(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体中の血流量を求めるシステムであって、
前記生体の血流経路中の部位で熱エネルギーレベルを所定の量だけ変化させる手段と、
前記部位の上流側の第１の位置および前記部位の下流側の第２の位置の温度を検出する手段と、
あるエネルギーレベルでの前記第１の位置と前記第２の位置の間の温度差を求める手段と、
変化させたエネルギーレベルでの前記第１の位置と前記第２の位置の間の温度差を求める手段と、
エネルギーレベルの変化とエネルギーレベルが変化する前後に測定された温度差との関数として血流量を算出する手段とを備えるシステム。
【請求項２】
前記第１の位置が、前記部位で発生する熱エネルギーの変化から実質的に熱絶縁される請求範囲第１項に記載のシステム。
【請求項３】
前記血流経路が生体の心臓の少なくとも一部を含み、血流量が心拍出量を表す請求の範囲第２項に記載のシステム。
【請求項４】
前記部位が少なくとも部分的に、心臓の右心房に存在し、前記第１の位置が心臓の大静脈内にあり、第２の位置が心臓の肺動脈内またはその近くにある請求の範囲第３項に記載のシステム。
【請求項５】
前記部位が少なくとも部分的に、心臓の右心房に存在し、前記第１の位置が心臓の大静脈内にあり、第２の位置が心臓の右心室内またはその近くにある請求の範囲第３項に記載のシステム。
【請求項６】
前記システムがカテーテルを含み、前記熱エネルギー変更手段が、前記カテーテルによって保持され血流経路内に位置決めされた熱エネルギー源であり、前記温度検出手段が、前記カテーテルを前記血流経路内に位置決めしたときに、前記熱エネルギー源が前記部位に位置し、前記温度センサがそれぞれ、前記第１の位置および第２の位置に位置するように前記カテーテルによって保持された温度センサである請求の範囲第１項から第５項のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項７】
生体中の血流量を求めるシステムであって、
前記生体の血流経路中の部位で熱エネルギーレベルを第１のレベルから第２のレベルに変化させる手段と、
前記第１のレベルでの、前記部位の上流側の第１の位置での前記血流経路中の温度と前記部位の下流側の第２の位置での前記血流経路中の温度の間の温度差の特性を判定する手段と、
前記第２のレベルでの、第１の位置での前記血流経路中の温度と第２の位置での前記血流経路中の温度の間の温度差の特性を判定する手段と、
前記温度差の特性間の差と前記第１のレベルから前記第２のレベルへの熱エネルギーの変化との関数として血流量を算出する手段とを備えるシステム。
【請求項８】
前記特性判定手段が、指定された期間にわたって前記特性を判定する請求の範囲第７項に記載のシステム。
【請求項９】
前記各特性が、温度差の平均である請求の範囲第８項に記載のシステム。
【請求項１０】
指定された期間が、少なくとも１呼吸サイクルである請求の範囲第８項に記載のシステム。
【請求項１１】
前記血流経路が生体の心臓の少なくとも一部を含み、血流量が心拍出量を表す請求の範囲第７項から第10項のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項１２】
前記部位が少なくとも部分的に、心臓の右心房に存在し、前記第１の位置が心臓の大静脈内にあり、第２の位置が心臓の肺動脈内またはその近くにある請求の範囲第11項に記載のシステム。
【請求項１３】
前記部位が少なくとも部分的に、心臓の右心房に存在し、前記第１の位置が心臓の大静脈内にあり、第２の位置が心臓の右心室内またはその近くにある請求の範囲第11項に記載のシステム。
【請求項１４】
前記各特徴温度差判定手段が、
前記熱エネルギーが前記第１のレベルであるときと、前記熱エネルギーが前記第２のレベルであるときに、１呼吸サイクルまたは複数呼吸サイクルの各サイクル中に前記部位の上流側の前記第１の位置および前記部位の下流側の前記第２の位置での温度を検出する手段と、
前記熱エネルギーが前記第１のレベルであるときと、前記熱エネルギーが前記第２のレベルであるときに、各呼吸サイクルごとに前記温度間の温度差を求める手段と、
複数呼吸サイクルにわたって前記温度差の平均を求める手段とを含む請求の範囲第７項に記載のシステム。
【請求項１５】
前記熱エネルギーレベル変更手段が、前記部位で所定量の電力Ｐを印加して前記熱エネルギーレベルを前記第１のレベルから前記第２のレベルに変化させ、
前記血流量を算出する手段が、
電力Ｐおよび、算出された平均上昇時温度差の関数として上昇時心拍出量成分を算出する手段と、
電力Ｐおよび、算出された平均下降時温度差の関数として下降時心拍出量成分を算出する手段と、
上昇時心拍成分、下降時心拍成分および血液の熱容量の関数として心拍出量を算出する手段とを含む請求の範囲第７項に記載のシステム。
