(57)【要約】静脈の血流路内の熱エネルギーレベルを変化させ、かつ動静脈両方の血流路内の温度を決定することによって生体内の血流量を決定する技術を開示する。血流量は、エネルギーレベルの変化と動静脈の血流路の温度差との関数として計算される。
2006521179.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
生きている被験体の血流量を定量化するシステムであって、
（ａ）予め選択された時間間隔の間、循環系の静脈側の場所で血液温度を増加させる熱エネルギー源と、
（ｂ）血液温度が熱エネルギー源の出力による実質的な影響を受けない循環系の静脈側で血液温度を感知する第１のセンサと、
（ｃ）血液温度が熱エネルギー源の出力による影響を受ける動脈の血流路内で血液温度を感知する第２のセンサと、
（ｄ）第１および第２のセンサならびに前記熱エネルギー源の出力に応答し、循環系の動脈側の血液温度が前記熱エネルギー源の出力による影響を受けるときの第１および第２のセンサの出力と、循環系の動脈側の血液温度が前記熱エネルギー源による実質的な影響を受けないときの第１および第２のセンサの出力との関数として、血流量に関係した値を計算する手段とを含むシステム。
【請求項２】
静脈系に導入されるように構成された、第１のセンサおよび熱エネルギー源の一方または両方を支持するカテーテルをさらに含む請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
動脈系に導入されるように構成された、第２のセンサを支持するカテーテルをさらに含む請求項２に記載のシステム。
【請求項４】
前記計算手段が、（ｉ）循環系の動脈側の血液温度が熱エネルギー源の出力による影響を受けるときに第１および第２のセンサによって感知される温度の差分を決定する手段と、（ｉｉ）循環系の動脈側の血液温度が熱エネルギー源の出力による実質的な影響を受けないときに第１および第２のセンサによって感知される温度の差分を決定する手段と、（ｉｉｉ）血流量を前記２つの温度差分の間の差の関数として計算する手段とを含む請求項３に記載のシステム。
【請求項５】
前記計算手段が、
循環系の動脈側の血液温度が熱エネルギー源の出力による影響を受けるときに第１および第２のセンサによって感知される温度の差分と、
熱エネルギー源が作動していないときに第１および第２のセンサによって感知される温度の差分との間の差と、熱エネルギー源の出力との関数として、血流量を計算する手段を含む請求項１に記載のシステム。
【請求項６】
熱エネルギー源が、右心房もしくは大静脈内またはそれらの付近で血液温度を増加させるエネルギー源を含んでおり、前記計算手段が心拍出量に相当する血流量値を計算する請求項１に記載のシステム。
【請求項７】
生きている被験体の循環系における血流量を定量化するシステムであって、
（ａ）静脈流路内に配置されるように構成された、動脈流路内の血液の温度を断続的に上昇させる加熱手段と、
（ｂ）動脈流路内の血液温度を感知する手段と、
（ｃ）前記加熱手段の出力による影響を受けない静脈流路内の場所における血液温度に相当する値を提供する手段と、
（ｄ）血液温度を上昇させているときの前記加熱手段の出力と、血液の温度が前記加熱手段によって上昇していないときの前記感知手段および前記提供手段からの値の差分と、血液の温度が前記加熱手段によって上昇しているときの前記感知手段および前記提供手段からの値の差分との関数として、血流量を計算する手段とを含むシステム。
【請求項８】
前記提供手段が、血液温度を感知する第２の手段を含む請求項７に記載のシステム。
【請求項９】
生きている被験体の血流路内の血流量を計算する方法であって、
（ａ）予め選択された時間間隔の間、右心房もしくは大静脈内またはそれらの付近にある循環系の静脈側の部位で血液の熱エネルギー特性を変化させるステップと、
（ｂ）部位にもたらされた前記変化による実質的な影響を受けない静脈系内の場所と、血液温度が前記変化させるステップによる影響を受ける動脈系内の選択された場所との間の温度差を検出するステップと、
（ｃ）前記変化させるステップがないときの静脈系内の場所と動脈系内の場所との間の温度差を検出するステップと、
（ｄ）前記第１の検出ステップの温度差と、前記第２の検出ステップの温度差と、前記変化させるステップによってもたらされた変化との関数として、血流量を計算するステップとを含む方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本願は、２００３年３月２６日に出願された同一出願人所有の同時係属中の米国特許仮出願第６０／４５８１００号、および２００３年２月１１日に出願された同一出願人所有の同時係属中の米国特許非仮出願第１０／３６４７７３号からの優先権を主張する。
【０００２】
本発明は、一般に、体内の血流量を測定する技術に関し、より詳細には、心臓内を流れる血液の熱エネルギー変化を測定する、好ましくは１つまたは複数の温度センサの使用に関し、また、それらに応答して心拍出量を決定する独特のデータ処理技術の使用に関する。
【背景技術】
【０００３】
