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    公开号:WO1988006424A1
    申请号:PCT/JP1988/000235
    申请日:1988-03-03
    公开日:1988-09-07
    发明作者:Shigekazu Sekii；Makoto Ikeda；Kouji Tsuchida
    申请人:Terumo Kabushiki Kaisha；
    IPC主号:G01R1-00
    专利说明:
    [0001] 明 発明の名称 生体情報測定装置 技術分野 本発明は生体情報測定装置に関し、 特にプローブを生体表面 に接触させて又は生体内に直接挿入して生体情報を容易かっ 安全に測定する生体情報測定装置に関する。· 背景技術 ー般に、 この種の生体情報測定装置、 特に医療用測定装置で は他のェ業用計測装置に比べて安全対策がー層重要でぁる。 この種の生体情報測定装置では商用電源を使用してぃるので、 この商用電源と患者ならびに操作者が電気的に接続された場合 は電気ショックを受ける可能性が有る。 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ょり起こる心室 細動でぁり、 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ィプの、 例ぇば心拍出 β測定では、 何らかの Φ故にょ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ー層十分に考慮 したものでなくてはならなぃ。 この場合に、 心臓に直接流れる 電流の安全値は 1 0 ^〜2 0 Aとぃぅ報告がぁる。 また比較 的高抵抗の皮膚と皮膚を介した場合でも 5 0 0 μ A以下とぃぅ 報告がぁる。 この点、 従来の安全対策は、 例ぇばニ重絶縁を施 した電源卜ランスを使用して装置本体の電源回路を商用電源回 路から十分に遮断し、 かっ装置本体を接地するものでぁった。 また従来の安全対策は測定電極回 のー方を接地するものでぁ った。
    [0002] しかし、 このょぅなー方的な安全対策のみでは数十 μ Aとぃ ぅょぅな微細な漏れを常に防止できてぃるとぃぅ保証はなぃ。 また本来的にプローブ等のょぅな検出回路に積極的に電流を流 して行なゎなければならなぃ測定もぁる。 またこのょぅに絶縁 を電源卜ラ.ンスのーケ所にたょることは、 該電源部に接する装 置のレィァゥ 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ぇなぃ。 また人体は常に接地電 位とは限らなぃし、 また強制的に人体を接地電位に置くとかぇ って危険な場合も生じる。
    [0003] また、 近年各種のェレク 卜ロニクスセンサ （温度センサ、 光 センサ、 圧カセンサ、 ィォンセンサ等） が開発され、 これらの センサは上記の生体用測定装置、 特に各種の電子式医療用測定 装置に広く応用されてぃる。 これらのセンサの多くはセンサ 素子の電気的特性 （電気量） の変化を利用するものでぁるが、 · ー般にセンサ素子毎の電気的特性を完全にそろぇることは困難 でぁる。 このため従来はできるだけ電気的特性の揃ったものを 選択して使用してぃた。 ぁるぃは測定装置每に補正用の特性素 子でセンサ素子の電気的特性のバラッキを補正してぃた。
    [0004] と ころで、 一般にプローブは消耗し易ぃのでこれを容易に 交換可能と したぃ。 しかし、 予めプロ一ブ毎に補正してぉこぅ とすると、 この種の補正には限度がぁるので、 特に精度を要求 される測定を行ぅ際にはプローブと測定装置本体との整合性が ー層問題になる,。 発明の閧示 本発明は上述した従来技術の欠点を解決するものでぁり、 その目的とする所は、 ぁらゅる測定条件及び測定環境にぉぃ て、 ょ り安全性の高ぃ測定が行ぇる生体情報測定装置を提供 することにぁる。
    [0005] 本発明の他の目的は、 交流又は直流を問ゎずに検出手段から の漏れ電流を自動認識し、 これにょりー層の測定の安全を図れ る生体情報測定装置を提供することにぁる。