【請求項１６】
前記システムが、心拍出量を繰り返し算出して、実際上連続的な心拍出量の算出を行う請求の範囲第７項から第10項のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項１７】
さらに、心拍出量の反復計算に応答して、前記算出値を、選択された反復計算回数にわたって平均して、前記選択された計算回数の平均心拍出量を求める手段を含む請求の範囲第16項に記載のシステム。
【請求項１８】
生体中の血流量を求めるシステムであって、
前記生体の血流経路中の部位で、選択された血液パラメータの値を第１のレベルから第２のレベルに変化させる手段と、
前記第１のレベルで、前記部位の上流側の第１の位置での前記血流経路中の選択されたパラメータの値と前記部位の下流側の第２の位置での前記血流経路中の選択されたパラメータの値との差を求める手段と、
前記第２のレベルで、第１の位置での前記血流経路中の選択されたパラメータの値と、第２の位置での前記血流経路中の選択されたパラメータの値との差を求める手段と、
前記第１のレベルで得られた値と前記第２のレベルで得られた値との差を求める手段と、
前記第１のレベルで得られた値と前記第２のレベルで得られた値との差と、前記第１のレベルから前記第２のレベルへの選択されたパラメータの値の変化との関数として血流量を算出する手段とを備えるシステム。
【請求項１９】
前記血流経路が生体の心臓の少なくとも一部を含み、血流量が心拍出量を表す請求の範囲第18項に記載のシステム。
【請求項２０】
前記変化手段および前記温度検出手段が位置するカテーテルをさらに含み、前記カテーテルが血流経路内に位置決めされるように構成されており、前記検出手段が前記第１の位置および前記第２の位置において温度センサを含む、請求の範囲第１項から第５項のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項２１】
心拍出量の反復された算出が選択された時間周期にわたって平均されて、前記選択された時間周期にわたって平均された心拍出量を提供する、請求の範囲第16項に記載のシステム。
【請求項２２】
前記各特徴温度差判定手段が、前記熱エネルギーが前記第１のレベルであるときと、前記熱エネルギーが前記第２のレベルにあるときに、１呼吸サイクルまたは複数呼吸サイクルの各サイクル中に前記部位の上流側の前記第１の位置および前記部位の下流側の前記第２の位置での温度を検出する手段と、前記熱エネルギーが前記第１のレベルであるときと、前記熱エネルギーが前記第２のレベルであるときに、各呼吸サイクルごとに前記温度間の温度差を求める手段と、複数呼吸サイクルにわたって前記温度差の平均を求める手段とを含む請求の範囲第７項に記載のシステム。
【請求項２３】
前記熱エネルギーレベル変更手段が、前記部位で既知の電力Ｐを印加して前記熱エネルギーレベルを前記第１のレベルから前記第２のレベルに変化させ、前記血流量を算出する手段が、電力Ｐおよび、算出された平均上昇時温度差の関数として上昇時心拍出量成分を算出する手段と、電力Ｐおよび、算出された平均下降時温度差の関数として下降時心拍出量成分を算出する手段と、上昇時心拍成分および下降時心拍成分の関数として心拍出量を算出する手段とを含む請求の範囲第１項に記載のシステム。
【請求項２４】
生体内の血流量を求めるシステムであって、
カテーテルであって、
抵抗ヒータと、
ヒータの第１の側の第１の位置における第１の温度センサと、
ヒータの第２の側の第２の位置における第２の温度センサとを含むカテーテルと、
ヒータに操作可能に接続され、ヒータの所定量のエネルギーを供給することが可能な、電圧が制御可能な電源と、
第１の温度センサと第２の温度センサとに操作可能に接続され、第１の温度センサと第２の温度センサとの間の温度差を求めることが可能な、差分増幅器と、
差分増幅器に操作可能に接続され、所定量のエネルギーがヒータに供給される前の第１の温度センサと第２の温度センサとの第１の温度差と、所定量のエネルギーがヒータに供給された後の第１の温度センサと第２の温度センサとの第２の温度差との関数として血流量を算出する算出手段とを含むシステム。
【請求項２５】
算出手段が、所定量のエネルギーがヒータに供給される前の第１の温度センサと第２の温度センサとの第１の温度差と、所定量のエネルギーがヒータに供給された後の第１の温度センサと第２の温度センサとの第２の温度差との関数として血流量を算出するようにプログラムされたマイクロプロセッサである、請求の範囲第24項に記載のシステム。
【請求項２６】
第１の温度センサの第１の位置が、ヒータにおいて発生する熱エネルギー変化から実質的に熱絶縁されるようにヒータから十分な距離をおいている、請求の範囲第24項に記載のシステム。
【発明の詳細な説明】
発明の分野
