámetro que representa un compartimiento de volumen intratorácico de un paciente. |
| US8200308B2 (en) * | 2007-07-18 | 2012-06-12 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Continuous measurement and mapping of physiological data |
| US20110224536A1 (en) * | 2008-08-01 | 2011-09-15 | The Trustees Of Columbia University In The City Of New York | Systems and methods for determining a temperature differential using temperature sensitive magnetic resonance imaging |
| JP2016187538A (ja) * | 2015-03-30 | 2016-11-04 | 日本光電工業株式会社 | 心拍出量測定装置 |
| 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 (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4817624A (en) * | 1985-12-20 | 1989-04-04 | The General Hospital Corporation | Mini-bolus technique for thermodilution cardiac output measurements |
| US4858618A (en) * | 1986-05-23 | 1989-08-22 | Baxter Travenol Laboratories, Inc. | Thermodilution method and apparatus for determining right ventricular ejection fraction |
| US4718423A (en) * | 1986-10-17 | 1988-01-12 | Spectramed, Inc. | Multiple-function cardiovascular catheter system with very high lumenal efficiency and no crossovers |
| US4856530A (en) * | 1987-05-14 | 1989-08-15 | Becton, Dickinson And Company | Catheter identifier and method |
| US4911174A (en) * | 1989-02-13 | 1990-03-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method for matching the sense length of an impedance measuring catheter to a ventricular chamber |
-
1990
- 1990-10-31 JP JP2295044A patent/JPH0693886B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1991
- 1991-10-29 US US07/783,930 patent/US5383468A/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US5383468A (en) | 1995-01-24 |
| JPH04166130A (ja) | 1992-06-12 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
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