本発明は、一般に、体内の様々な場所で血流量を測定するために使用できるが、心拍出量の測定を可能にするために心臓内の血流量を測定する際に特に有用である。当該技術分野では、心拍出量を測定する多くの技術が提案されている。技術文献および特許文献に記載されている例示的な熱希釈技術には、「Ａ  Ｃｏｎｔｉｎｕｏｕｓ  Ｃａｒｄｉａｃ  Ｏｕｔｐｕｔ  Ｃｏｍｐｕｔｅｒ  Ｂａｓｅｄ  Ｏｎ  Ｔｈｅｒｍｏｄｉｌｕｔｉｏｎ  Ｐｒｉｎｃｉｐｌｅｓ」、Ｎｏｒｍａｎｎら、Ａｎｎａｌｓ  ｏｆ  Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ  Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ、第１７巻、１９８９年；「Ｔｈｅｒｍｏｄｉｌｕｔｉｏｎ  Ｃａｒｄｉａｃ  Ｏｕｔｐｕｔ  Ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ  Ｗｉｔｈ  Ａ  ｓｉｎｇｌｅ  Ｆｌｏｗ−Ｄｉｒｅｃｔｅｄ  Ｃａｔｈｅｔｅｒ」、Ｆｏｒｒｅｓｔｅｒら、Ａｍｅｒｉｃａｎ  Ｈｅａｒｔ  Ｊｏｕｒｎａｌ、第８３巻、第３号、１９７２年；「Ｕｎｄｅｒｓｔａｎｄｉｎｇ  Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ  ｆｏｒ  Ｍｅａｓｕｒｉｎｇ  Ｃａｒｄｉａｃ  Ｏｕｔｐｕｔ」、Ｔａｙｌｏｒら、Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ  Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔａｔｉｏｎ  ＆  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ、１９９０年５月／６月；１９８５年４月２日にＭ．Ｌ．Ｙｅｌｄｅｒｍａｎに発行された米国特許第４５０７９７４号；１９８８年１１月２２日にＥｇｇｅｒｓらに発行された米国特許第４７８５８２３号；１９９１年３月１９日にＪｏｈｎ  Ｈ．Ｐｅｔｒｅに発行された米国特許第５０００１９０号が含まれる。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
心拍出量の定量化における主な制約は、血流に固有の熱変動の存在である。これまでの方法は、入力信号の結果を観察しながら当該変動を用いて機能して、心拍出量を計算する。本明細書に記載する発明は、差分測定技術を使用して熱変動の影響をほぼなくし、それによって最小限の熱的入力信号の使用を可能にして、頻回または連続的な測定を可能にする。
【０００５】
診断をより迅速に達成できるように、また現行の技術を使用したときに可能なよりも患者の急激な状態変化をより連続的に監視できるように、心拍出量の精確な測定値を、事実上連続的に、すなわち１分間に数回取得することが望ましい。さらに、心拍ごとに生じる相対変化を評価し、かつ逆流の存在を判定するために、１心拍ごとに心拍出量の瞬時測定値を得ることが望ましい。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
本発明の一般原理によれば、指示物質もしくは指示因子が１対の検出器間の血流に導入される技術を使用して、血流量および／または心拍出量が迅速に決定される。検出器は、選択された指示因子の血流中の濃度または量に機能的に関連したパラメータを感知する。それら１対の検出器は、選択されたパラメータの値の差が２つの検出器間に時々存在するときに、その差を測定可能であるような機能的に十分な距離だけ離隔して位置決めされる。指示因子は、例えば、血液のｐＨを変化させるための物質、熱エネルギーを運ぶ流体ボーラス、もしくは血液の選択された特性を変化させるための物質、または熱エネルギーの直接導入などにすることができる。
【０００７】
指示因子の導入前に、２つの検出器のところに選択された血液パラメータの値の差が存在するときに、その差（すなわち、第１の差分値）が測定される。次いで、選択された指示因子が所定の量で導入される。次いで、２つの検出器の場所に選択されたパラメータの値の差が存在するときに、再びその差（すなわち第２の差分値）が測定される。
【０００８】
検出器の具体的な場所に応じて、第１の差分値と第２の差分値との間の差の関数として血流量または心拍出量を決定することができる。血流量または心拍出量の最終的な測定値が差分値の差に基づくので、当該システムは、非常に少ない量の指示因子の導入で有効に動作する。これによって測定が迅速に実施可能になるので、事実上連続的な測定値が得られる。
【０００９】
本発明の好ましい一実施形態によれば、例えば、迅速に、かつ低いレベルの熱エネルギー入力で、心拍出量を決定することができる。このような操作を達成するために、好ましい一実施形態では、本発明の技術は、生体の心臓内を流れる血液の流路に挿入されたカテーテル内の選択された２つの場所に位置決めされた１対の温度センサを使用する。それらのセンサは、２つの場所の温度差を検出する。循環系内の温度センサの場所に応じて、測定される温度差は、時間とともに変化する。例えば、一方のセンサが例えば大静脈内に配置され、かつ第２のセンサが右心室または肺動脈内に配置されるように、温度センサが心臓内に留置されるときには、温度差が呼吸周期と同期して変動することが観察されている。
【００１０】
ゆえに、本発明の好ましい実施形態では、少なくとも１つの呼吸周期にわたって温度差が測定され、平均温度差を提供するために、平均される。平均または積算（ｉｎｔｅｇｒａｔｉｎｇ）操作は、心拍出量の決定における交絡因子としての、呼吸誘発性の周期的な変動などの瞬間的な血液温度変動の影響をなくす。