本発明は、全般的には、体内の血流量を測定する技法に関し、さらに詳細には、好ましくは、心臓内を流れる血液の熱エネルギー変化を測定する一つまたは複数の温度センサを使用することと、この測定に応答して固有のデータ処理技法を使用して心拍出量を求めることに関する。
発明の背景
本発明は、体内の様々な位置での血流量を測定するために一般的に使用できるが、心臓中の血流量を測定して心拍出量を測定できるようにするうえで特に有用である。心拍出量を測定する多数の技法が従来技術で提案されている。技術文献および特許文献に記載された典型的な熱希釈技法として、“A Continuous Cardiac Output Computer Based On Thermodilution Principles",Normann等,Annals of Biomedical Engineering,第17巻,1989年、“Thermodilution Cardiac Output Determination With A Single Flow−Directed Catheter",00rrester等,American Heart Journal,第83巻，第３号,1972年、"Understanding Techniques for Measuring Cardiac Output",Taylor等,Biomedical Instrumentation ＆ Technology,1990年５月/6月、1985年４月２日に発行されたM.L.Yeldermanの米国特許第4507974号、1988年11月22日に発行されたEggers他の米国特許第4785823号、1991年３月19日に発行されたJohn  H.Petreの米国特許第5000190号が挙げられる。
心拍出量の定量化における基本的な制限は、血流に固有の熱変動が存在することである。以前の方法は、そのような変動を防止することなしに、入力信号の効果を観測し心拍出量を算出するものである。本明細書に記載した本発明は、異なる測定技法を使用して、熱変動の影響をほぼなくし、最小熱入力信号を使用できるようにし、それにより、測定を頻繁にあるいは連続的に行えるようにする。
診断をより迅速に行い、患者の状態の変化を、現行の技法を使用した場合に可能なよりも連続的に監視することができるように、実際上連続的に、すなわち１分間に数回にわたって正確な心拍出量が得られることが望ましい。さらに、心拍出量を心拍ごとに瞬時に測定して、心拍ごとに発生する相対変化を評価すると共に、逆流が存在するかどうかを判定することが望ましい。
発明の概要
本発明の全般的な原則によれば、指示物質または指示作因を、血流中の一対の検出器間に導入する技法を使用して血流量または心拍出量、あるいはその両方が迅速に求められる。検出器は、血流中の選択された指示作因の濃度または大きさに機能的に関係するパラメータを検知する。検出器は、選択されたパラメータが二つの検出器の間に存在する際に、測定値が、そのパラメータの差分値からなるようにするのに機能的に十分な距離だけ離して位置決めされる。指示作因はたとえば、血液のpHの変化させる物質でも、あるいは熱エネルギーを伝達する流体ボーラスでも、あるいは血液の選択された特性を変化させる物質でもよく、あるいは熱エネルギーを直接導入することもできる。
指示作因を導入する前に、選択した血液パラメータが二つの検出器の位置に存在するときのそのパラメータの値の差を求める（すなわち、第１の差分値）。次いで、選択した指示作因を所定の量だけ導入する。次いで再び、選択した血液パラメータが二つの検出器の位置に存在するときのそのパラメータの値の差を求める（すなわち、第２の差分値）。
次いで、検出器の特定の位置に応じて、血流量または心拍出量を、第１の差分値と第２の差分値の関数として求めることができる。血流量または心拍出量の最終的な測定値が二つの差の差に基づくものなので、システムは、非常に小さな指示作因を導入することによって効果的に動作する。このため、実際上連続的な測定が行われるように測定を迅速に行うことができる。
本発明の好ましい実施例によればたとえば、低レベルの熱エネルギー入力で迅速に心拍出量を求めることができる。そのような動作を行うために、好ましい実施例では、本発明の技法は、生体の心臓内を流れる血液の経路に挿入されたカテーテル内の選択された二つの位置に位置決めされた一対の温度センサを使用する。このセンサは、二つの位置の間の温度差を検出する。循環系中の温度センサの位置を応じて、測定される温度差は、時間の経過と共に変動する。たとえば、一方のセンサがたとえば大静脈に位置し、第２のセンサが心室動脈または肺動脈に位置するように温度センサを心臓内に配置したとき、温度差が呼吸サイクルと同期して変動することが観測された。