    [0006] 本発明の他の目的は、 プロ一ブ又はカテーテル等を交換して もその検出素子の電気的特性を容易に認識でき、 もって当該プ ロ一ブ等に適切なる補正用参照テーブル等を適用できる生体情 報測定装置を提供することにぁる。
    [0007] 本発明の生体情報処理装置は上記の目的を達成するために、 生体情報を電気的に検出して該生体情報を示すデジ夕ル信号を 出カする生体情報検出回路と、 前記検出出カしたデジ夕ル信号 に基づぃて生体情報のデジタル処理をする生体情報処理回路 と、 前記生体情報検出回路と生体情報処理回路間に介在して これらの回路間の信号のゃりとりを電気的に絶縁した状態で行 ぅ信号伝達手段を備ぇることをその溉要とする。
    [0008] また好ましくは、 信号伝達手段は光を信号伝達媒体とする ことをそのー態様とする。
    [0009] また本発明の生体情報処理装置は上記の目的を達成するため に、 生体情報を電気的に検出する生体情報検出回路と、 前記 - 生体情報検出回路のみに電カを供給する第 1の電源回路と、 前記第 1の電源回路に電カを供給する第 2の電源回路と、 前記 第 1の電源回路と第 2の電源回路間に介在して該第 2の電源 回路から第 1の電源回路への電カ供給を電気的に絶緣した状態 で行ぅ電カ伝達手段を備ぇることをその概要とする。 ' '
    [0010] また好ましくば、 電カ伝達手段はそのー次巻線回路とニ次 巻線回路間が電気的に絶縁されてぃる 卜ランスでぁることを そのー態様とする。
    [0011] 本発明の生体情報処理装置は上記の目的を達成するために、 生体情報を電気的に検出して該生体情報を示す電気信号を出カ する検出素子と、 前記検出素子に電気的バィァスを加ぇる バィァス回路と、 前記検出素子に加ぇた電流値に相当する値と 該検出素子を介してバィァス回路に帰還した電流値に相当する 値を検出して比較することにょり生体にぉける漏れ電流有無を 検出する漏れ電流検出手段を備ぇることをその概要とする。
    [0012] また好ましくは、 漏れ電流検出手段はバィァス回路から検出 - 素子に流入する側の電流路及び該検出素子からバィァス回路に 帰還する側の電流路に夫々電流検出用素子を有する こ とを そのー態様とする。
    [0013] また本発明の生体情報処理装置は上記の目的を達成するため に、 生体情報を電気的に検出する検出素子と該検出素子の電気 的特性の補正用素子を備ぇるプローブと、 前記プローブ内の 補正用素子のみに所定バィァスを加ぇるバィァス回路と、 前記 加ぇたバィァスに対応する補正用素子の電気量を読み取る読取 回路と、 前記読み取った電気量と所定値を比較することにょり 接続されてぃるプローブの型式を認識する認識手段を備ぇるこ とをその概要とする。
    [0014] また好ましくは、 認識手段は読み取った電気量が所定範囲を 越ぇてぃるときはプローブが接続さ てぃなぃと認識すること をそのー態様とする。 図面の簡単な説明 第 1 図 （ A ) , ( B ) は本発明にょる実施例の連続心拍出量 測定装置のブロック構成図、
    [0015] 第 2図は実施例の血液温度検出回路 2 2の詳細を示す回路 図、
    [0016] 第 3図は実施例の平衡温度検出回路 2 3の詳細を示す回路 図、
    [0017] 第 4図は実施例のォプ卜ァィ シレーショ ン通信回路を示す 回路図、
    [0018] 第 5図は実施例の D C Z D Cコンバータ回路を示す回路 図、
    [0019] 第 6図は実施例の心拍出量測定手順を示すメィンルーチンの フローチャー卜、
    [0020] 第 7図は実施例のパラメータ Sの設定処理ル一チンの詳細 を示すフロ一チャー卜、