【００１１】
そのような決定を行うには、初めに、血流路に熱エネルギーが導入されない少なくとも１つの呼吸周期の期間にわたって平均温度差が計算される。次いで、血流路内の２つの温度センサの間の場所で加熱作用を生み出すために、比較的少ない所定量の熱エネルギーが当該血流路に導入される。加熱によって誘発された温度上昇が安定したら、より高い温度レベルにおいて、少なくとも１つの呼吸周期の期間にわたる温度差測定値から２つの場所の平均温度差が再び計算される。上昇温度変化と呼ばれる、熱エネルギーがｏｎに切り替えられたときに発生する平均温度差の間の差分が決定される。同様に、下降温度変化と呼ばれる、熱エネルギーがｏｆｆに切り替えられたときに発生する平均温度差の間の差分が決定される。心拍出量は、熱エネルギー入力と上昇および下降温度変化との関数として計算される。測定を実施する際に比較的低いレベルの熱エネルギーが使用されるので、全決定手順を、例えば１分間に何度も安全に繰り返すことができ、その結果、事実上連続的または準連続的に心拍出量が決定される。
【００１２】
さらに、１対のセンサを被験体の他の場所で循環系に導入することができる。例えば、エネルギー源（例えば加熱器）を大静脈内もしくはその付近または心臓内に配置するために、カテーテルを循環系の静脈側に導入することができる。一方のセンサは、循環系の静脈側の、温度がエネルギー源からの出力による大きな影響を受けない、エネルギー源の上流の任意の場所に配置することができる。このセンサは、エネルギー源以外の因子によってもたらされる血流温度の変動を補正する参照信号を提供する１つの手段である。すなわち、参照信号は、バックグラウンドの血流温度を補正する。他方のセンサは、循環系の動脈側の、エネルギー源による影響を受けた血液温度を感知する任意の場所に導入される。当該センサは、第２のカテーテル、例えば、動脈カテーテルによって導入することができる。これで、前述のように血流量および／または心拍出量を計算することができる。
【００１３】
本発明の他の実施形態によれば、熱エネルギー源としても作用する温度センサ、例えばサーミスタが、心血流路内の第３の場所に位置決めされる。センサには、当該センサの温度を第１の温度レベルから第２の温度レベルへと上昇させるのに十分な電力が供給される。本発明の一実施形態では、センサの温度は、第１のレベルから第２のレベルへと変えられ、当該センサに供給される電力を変化させることによって前記第２のレベルで一定に維持される。そのような変化する電力は、瞬時流速に比例するので、流路面積が一定と仮定すると、瞬時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値を使用して、瞬時心拍出量の決定を連続的に達成することができる。さらに、例えば、センサが心腔の１つの出口のところで下流に留置されるときには、心周期にわたる拍出流量の変動を分析して、当該心周期にわたる心臓の出口弁の逆流特性の指標を提供することができる。さらに、そのような瞬時心拍出量の決定は、近くの場所にある別の温度センサで血液の瞬時温度を測定し、かつ心拍出量を決定するときに心臓内を流れる血液の温度変動を適切に考慮することによって当該温度変動を補正するように、さらに精密化することができる。
【００１４】
他の応用例では、前述した、連続的な心拍出量の決定と瞬時心拍出量の決定とを組み合わせることができる。ゆえに、３つの温度センサおよび１つの熱エネルギー源すべてを組み合わせて使用して、時間平均された心拍出量の精確かつ事実上連続的な決定と、心周期の各瞬間における瞬時心拍出量の決定とを同時に提供することができ、他の応用例では、２つの温度センサおよび１つの熱エネルギー源を適切な順序で使用して、平均された心拍出量の決定と瞬時心拍出量の決定とを提供することができる。
【００１５】
本発明について、添付図面を利用して詳細に説明する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１６】
非常に簡略化された図の形態でヒトの心臓１０を表している図１からわかるように、可撓性カテーテル１１が、静脈から挿入されて、心臓の右心房もしくは心耳１２へと達し、そこから右心室１３を通って、出口、もしくは肺へと通じる肺動脈１４内、またはその付近にカテーテルの端部が達するまで挿入される。よく知られているように、血液は（矢印によって表されるように）、流入静脈１５、すなわち大静脈から、右心房および右心室へと流れ込み、そこから外に向かって肺へと流れ、続いて肺から戻って左心房１６へと流れ込み、左心室１７を通り、そこから外に向かって大動脈１８へと流れる。
【００１７】
図１に関して示される本発明の実施形態によれば、温度センサ、例えばサーミスタは、図１に示したように挿入されたときに第１のセンサ１９が大静脈１５または右心房１２内の場所に位置決めされ、かつ第２のセンサ２０が肺動脈１４内またはその付近の場所に位置決めされるように、カテーテルによって運ばれる。
【００１８】