したがって、本発明の好ましい実施例では、少なくとも１呼吸サイクルにわたる温度差を測定し平均して平均温度差が求められる。平均処理または積分処理により、心拍出量を求める際の交絡因子としての、循環・呼吸誘発変動などの瞬間血液温度変動の影響が実際上なくなる。
そのような測定を行うにはまず、熱エネルギーが血流量経路に導入されない少なくとも１呼吸サイクルの期間にわたって平均温度差を算出する。次いで、比較的小さな所定の大きさの熱エネルギーを血流量経路に導入して、この経路中の二つの温度センサの間の位置で加熱動作を行う。加熱によって誘発される温度上昇が安定した後、より高い方の温度レベルでの少なくとも１呼吸サイクルの期間にわたる温度差測定値から、二つの位置の間の平均温度差を再び算出する。熱エネルギーをオンにしたときに発生する、平均温度差間の差、すなわち上昇温度差を求める。熱エネルギーをオフにしたときの平均温度差間の差、すなわち下降温度変化を同様に求める。熱エネルギー入力と上昇温度変化および下降温度変化の関数として心拍出量を算出する。測定を行う際に使用される熱エネルギーレベルが比較的低いので、心拍出量を実際上連続的にあるいはほぼ連続的に求められるように測定シーケンス全体をたとえば毎分複数回にわたって安全に繰り返すことができる。
本発明の他の実施例によれば、熱エネルギー源としても働く温度センサ、たとえばサーミスタは、心臓血流経路中の第３の位置に位置決めされる。センサの温度を第１の温度レベルから第２の温度レベルに高めるのに十分な電力がセンサに供給される。本発明の一実施例では、センサに供給する電力を変動させることによってセンサの温度が第１のレベルから第２のレベルに変更され、第２のレベルで一定に維持される。そのような電力変動は、瞬間流速に比例し、したがって一定の流動面積を仮定すると、瞬間心拍出量に比例する。したがって、センサ加熱電力およびセンサでの温度増分の測定を使用して、瞬間心拍出量を連続的に求めることができる。さらにたとえば、下流側の一方の心室の出口にセンサを配置すると、心拍サイクルにわたる流出量の変動を分析して、心拍サイクルにわたる心臓出口弁の逆流特性を示すことができる。さらに、そのような瞬間心拍出量の測定をさらに改良し、近くの位置にある他の温度センサによって血液の瞬間温度を測定し、心拍出量を求める際にそのような温度を適切に考慮することにより、心臓内を流れる血液の温度の変動を補償することができる。
他の応用例では、前述の連続心拍出量の測定と瞬間心拍出量の測定を組み合わせることができる。したがって、三つの温度センサおよび熱エネルギー源をすべて組み合わせて使用して、時間平均心拍出量を正確にかつ実際上連続的に求め、同時に心拍サイクルの各瞬間ごとの瞬間心拍出量を求めることができる。他の応用例では、二つの温度センサおよび熱エネルギー源を妥当なシーケンスで使用して、平均心拍出量を求め、かつ瞬間心拍出量を求めることができる。
発明の説明
添付の図面を用いて、本発明をさらに詳しく述べる。
第１図は、人間の心臓の概略図である。
第２図は、本発明で使用されるカテーテルの概略図である。
第３図は、本発明で使用されるプロセスのステップを示すフローチャートである。
第3A図は、第３図で示したプロセスで得られた平滑な温度差曲線を示す図である。
第４図は、本発明で使用される他のプロセスのステップを示すフローチャートである。
第５図は、本発明で使用される他のプロセスのステップを示すフローチャートである。
第６図は、本発明で使用される温度／時間関係を示すグラフである。
第7A図は、本発明で使用される他のカテーテルの概略図である。
第7B図は、本発明の他のプロセスのステップを示すフローチャートである。
第8A図は、本発明の他のプロセスのステップを示すフローチャートである。
第8B図は、本発明の他のプロセスのステップを示すフローチャートである。
第8C図は、本発明の他のプロセスのステップを示すフローチャートである。
第9A図は、本発明で使用されるパラメータ関係のグラフである。
第9B図は、本発明で使用されるパラメータ関係のグラフである。
第9C図は、本発明で使用されるパラメータ関係のグラフである。
第10図は、本発明で使用されるカテーテルに関する流量値を較正するために使用されるグラフである。
人間の心臓10を非常に簡単な図で表す第１図で分かるように、可とう性カテーテル11は、静脈を通して心臓の右心房または心耳12に挿入され、次いで右心室13内を通り、最終的にカテーテルの端部は、肺に至る出口または肺動脈14内またはその近くに位置する。周知のように、血液は（矢印で表したように）静脈15、すなわち大静脈から右心房および右心室に流入し、次いで外側に肺へ流れ、その後肺から左心房16内に戻り、左心室17内を流れ、次いで外側に大動脈18に流入する。
第１図に関して示した本発明の実施例によれば、温度センサ、たとえばサーミスタは、カテーテルによって保持され、そのため、第１図に示したように挿入されたときに、第１のセンサ19は大静脈15または右心房12内の位置に位置決めされ、第２のセンサ20は肺動脈14内またはその近くの位置に位置決めされる。