    [0021] 第 8図は実施例の連続ゾ 1 拍出量測定ルーチンの詳細を示す フロ一チャ一卜でぁる。 発明を実施するための最良の形態 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 図は本発明にょる実施例の連続心拍出量測定装置の -ブロヅク構成図でぁる。 図にぉぃて、 1は違続心拍出量測定 装置の本体でぁり、 外部ょ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。 このぅち、 カテーテル 2は 熱希釈法に基づく指示薬注入甩及び指示薬温度検出用のカテ一 テルでぁり、 内部には指示薬温度を検出する感温素子 （サ一ミ スタ等） 3 .及び該感温素子の特性のバラッキを補正する補正 抵抗 4から成る薬液検温プローブ回路を備ぇる。 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 2 0 に電気的に接続され、 心拍出量測定の際は、 心臌の右心房に 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一テ ルでぁり、 内部には、 右心房及び右心室で熱希釈された薬液 (血液） 温度を検出するサ一ミスタ 8及び該サーミスタ 8の 特性のバラッ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、 前記サ一ミスタ 8に対して血流方向の 5〜 2 0 mm 程度下流側もしくは上流側に位置し、 ぃゎゅる熱平衡法にょ り 血流速度を検出するサ一ミスタ 1 0 (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ぇる。 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 1 1及び 1 2を介して本体 1 の計測部 2 0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。
    [0022] 尚、 カテーテル 2 とカテ一テル 7は外観上ー体したも.のと し て製造する。 ぁるぃはカテ一テル 2の指示薬注入機構部のみを カテ一テル 7側にー体して設け、 残りの薬液検温プローブ回路 (カテ一テル 2 ) は独立した別構成にして、 指示薬注入用夕ン クに挿入するょぅする。 尚、 このょぅなカテ一テルの一部の 構成及び用法にっぃては特願昭 6 1 — 4 8 6 8 1号を参考にで きる。
    [0023] 本体 1 は以下の如く大き 'く分けられる。 即ち、 カテ一テル 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 2 0で計測した測定データ等を光学的手段にょ り伝達 するォプ卜 ァィ ソ レーショ ン通信回路 （ O P T— C C ) 4 0 と、 前記ォプ卜ァィソレ一ション通信回路 4 0を介して入カし た測定データに基づぃて、 熱希釈法にょり断続的に、 ぁるぃは 血流速測定法にょり連続的に、 心拍出量値を演算し、 演算結果 を出カするメィン C PU 30と、 前記メィン C P U 3 0が演算 して求めた心拍出量値を表示する表示器 50と、 本体 1の前記 各部に直流電源を供給する電源部 70に分けられる。
    [0024] 計測部 2 0にぉぃて、 2 1 は注入液温度検出回路でぁり、 カテ一テル 2の閧ロ部 （不図示） から右心房に吐出する指示薬 温度 Tr を検出し、 対応する電圧信号 を出カする。 ぁるぃ は指示薬注入用タンクに揷入して指示薬温度 T： を 出し、 対応する電圧信号 V を出カする。 22は血液温度検出回路で ぁり、 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 を出カする。 2 3は平衡温度検出回路でぁり、 例ぇば自己発熱 型のサーミスタ 1 0にょり加ぇた熱量と周囲の血液に奪ゎれる 熟量との平衡温度を検出し、 対応する電圧信号 V c ( V cu, V CM, VCH) を'出カする。 2 6は α—カル C P U (L— C P U) でぁり、 メィン C P U 3 0からの指示に従ぃ、 該指示を 実行するための各種の制御信号 C N Tを各検出回路に出カし、 前記の注入液温度検出回路 2 1、 血液温度検出回路 2 2及び 平衡温度検出回路 2 3にぉける上記の計測動作を制御すると 共に、 選択信号 S E L Vにょりァナログスィッチ （ A S W) 24の各入カ信号を選択し、 該選択された信号を AZD変換器 ( A D C ) 2 5にょってデジタルデ一タ V Dに変換せしめ、 ローカル C P U 26内に取り込む。 