簡単にするために、図２では、可撓性カテーテル１１は、温度センサ１９および２０がそれぞれ温度Ｔ１およびＴ２を測定する異なる２つの場所にある、伸ばされた状態で描かれている。カテーテル１１上に配置された、またはカテーテル１１によって坦持される熱エネルギーの電力源２１は、センサ１９と２０との間の場所で右心房内に位置決めされる。特定の実施形態では、カテーテル上に配置された電力源は、例えば、カテーテル１１の表面上に設置された、または当該表面に埋入された、熱エネルギー、すなわち熱を発生するようにＡＣもしくはＤＣ電圧（図示せず）が制御可能なレベルでそれに供給される、抵抗金属線のコイルである。熱エネルギーの大きさは、選択された時間に所定量の熱エネルギーを挿入するように適切に制御することができ、その熱エネルギーが心臓内を流れる血液に伝わってその温度を上昇させる。エネルギー源は、センサ１９が熱エネルギー源の部位から有効に熱的に隔てられるように、当該センサ１９から十分な距離のところに位置決めされる。
【００１９】
センサ１９および２０ならびにエネルギー源２１の場所は、図１に示したような場所にすることができるが、また、代替的な場所を使用することもできる。ゆえに、センサ１９を大静脈１５内に位置決めし、同時に、エネルギー源２１を右心房１２内に、センサ２０を右心房または右心室のいずれかに配置することができる。さらに、センサ１９が大静脈１５内に位置決めされる場合、通常は細長いエネルギー源２１全体を右心房内に配置する必要はなく、当該エネルギー源の一部分を大静脈内に、一部分を右心房内に配置することもできる。好ましくは、そのような電力源の少なくとも一部を右心房内に配置すべきである。さらに、センサ２０を右心室内の肺動脈１４付近に位置決めすることもでき、または右心室もしくはその付近で肺動脈自体の中に配置することもできる。
【００２０】
熱エネルギー源２１からそれぞれ上流および下流にある、場所１９および２０の温度Ｔ１およびＴ２が、監視され、デジタルマイクロプロセッサによって適切に処理される。本発明によれば、瞬時温度は、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。出力は、差動増幅器に接続されて、それらの間の温度差ΔＴ（ｔ）＝Ｔ１（ｔ）−Ｔ２（ｔ）に比例したアナログ信号を発生する。温度差信号ΔＴ（ｔ）は、アナログデジタル変換／サンプリング回路によって、選択された時間間隔でデジタル化され、サンプリングされる。デジタル化されサンプリングされた温度差値と、知られている熱エネルギー値とが、デジタルマイクロプロセッサに供給され、次いで当該マイクロプロセッサがデータを適切に処理して、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諸処理ステージは、マイクロプロセッサの適切なプログラミングによってインプリメントされるが、それらについては以下で図３Ａ〜６を利用して論じる。
【００２１】
熱エネルギー源２１は、ｏｎ／ｏｆｆが交互に切り替えられる。変更のたびに熱的安定性が達成され、かつほぼ一定の血流の速度が存在すると仮定される場合、毎回、安定した温度差を測定することができる。そのような温度差測定から、熱エネルギー源を流れ過ぎる血液の量、すなわち心拍出量を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及ぼし得る２つの因子によって複雑なものとなる。第１に、心臓を通過する血流の速度は、ほぼ一定ではなく、心臓の収縮のたびに急増する。第２に、心臓内を流れる血液の温度は、一定ではなく、呼吸（息）の周期ごとに変化する。好ましい一実施形態では、以下で論じるように、データを処理するステップがそのような因子を考慮する。
【００２２】
心拍出量を決定するプロセスは、第１の実施形態では、Ｔ１およびＴ２で感知される温度に応答して、図３Ａ〜５に示したフローチャートに従って描かれた諸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についての知識から、パーソナルコンピュータなど、知られているいずれか適切なデジタルマイクロプロセッサを、示した諸ステップを実施するように適切にプログラムすることは、十分に当業者の技術の範囲内である。
【００２３】
図３Ａは、後で図４および図５に描かれる、心拍出量を決定するための温度データの総合処理で使用される、プロセスＩとして識別される基本処理を描いている。図３Ａに示した基本処理では、Ｔ１（ｔ）およびＴ２（ｔ）に応答する差動増幅器によって、温度差が時間の関数ΔＴ（ｔ）として決定される。このような差分を有効に平滑化またはフィルタ処理して、心拍出量が決定されているヒトの呼吸周期に主に依存した、時間の関数として周期的に変化する、図３Ｂに示したような滑らかな温度差曲線を生み出すことができる。
【００２４】
各呼吸周期の期間τ１、τ２．．．τｎは、ｎ周期にわたって決定される。周期ごとに温度差の特性が決定される。例えば、そのような特性が、各周期の間の平均温度差（ΔＴτ１、ΔＴτ２．．．ΔＴτ２．．．ΔＴτｎ）であることが好ましい。
【００２５】
（あるいは、例えばピーク温度差を、決定された特性にすることもできる。）これらの平均温度差（ΔＴτｎ）は、関係したｎ周期について加算され、１周期当たりの平均温度差（ΔＴτｎ）を決定するためにｎで除される。プロセスＩの使用は、プロセスＩＩとして識別される、図４に示されたプロセスステップに描かれている。
【００２６】
図４に見られるように、プロセスＩの諸ステップは、初めに熱エネルギー源２１（すなわち加熱器）がｏｆｆに切り替えられたときに実施され、１周期当たりの平均