話を簡単にするために、温度センサ19および20がそれぞれ温度T1およびT2を測定する二つの異なる位置にある伸張状態の可とう性カテーテル11を第２図に示す。カテーテル11によって支持または保持される熱エネルギーの出力源21は、右心房中のセンサ19とセンサ20の間の位置に位置決めされる。特定の実施例では、カテーテルで支持される出力源はたとえば、カテーテル11の表面上に配置され、あるいはその表面に埋め込まれ、熱エネルギーすなわち熱を生成するために制御可能なレベルでのAC電圧またはDC電圧（図示せず）が供給される抵抗線コイルである。熱エネルギーの大きさは、心臓内を流れる血液の温度を上げるためにその血液に伝達される所定の量の熱エネルギーを、選択された時間に挿入するように適切に制御することができる。エネルギー源は、センサ19を熱エネルギー源の位置から実際上熱絶縁するのに十分な距離に位置決めされる。
センサ19および20ならびにエネルギー源21の位置を第１図に示すことができるが、代替位置を使用することもできる。したがって、センサ19を大静脈15内に位置決めすることができ、その場合、エネルギー源は右心房12に配置され、センサ20は右心房または右心室内に配置される。さらに、センサ19を大静脈15内に位置決めした場合、通常縦長のエネルギー源21全体を右心房内に位置決めする必要はなく、大静脈中の位置および右心房中の位置を有することができる。そのようなエネルギー源は好ましくは、少なくとも部分的に右心房内に位置するべきである。さらに、センサ20は、右心室中の肺動脈14の近くに位置決めすることも、あるいは肺動脈自体中の右心室の近くに配置することもできる。
それぞれ、熱エネルギー源21から上流側および下流側の位置19および20での温度T1およびT2は、ディジタルマイクロプロセッサによって適切に監視される。本発明によれば、瞬間温度はそれぞれ、温度センサ19および20の出力T1（ｔ）およびT2（ｔ）として得られる。これらの出力は、それらの間の温度差△Ｔ（ｔ）＝T1（ｔ）−T2（ｔ）に比例するアナログ信号を生成するように差分増幅器に接続される。温度差信号△Ｔ（ｔ）は、アナログディジタル／サンプリング回路によって、選択された時間間隔にディジタル化されサンプリングされる。ディジタル化されサンプリングされた温度差値と既知の熱エネルギー値は、ディジタルマイクロプロセッサに供給され、ディジタルマイクロプロセッサは次いで、データを処理して所望の心拍出量情報を提供する。ホストマイクロプロセッサで使用される処理段は、マイクロプロセッサの適切なプログラミングによって実施されるが、これについては下記で第３図から第６図にしたがって論じる。
熱エネルギー源21は交互にオンにされオフにされる。各変化の後に熱安定に達し、かつほぼ一定の血流量があると仮定した場合、各ケースで安定な温度差を測定することができる。熱エネルギー源よりも先へ流れる血液の量、すなわち心拍出量をそのような温度差測定値から導出することができる。しかし、そのような導出は、血流量の測定に影響を与える二つの因子によって複雑になる。第１に、心臓内の血流量は一定ではなく、心臓が収縮するたびにサージする。第２に、心臓内を流れる血液の温度は一定ではなく、各呼吸サイクルごとに変動する。好ましい実施例では、下記で論じるように、データの処理においてそのような因子を考慮に入れる。
心拍出量を求めるプロセスは、第１の実施例では、T1およびT2の検知温度に応答し、第３図から第５図に示したフローチャートによって示したステップを実施するようにプログラムされたマイクロプロセッサ２で実施される。そのようなフローチャートの知識から、当業者なら、パーソナルコンピュータなど適当な既知のディジタルマイクロプロセッサを図のステップを実施するように適当にプログラムすることができよう。
第３図は、プロセスＩとして識別され、心拍出量を求めるために温度データの処理全体で使用される基本プロセスを示す。このプロセスは引き続き第４図および第５図に示されている。第３図に示した基本プロセスでは、時間△Ｔ（ｔ）の関数としての温度差は、T1（ｔ）およびT2（ｔ）に応答する差分増幅器によって求められる。そのような差は、心拍出量を求められている人の呼吸サイクルに主として依存する、時間の関数として循環的に変動する、第3A図に示した平滑な温度差曲線を生成するように、実際上平滑化し、あるいはフィルタすることができる。
各呼吸サイクルごとの周期τ1,τ2,...τｎは、ｎサイクルにわたって求められる。各サイクルでの温度差の特性が求められる。たとえば、そのような特性は好ましくは、各サイクル中の平均温度差（△Ｔγ１，△Ｔγ２...△Ｔγ２...△Ｔγｎ）である。
（ピーク温度差はたとえば、判定された特性であってもよい）。このような平均温度差（△Ｔγｎ）は、関与するｎサイクルにわたって加算され、ｎで除されサイクル（△Ｔγｎ）当たりの平均温度差が求められる。プロセスＩの使用法は、第４図に示されプロセスIIとして識別された処理ステップに示されている。
第４図で分かるようにまず、熱エネルギー源21（すなわちヒータ）をオフにしたときにプロセスＩのステップが実施され、サイクル当たりの平均△Toff値が求められ適切に記憶される。そのような測定が行われるサンプリング時間を第６図に期間S1として示す。
次いで、ヒータ21が指定の期間中オンにされ、心臓内を流れる血液に既知の量の電力Ｐが供給され、したがって、ヒータよりも先へ流れる血液の温度が上がり、第６図に示しD1として指定された遷移上昇期間または遅延上昇期間にわたって温度差△Ｔ（ｔ）が増加する。その後、温度差は、第２のサンプル期間S2にわたってほぼ安定する。第４図で分かるように、ヒータ21をオンにして温度が安定した後、プロセスＩが、この場合もｎサイクル、たとえば期間S2にわたって実施され、ヒータがオンのときの平均温度差△Tonが求められ適切に記憶される。次いで、ヒータがオフにされ、温度が、第６図に示しD2として指定した遷移下降期間または遅延下降期間tF1にわたって、ほぼ以前の値まで下降していく。
下記の関係により、エネルギーがオフのときの平均温度差と、エネルギーがオンのときの平均温度差を使用して心拍出量が求められる。
0003557211.tif 000002
上式で、Ｆ＝流量
Ｐ＝電力
Cp＝熱キャパシタンス
△Ton＝電力オン時の平均温度
△Toff＝電力オフ時の平均温度
第５図で分かるように、プロセスIIのステップは、それぞれ、第６図に示したように期間S1、D1、S2、D2を含むものとして指定される、Ｎデータ収集サイクルにわたって無限に繰り返される。各データ収集サイクルごとに、S2での平均温度差△TonとS1での平均温度差△Toffの間の上昇時温度差△TRと、S1での平均温度差△ToffとS2での平均温度差△Tonの間の下降時温度差△TFが求められる。
流量FRは、各データ収集サイクルごとに、エネルギー源またはヒータ21によって血流量流に導入される電力Ｐの既知の量、血液の既知の熱キャパシタンスCp、下記の関係によってデータ収集サイクルS1＋D1＋S2にわたって発生する平均温度差△Tonと△Toffの差から算出される。
0003557211.tif 000003
同様に、流量FRは、Ｐと、Cpと、下記の関係によってデータ収集サイクルS1＋D1＋S2の後半部分にわたって発生する平均温度差△Tonと△Toffの差から算出される。
0003557211.tif 000004
第６図に示したように、FRとFFが平均され、１データ収集サイクルにわたる平均流量（Ｆ）が得られる。
0003557211.tif 000005
適当な較正定数を使用してFR、FF、Ｆの値を調整することができる。
したがって、二つの温度センサ19および20を使用することにより、第３図から第６図によって毎分数回にわたって心拍出量を求め、実際上連続的な心拍出量値を得ることができる。比較的低い電力レベルを使用してそのような測定を行うことができるので、熱エネルギーを導入することによって心臓が損傷を受ける恐れはほぼなくなる。
指示作因としての熱の直接導入と温度の測定に関して前述の方法を説明したが、当業者なら、血流のpHに影響を及ぼし、あるいは他の血液パラメータを変更する指示作因を使用することにより、前述の技法を容易に実施することができることが明白であろう。
ある種の状況では、たとえば瞬間心拍出量や、個別の各心拍サイクル（すなわち各心拍）にわたって平均された心拍出量など、心拍出量をより頻繁に示すことが望ましい。そのような情報は、下記で第７図および第８図にしたがって論じる本発明の他の実施例を使用して提供することができる。（第7A図に示したように）カテーテル31の遠位端の近くの位置にある単一の温度センサ30を使用して、瞬間血液速度または心拍間血液速度Ｖ（ｔ）を求めることができる。１データ収集サイクルまたは複数データ収集サイクルにわたって平均された心拍出量と血液速度を組み合わせて、瞬間心拍出量を算出することができる。使用するプロセスは、第7B図に示されプロセスIVとして識別されたプロセスに示されている。
第7B図で分かるように、温度センサ30で時間の関数として検知された最初の温度T3i（ｔ）が前記と同様に平滑化またはフィルタされ、最初の時間t0で適切に測定され記憶される。温度センサ自体の温度△T3の所定の上昇が選択される。次いで、時間t0で、温度センサ30に接続された電源30Aから温度センサ30に電力が供給され、温度T3（ｔ）が所定量だけ上がる。
電力は、特定の測定のニーズと必要な回路の相対的な簡単さまたは複雑さに従って異なるようにセンサに供給することができ、そのような三つの方法が第8A図、第8B図、第8C図に示されている。