【数１】
2006521179.tif 000003
値が決定され、適切に格納される。そのような決定が行われるサンプリング時間が、図６にサンプル期間Ｓ１として描かれている。
【００２７】
次いで、加熱器２１が一定の期間にわたってｏｎに切り替えられて、心臓内を流れる血液へと知られている量の電力Ｐを供給し、その結果、加熱器を流れ過ぎる血液の温度が上昇し、温度差ΔＴ（ｔ）が、Ｄ１として表される、図６に示した遷移または遅延上昇期間ｔＲ１にわたって上昇し、その後、温度差は、一般に、第２のサンプル期間Ｓ２の間安定する。図４に見られるように、加熱器２１がｏｎに切り替えられ、かつ温度が安定した後、再びプロセスＩが、ｎ周期、例えば期間Ｓ２にわたって実施され、加熱器がｏｎに切り替えられた状態で平均温度差ΔＴｏｎが決定され、適切に格納される。次いで、加熱器がｏｆｆに切り替えられ、温度が、Ｄ２として表される、図６に示した遷移または遅延下降期間ｔＦ１にわたって下降して、概ね元の値になる。
【００２８】
心拍出量は、エネルギーがｏｆｆのときの平均温度差と、エネルギーがｏｎのときの平均温度差とを使用して、次の関係によって計算され、
【数２】
2006521179.tif 000004
式中：
Ｆ＝流量
Ｐ＝電力
ＣＰ＝熱キャパシタンス
【数３】
2006521179.tif 000005
＝電力がｏｎの場合の平均温度
【数４】
2006521179.tif 000006
＝電力がｏｆｆの場合の平均温度
である。
【００２９】
図５に見られるように、プロセスＩＩの諸ステップは、Ｎ回のデータ収集周期について無制限に繰り返され、データ収集周期は、図６に示したように、期間Ｓ１、Ｄ１、Ｓ２、およびＤ２を含んだものとして表される。各データ収集周期について、Ｓ２での平均温度差
【数５】
2006521179.tif 000007
と、Ｓ１での平均温度差
【数６】
2006521179.tif 000008
との間の上昇時間温度差ΔＴＲ、ならびに、Ｓ１での平均温度差
【数７】
2006521179.tif 000009
と、Ｓ２での平均温度差
【数８】
2006521179.tif 000010
との間の下降時間温度差ΔＴＦが決定される。
【００３０】
流量ＦＲは、エネルギー源もしくは加熱器２１によって血流ストリームへと導入される知られている量の電力Ｐから、また血液の知られている熱キャパシタンスＣＰから、さらにデータ収集周期Ｓ１＋Ｄ１＋Ｓ２にわたって発生する平均温度差
【数９】
2006521179.tif 000011
と
【数１０】
2006521179.tif 000012
との差分から、次の関係に従って、各データ収集周期について計算される：
【数１１】
2006521179.tif 000013
【００３１】
同様に、流量ＦＦは、Ｐ、ＣＰ、およびデータ収集周期の後の方の部分Ｓ１＋Ｄ１＋Ｓ２にわたって発生する平均温度差ΔＴｏｎとΔＴｏｆｆとの差分から、次の関係に従って計算される：
【数１２】
2006521179.tif 000014
【００３２】
ＦＲおよびＦＦを平均して、図６に示した１つのデータ収集周期にわたる平均流量
【数１３】
2006521179.tif 000015
を得ることができる。
【００３３】
【数１４】
2006521179.tif 000016
【００３４】
適切な較正定数を使用して、ＦＲ、ＦＦ、および
【数１５】
2006521179.tif 000017
の値を調節することができる。
【００３５】
したがって、２つの温度センサ１９および２０を用いて、図３Ａ〜６に従って心拍出量を毎分数回決定することができ、その結果、事実上連続的な心拍出量の値が得られる。比較的低い電力レベルを使用してそのような測定を実施できるので、熱エネルギーの導入によって心臓が損傷を受ける危険がほぼなくなる。
【００３６】
指示因子としての熱の直接導入および温度測定に関して記載してきた以上の技術を、血液のｐＨに影響を及ぼす、または他の血液パラメータを変化させる指示因子を用いて、当業者が容易に実施できることが明らかである。
【００３７】
当該システムは、図１１に示した循環系の図式的表示に示されているように、被験体の体内に配置することができる。図１１に示された循環系には、体循環静脈系１０１、大静脈１５０、心臓１００、体循環動脈系１０２、肺静脈系１０６、および身体の毛細血管系２１６が含まれる。毛細血管系２１６の表示は、体内の任意の場所にある当該血管系を示すことが意図されている。心臓１００の表示には、右心房（ＲＡ）、右心室（ＲＶ）、左心房（ＬＡ）、および左心室（ＬＶ）が含まれる。
【００３８】
エネルギー源２１０およびセンサ１９０は、いずれか適切な留置方法または手段によって被験体の循環系の静脈側１０１に配置される。例えば、エネルギー源２１０を大静脈内もしくはその付近または心臓１００内に配置し、センサ１９０をエネルギー源２１０の静脈系の上流のいずれかの場所に配置するように、カテーテル１１０を大静脈１５０に導入することができる。
【００３９】
図１は、エネルギー源２１を右心房１２内で示すが、図１１は、エネルギー源２１０を大静脈１５０内で示す。エネルギー源２１および２１０は、機能が類似しており、また類似の構造にすることができる。センサ１９０は、エネルギー源２１０からの出力による大きな影響を受けない、当該エネルギー源の上流に配置され、その場所で、エネルギー源による影響を受けていない血液温度を感知する。センサ１９０または他の適切な参照は、エネルギー源２１０以外の因子によってもたらされる温度レベルおよび血流変動を補正する参照信号を提供する。すなわち、参照信号は、エネルギー源２１０による摂動を受けない、バックグラウンドの血流温度に相当する。図１１は、センサ１９０のための大静脈もしくはその付近の好ましい１つの場所と、エネルギー源からより離れた代替的な場所とを示す。システムの他の実施形態では、センサ１９０によって提供される値の代わりに、固定抵抗器、または摂動を受けない血液温度を概算する他の参照値を使用して、バックグラウンドの血流温度を補正することができる。（これは、恐らく補正の確度を低下させることになり、その使用は、ユーザの要件次第である。）センサ１９０は、図１に示したセンサ１９と類似の構造にすることができ、機能が類似している。
【００４０】
センサ２００は、動脈系１０２内に配置され、いずれか適切な方法または手段によって導入することができる。例えば、動脈カテーテルを使用することができる。センサ２００は、エネルギー源２１０による影響を受けた血液温度を感知する、身体の動脈側１０２の任意の場所に配置することができる。センサ２００は、例えば、腕１０４、脚部、または頸部に配置することができる。センサ２００と図１に示したセンサ２０とは、類似の構造にすることができ、機能が類似している。
【００４１】
図１１に示したようにシステムが構成されるときには、心拍出量および血流量を前述のように計算することができる。センサ２００およびエネルギー源２１０が、エネルギー源からの熱エネルギーのかなりの量がセンサ２００に到達する前に身体へと失われるような距離だけ隔てられているときには、図５で言及した較正定数に、補正因子が含まれる。
【００４２】
状況によっては、例えば、瞬時心拍出量や個々の心周期（すなわち、各心拍）ごとに平均された心拍出量など、より頻繁な心拍出量の指示を提供することが望ましいことがある。そのような情報は、図７〜８に即して以下で論じる、本発明の他の諸実施形態を使用して提供することができる。カテーテル３１の遠位端付近の場所にある単一の温度センサ３０（図７Ａに示す）を使用して、瞬時または１心拍ごとの血液速度Ｖ（ｔ）を決定することができる。血液速度を１つまたは複数のデータ収集周期にわたって平均された心拍出量と組み合わせて、瞬時心拍出量を計算することができる。使用されるプロセスは、プロセスＩＶとして識別される、図７Ｂに描かれたプロセスに示されている。
【００４３】
図７Ｂに見られるように、温度センサ３０のところで時間の関数として感知される初期温度Ｔ３ｉ（ｔ）は、前述の方式で平滑化またはフィルタ処理され、初期時間ｔ０において適切に測定され、格納される。温度センサ自体の所定の温度上昇ΔＴ３が選択される。次いで、時間ｔ０において、温度センサ３０に接続された電力源３０Ａから当該温度センサへと電力が供給されて、当該温度センサの温度Ｔ３（ｔ）を所定の量だけ上昇させる。
【００４４】
電力は、特定の測定値の必要、および必要とされる回路の相対的な単純さもしくは複雑さに応じて、様々な方法でセンサに供給することができ、そのような３つの方法が、図８Ａ、８Ｂ、および８Ｃに描かれている。
【００４５】
例えば、第１の操作モード（図８Ａ）では、図９Ａに示したように、局所的な血液温度が時間とともに変化するときでも、最終的なセンサ温度Ｔ３ｆ（ｔ）を初期温度Ｔ３ｉ（ｔ０）よりも初期レベルΔＴ３だけ高い温度、すなわちＴ３ｆ＝Ｔ３ｉ（ｔ０）＋ΔＴ３で一定に維持するような形で、センサに加熱電力を供給することができる。そのような条件下では、センサは、局所的な瞬時血液温度Ｔｂ（ｔ）よりも時間とともに変化する温度増分ΔＴ３（ｔ）だけ高い温度に維持される。
【００４６】
別法として、第２の操作モードでは、図９Ｂに示したように、時間とともに変化する局所的な血液温度よりも一定の温度増分だけ高い温度にセンサを連続的に維持するように、当該センサに電力を供給することができる。そのような条件下では、ΔＴ３（ｔ）＝ΔＴ３で一定であり、センサ温度は、Ｔ３ｆ（ｔ）＝ΔＴ３＋ΔＴ３ｉ（ｔ）に従って変化する。
【００４７】
また、第３の加熱モードも、温度センサが感温性抵抗器またはサーミスタであるときに好都合なことがある。ゆえに、サーミスタが使用されるときには、局所的な血液温度に相当するセンサの抵抗よりも一定の抵抗増分だけ高い抵抗にセンサを維持する、電気加熱回路を設計することがより好都合なことがある。センサ温度Ｔに対応する抵抗をＲとすると、これらの条件は、ΔＲ３（ｔ）＝ΔＲ３で一定と表され、センサ抵抗は、図９Ｃに示したように、Ｒ３ｆ（ｔ）＝ΔＲ３＋ΔＲ３ｉ（ｔ）に従って変化する。これで、温度変化ΔＴ３（ｔ）は、１回の心周期にわたって積算された比で抵抗Ｒ３（ｔ）の変化に置き換えられる。そのような操作モードのさらなる詳細および例示的な装置は、１９７７年１１月２９日にＥ．Ｆ．Ｂｏｗｍａｎに発行された米国特許第４０５９９８２号に提示かつ記載されている。以上の３つの手法すべてによって、電力（Ｐ）が供給されて温度上昇（ΔＴ）を生み出し、次いでその両方が、瞬時血液速度、したがって血流量に関係付けられる。
【００４８】
以下で、センサ加熱電力および温度を測定かつ使用して、心拍出量に関するより詳細な情報を提供できる技術について説明する。関係した技術を応用して、瞬時心拍出量と個々の心周期についての心拍出量との両方を測定することができる。そのような詳細な測定情報は、医師の診断能力を大きく向上させる。