たとえば、第１の動作モード（第8A図）では、第9A図に示したように、局所血液温度が時間と共に変化するときでも最終的なセンサ温度T3f（ｔ）を、最初の温度T3i（t0）よりも最初のレベル△T3だけ高い値で一定に維持し、すなわちT3f＝T3i（t0）＋△T3であるように、センサに加熱電力を供給することができる。そのような条件の下では、センサは、瞬間局所血液温度Tb（ｔ）よりも時変温度増分△T3（ｔ）だけ高い値に維持される。
また、第２の動作モードでは、第9B図に示したように、時変局所血液温度よりも固定温度増分だけ高い値に連続的にセンサを維持するように、センサに電力を供給することができる。そのような条件の下では、△T3（ｔ）＝△T3、すなわち定数であり、センサ温度はT3f（ｔ）＝△T3＋T3i（ｔ）に従って変化する。
温度センサが温度検知抵抗器またはサーミスタであるとき、第３の加熱モードも好都合である。したがって、サーミスタを使用するとき、局所血液温度に対応するセンサの抵抗よりも一定抵抗増分だけ高い値にセンサを維持する電気加熱回路を設計すると好都合である。Ｒが、センサ温度Ｔに対応する抵抗である場合、このような条件は、△R3（ｔ）＝△R3、すなわち定数で表され、センサ抵抗は、第9C図に示したようにR3f（ｔ）＝△R3＋R3i（ｔ）に従って変動する。次いで、温度△T3（ｔ）の変化が、心拍サイクルにわたって積分された比で抵抗R3（ｔ）の変化と置き換えられる。そのような動作モードのさらに詳しい説明および例示的な装置は、1977年11月29日に発行された米国特許第4059982号に提示され記載されている。前述の三つの手法のどれを用いた場合でも、温度の上昇（△Ｔ）をもたらすために電力（Ｐ）が供給され、次いで、電力と温度上昇は共に、瞬間血液速度、したがって血流量に関係付けられる。
センサ加熱電力および温度を測定し、これを使用して心拍出量に関するさらに詳細な情報を提供する技法を下記で説明する。使用する技法は、瞬間心拍出量の測定に適用することも、個別の心拍サイクル中の心拍出量に測定に適用することもできる。そのような詳細な測定情報により、医者の診断機能が大幅に向上する。
まず、瞬間体積流量（前述の位置で測定した場合は心拍出量）を測定する方法について説明する。前述の特定の各実施態様ごとに、温度センサ30に印加される電力P3（ｔ）は、センサの最終温度を所望の値T3fに維持するように制御される。温度センサ30に印加される電力、またはさらに一般的には、センサに印加される電力と温度増分の比、すなわちP3（ｔ）／△T3（ｔ）は、センサの周りを流れる液体の流体特性および流動特性と直接相関する。
たとえば、必要なセンサ電力と局所流体速度Ｖ（ｔ）の間の関係は次式の形の相関によって与えられる。
Ｐ（ｔ）＝４πka△Ｔ（ｔ）［１＋C1Prn（2aρＶ（ｔ）／μ）ｍ］
上式で、Ｐ（ｔ）＝センサへの瞬間電力
ｋ＝流体の熱伝導率
ａ＝センサ半径
△Ｔ（ｔ）＝加熱されたセンサと加熱されていない流体の温度の間の瞬間温度差
C1＝較正定数
Pr＝流体の粘度μ、熱容量Cp、熱導電率ｋに関係する無次元「プラントル」数
n,m＝実験データから求められる羃指数
ρ＝流体密度
μ＝粘度
Ｖ（ｔ）＝瞬間流体速度
センサ付近の流体速度は、必要なセンサ加熱電力から求めることができる。次いで、さらに血管内の流体流量の分布に関する一つの仮定を立てることにより、血管中の体積流量を求めることができる。たとえば、血管内の一様な速度プロフィルを仮定すると、体積流量F3は次式によって与えられる。
F3＝VA
上式で、Ｖは血管中の流体速度であり、Ａは流体面積である。流体流動面積Ａが未知である場合、血管中の平均体積流量を測定することによって推定することができる。そのような平均体積流量はたとえば、前述の本発明の技法を使用し、あるいは他の技法を使用して匹敵する情報を生成することによって求めることができる。たとえば、Ｆが、通常、前述のように数心拍サイクルにわたって測定された、平均心拍出量であり、Ｖが、少なくとも１心拍サイクルにわたる瞬間流動速度の平均値を算出することによって求められた平均流体速度である場合、平均流動面積Ａに関するそのような一つの推定は次式によって与えられる。
Ａ＝F/V
したがって、センサの測定加熱電力を与えた場合、所望の瞬間、すなわちF3（ｔ）＝Ｖ（Ｅ）Ａの流体速度を算出し、次いで体積流量を算出し、体積流量の瞬間測定値、すなわち心拍出量を得ることができる。
他の実施例における単一心拍サイクルにわたって心拍出量を測定する方法について説明する。前記でそれぞれの異なる実施態様で説明したように、温度センサ30に印加される電力P3（ｔ）は、センサの温度を所望の信号値T3fに維持するように制御される。温度センサ30に印加される電力、またはさらに一般的には、前述のように、センサに印加される電力と温度増分の比、すなわちP3（ｔ）／△T3（ｔ）は、センサ付近の液体流量の特性と直接相関する。したがって、１心拍サイクルにわたる電力・温度比の積分値は、その心拍サイクルにわたる平均心拍出量と直接相関し、すなわちそれに比例し、次式が成立する。