【００４９】
初めに、瞬時体積流量（この流量は、前述の場所で測定される場合、心拍出量になる）を測定する方法について説明する。前述した特定の実施方法それぞれについて、温度センサ３０に印加される電力Ｐ３（ｔ）は、センサの最終的な温度を所望の値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、またはより一般的には、当該センサに印加される電力と温度増分との比Ｐ３（ｔ）／ΔＴ３（ｔ）は、当該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の相関がある。
【００５０】
例えば、必要なセンサ電力と局所的な流体速度Ｖ（ｔ）との間の関係は、次式の形の相関関係によって与えられ：
Ｐ（ｔ）＝４πｋａΔＴ（ｔ）［１＋Ｃ１Ｐｒｎ（２ａρＶ（ｔ）／μ）ｍ］
式中、
Ｐ（ｔ）＝センサへの瞬時電力
ｋ＝流体の熱伝導率
ａ＝センサの半径
ΔＴ（ｔ）＝加熱されたセンサと非加熱の流体温度との間の瞬時温度差
Ｃ１＝較正定数
Ｐｒ＝流体の粘度μ、熱容量Ｃｐ、および熱伝導率ｋに関係する、無次元の「プラントル（Ｐｒａｎｄｔｌ）」数
ｎ、ｍ＝実験データから決定される累乗係数
ρ＝流体密度
μ＝粘度
Ｖ（ｔ）＝瞬時流体速度
である。
【００５１】
センサ付近の流体の流速は、必要なセンサ加熱電力から決定することができる。次いで、血管内の流量分布についてもう１つ仮定をして、血管内の体積流量を決定することができる。例えば、血管内に均一な速度プロファイルを仮定すると、体積流量Ｆ３は、次式によって与えられ、
Ｆ３＝ＶＡ
式中、Ｖは、血管内の流体速度であり、Ａは、流路面積である。
【００５２】
流体の流路面積Ａが予め知られていない場合、当該流路面積を血管内の平均体積流量の測定値から推定することができる。そのような平均体積流量は、例えば、本明細書で既に前述した本発明の技術を用いて、または同様の情報をもたらす他の技術を用いて決定することができる。例えば、通常は前述のようにいくつかの心周期にわたって測定される平均心拍出量をＦとし、少なくとも１つの心周期にわたって瞬時流速の平均値を計算することによって決定される平均流体速度をＶとすると、そのような平均流路面積Ａの１つの推定値は、次式によって与えられる：
【数１６】
2006521179.tif 000018
【００５３】
したがって、測定されたセンサ加熱電力を与えると、任意の所望の瞬間において、初めに流体速度を、次いで体積流量を計算することができ、すなわち、
【数１７】
2006521179.tif 000019
となり、その結果、体積流量の瞬時測定値、すなわち心拍出量が得られる。
【００５４】
他の実施形態では、単一の心周期にわたって心拍出量を測定するための方法について説明する。以上で様々な実施方法で記載したように、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に印加される電力は、または前述したようにより一般的には、センサに印加される電力と温度増分との比、すなわちＰ３（ｔ）／ΔＴ３（ｔ）は、センサ付近の流体の流れの特性と直接の相関がある。
【００５５】
ゆえに、単一の心周期にわたる電力と温度との比の積算値は、当該心周期にわたる平均心拍出量と直接の相関があり、すなわち比例しており：
【数１８】
2006521179.tif 000020
あるいは、次式で表され：
【数１９】
2006521179.tif 000021
式中、Ｔは、心周期の期間を表しており、Ｆは、それに対応して、当該心周期にわたって平均された心拍出量を表す。ゆえに、個々の心周期にわたる平均心拍出量Ｆを、これで、測定されて積算された電力およびセンサからの温度信号から決定することができる。
【００５６】
さらに、心周期間を基準にした心拍出量の変化の単純な質的指示が望ましい場合、心周期にわたる積算された電力および平均心拍出量についての陽の（ｅｘｐｌｉｃｉｔ）相関を省略することができる。そのような情報を得るために、所与の心拍出量の測定値が、心周期にわたって積算されたセンサ信号の対応する測定値に関係したものと見なされる。心拍出量の測定値は、本発明に記載の技術または他の類似技術によって断続的に得ることができる。心拍出量が心周期にわたって積算されたセンサ信号の値と相関があることが知られているので、センサ信号の変化は、対応する心拍出量の変化を示す。
【００５７】
特定の状況では、Ｆ（ｔ）の値に影響を及ぼすことがあるので、センサを流れ過ぎる血液の温度変化を補正することが望ましいことがある。そのような補正のためのプロセスは、図７ＢにプロセスＩＶとして描かれており、温度Ｔ２（ｔ）が、センサ３０（図７Ａ参照）から離れた場所にある第２のセンサ（例えば、センサ１９またはセンサ２０にすることができる）によって感知される。例えば、瞬時血液温度についての知識は、加熱されたセンサが局所的な血液温度よりも一定の増分だけ高い温度に維持されるプロセスで必要とされる。この場合、温度Ｔ２（ｔ）は、センサを加熱しないときに測定される温度Ｔ３（ｔ）の代用値として使用される。
【００５８】
２つのセンサ１９および２０だけが用いられる（図２に示したような）他の代替的な実施形態では、センサ２０を、瞬時心拍出量を計算するときの主センサ（図７Ａのセンサ３０に相当）として使用することができ、センサ１９を補助的な温度補正センサとして使用することができる。そのような実施形態では、図３Ａ〜６で記載したようにセンサ１９および２０を使用して平均心拍出量を決定することができ、その後、図７Ｂ、ならびに図８Ａ、８Ｂ、８Ｃのいずれかで記載したようにセンサ１９および２０を使用して瞬時心拍出量を決定することができ、そのような平均心拍出量および瞬時心拍出量の決定は、必要に応じて心臓の情報を両方の形態で提供するために、マイクロプロセッサによって順に行われる。
【００５９】
以上で述べたように、前述のカテーテルを使用するときには、前述のプロセスに従って決定さ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とは等しくないことがあり、これは、計算値と実際値との間の対応が、特定のカテーテルが構築かつ使用される方式に左右されるからである。特定のカテーテルについての較正定数は、次の関係に従って、計算された流量および実際の流量に関係する曲線の傾きならびに切片によって表すことができ：
Ｆ実際値＝ａＦ計算値＋ｂ
式中、図１０に示したように、「ａ」は、直線３５の傾きであり、「ｂ」は、縦軸に沿った直線３５の切片である。曲線３５は、知られているカテーテルおよび知られている当該カテーテル内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。最もよく一致する直線が、線３５として決定される。それによって傾き「ａ」および切片「ｂ」が決定される。そのような「ａ」および「ｂ」について決定された値を、その都度、計算された流量値とともに使用して、計算された流量から実際の流量を決定することができる。以上の説明は、本発明の好ましい諸実施形態を論じているが、当業者は、それらの修正形態を本発明の精神および範囲内で思い付く可能性がある。したがって、冒頭の特許請求の範囲によって定義されるものを除き、本発明を、記載された特定の諸実施形態だけに限定されるものと解釈すべきではない。
【図面の簡単な説明】
【００６０】
【図１】ヒトの心臓の略図である。
【図２】本発明で有用なカテーテルの略図である。
【図３Ａ】本発明で使用されるプロセスの諸ステップを描くフローチャートである。
【図３Ｂ】図３Ａに描かれたプロセスで得られる滑らかな温度差曲線を示す図である。
【図４】本発明で使用されるプロセスの他の諸ステップを描くフローチャートである。
【図５】本発明のプロセスの他の諸ステップを描くフローチャートである。
【図６】本発明で使用される温度／時間関係を描くグラフである。
【図７Ａ】本発明で使用される他のカテーテルの略図である。
【図７Ｂ】本発明の他のプロセスの諸ステップを描くフローチャートである。
【図８Ａ】本発明のプロセスの操作モードを描くフローチャートである。
【図８Ｂ】本発明のプロセスの操作モードを描くフローチャートである。
【図８Ｃ】本発明のプロセスの操作モードを描くフローチャートである。
【図９Ａ】本発明で使用されるパラメータの関係を示すグラフである。
【図９Ｂ】本発明で使用されるパラメータの関係を示すグラフである。
【図９Ｃ】本発明で使用されるパラメータの関係を示すグラフである。
【図１０】本発明で使用されるカテーテルについて流量値を較正するのに有用なグラフである。
【図１１】他のカテーテル構成を示す図である。
【図１】
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【図２】
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【図３Ａ】
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【図３Ｂ】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７Ａ】
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【図７Ｂ】
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【図８Ａ】
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【図８Ｂ】
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【図８Ｃ】
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【図９Ａ】
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【図９Ｂ】
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【図９Ｃ】
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【図１０】
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【図１１】
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【国際調査報告】
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