0003557211.tif 000006
上式は、次式のように表すこともできる。
0003557211.tif 000007
上式で、Ｔは、心拍サイクルの周期を表し、Ｆは、心拍サイクルにわたって平均された対応する心拍出量を表す。したがって次いで、センサからの測定され積分された電力信号および温度信号から、個別の心拍サイクルにわたる平均心拍出量Ｆを求めることができる。
さらに、心拍サイクルごとの心拍出量の変化を簡単に定性的に示す必要がある場合は、心拍サイクルにわたる積分された電力と平均心拍出量の明白な相関関係を省略することができる。そのような情報を得るには、所与の心拍出量測定値を、心拍サイクルにわたって積分されたセンサ信号に対応する測定値に関連するものとみなす。心拍出量の測定値は、本発明に記載した技法または他の類似の技法によって間欠的に得ることができる。心拍出量が、心拍のサイクルにわたって積分されたセンサ信号の値と相関することが分かっているので、センサ信号の変化は、心拍出量の対応する変化を示す。
ある種の状況では、センサよりも先へ流れる血液の温度変動を補償することが望ましい。というのは、この変動によってＦ（ｔ）の値が影響を受けるからである。そのようの補償プロセスを第7B図にプロセスIVとして示す。このプロセスでは、温度T2（ｔ）は、センサ30（第7A図参照）から離れた位置で第２のセンサ（たとえば、センサ19でもセンサ20でもよい）によって検知される。たとえば、加熱されたセンサが、局所血液温度よりも一定の増分だけ高い値に維持されるプロセスでは、瞬間血液温度を知る必要がある。この場合、センサが加熱されないときに測定される温度T3（ｔ）の代わりに温度T2（ｔ）が使用される。
他の代替実施例では、（第２図に示したように）二つのセンサ19および20しか使用されず、（第7A図中のセンサ30と等価の）瞬間心拍出量を算出する際の一次センサとしてセンサ20を使用し、二次温度補償センサとしてセンサ19を使用することができる。そのような実施例では、センサ19および20を使用して、第３図から第６図で述べたように平均心拍出量を求め、その後、第7B図と、第8A図または第8B図または第8C図で述べたようにセンサ19およびセンサ20を使用して瞬間心拍出量を求めることができる。そのような平均心拍出量と瞬間心拍出量の測定は、必要に応じて心拍情報の両方の形で提供するためにマイクロプロセッサによって順次に行われる。
前述のように、前述のカテーテルを使用する際、前述のプロセスによって求められる様々な流量値は、流量に比例するが、適切に較正されない限り実際の流量値に等しくならないことがある。というのは、計算値と実際の値の対応が、特定のカテーテルが構築され使用される方法に依存するからである。特定のカテーテル用の較正定数は、次式の関係に従って計算流量と実際の流量を関係付ける曲線の勾配および切片によって表すことができる。
Factual＝aFcalc.＋ｂ
上式で、第10図に示したように、“a"は直線35の勾配であり、“b"は垂直軸に沿った線35の切片である。曲線35は、既知のカテーテルおよびそのカテーテルの既知の流量値を使用して曲線36を構築することによって得ることができる。最良の直線適合は、線35として求められる。この結果、勾配“a"および切片“b"が求められる。“a"および“b"に関してそのように求められた値を、各ケースの計算流量値と共に使用して、計算流量から実際の流量を求めることができる。
前記の説明は、本発明の好ましい実施例を論じたものであるが、当業者なら、本発明の趣旨および範囲内でこれらの実施例の修正が思いつこう。したがって、本発明は、添付の請求の範囲で定義されるものを除いて、前述の特定の実施例に限ると解釈すべきものではない。
【図１】
0003557211.tif 000008
【図２】
0003557211.tif 000009
【図３Ａ】
0003557211.tif 000010
【図７Ａ】
0003557211.tif 000011
【図９Ａ】
0003557211.tif 000012
【図９Ｂ】
0003557211.tif 000013
【図３】
0003557211.tif 000014
【図９Ｃ】
0003557211.tif 000015
【図１０】
0003557211.tif 000016
【図５】
0003557211.tif 000017
【図７Ｂ】
0003557211.tif 000018
【図８Ａ】
0003557211.tif 000019
【図８Ｂ】
0003557211.tif 000020
【図８Ｃ】
0003557211.tif 000021