またローカル C P U 26は 内部にシリァル通信機能を備ぇ、 該シリァル通信機能を介して メィ ン C P U 3 0カゝらの各種の指令信号 R T を受け取る 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 V D をシ リ ァル伝送データ丁 X に変換してメィ ン C P U 3 0 に送 る。
    [0025] ォプ卜ァィソレーション通信回路 4 0の目的は、 計測部 2 0 とメ ィ ン C P U 3 0間の上記の信号のゃり と り を、 電気的に 完全に絶縁した状態で行ぅ ことにぁる。 例ぇば第 4図に示す 如く、 ォプ卜ァィソレーション通信回路 40は、 計測部 2 0側 に設けたフォ 卜ダィ才一 ド回路 4 1 及びフォ 卜 卜 ランジスタ 回路 4 6から成る光送受信回路 4 0 Aと、 メィン C P U 3 0側 に設けたフォ 卜ダィォ一 ド回路 4 4及びフォ ト 卜ラ ジス夕 回路 4 3から成る光送受信回路 4 0 Bを互ぃに電気的に絶縁し た状態で備ぇ、 これらの間の信号伝達媒体としてォプティカル ファィバ一グラス 42及び 45等を介在させてぃる。 従って、 計測部 2 0の電気信号とメィン C P U 3 0の電気信号との電気 的接続は完全に遮断され、 ょ.って人体とメィン C P U 3 0側と の間にはぃかなる閉ル一プも形成される心配がなく 、 安全な 計測が行ぇる。
    [0026] メィ ン C P U 3 0にぉぃて、 後述する各ブロックはメィ ン C P U 3 0が第 6図〜第 8図のプログラムを実行するこ とに ょ り実現される各種の機能ブロックを示してぃる。 こ こで、 3 1 は熱希釈心拍出量演算手段でぁ り 、 指示薬の注入液 温度 T , 及び熱希釈された血液温度丁 P を入カして熱希釈 心拍出 m C：。 を演算し、 結果を出カする。 3 2は血流速度演算 手段でぁり、 加熱中のサーミスタ 1 0の熱平衡温度 T c 及び 血液温度 TP を連綺的に入カして血流速度 Vを演算し、 結果を 出カする。 33は連続心拍出量演算手段でぁり、 前記の熱希釈 心拍出量演算手段 3 1が熱希釈法に基づき求めた熱希釈心拍 出量 C。 と前記血流速度演算手段 32が求めた血流速度 V とに 基づぃて肺動脈の血管断面積パラメ一タ Sを算出し、 レジスタ Sに保持する と共に、 引き続き前記血流速度演算手段 3 2が 計測して求める血流速度 V と前記レジスタ Sに保持してぃる 血管断面積パラメータ Sとに基づぃて違続心拍出量 C。 ' を 演算し、 結果を出カする。
    [0027] 電源部 70にぉぃて、 7 1は交流 （ A C) 電源卜ランスでぁ り、 外部からの AC入カ電圧 （ 1 00 V, 50Z6 0 H Z等） を降圧して所定の A C出カ電圧に変換する。 電源卜ランス 7 1 ' のー次側巻線とニ次側巻線とは磁気的にのみ結合してぉり、 これにょり本体 1 と外部の AC入カ回路との電気的接続を遮断 する。 72は直流電源回路でぁり、 電源卜ランス 7 1の所定の A C出カ電圧を平滑化し、 かっ安定化して直流電圧に変換し、 そのぅち D GZD Cコンバータ回路 8 0には直流電圧 D C A を、 またメィン C P U 3 0には直流電圧 D C Bを供給する。 D CZD Cコンバ一タ回路 80の目的は、 電源部 70から計測 部 2 0への電カの供給を電気的に完全に絶縁した状態で行ぅ ことにぁる。 例ぇば第 5図に示す如く、 D CZD Cコンバ一タ 回路 80は、 電源部 70 ( 80 B ) 側が供給する D C A入カを ー旦交流電カに変換して出カするィンバータ回路 8 1 と、 計測 部 2 0 ( 8 0 A ) 側にぉぃて安定化した直流の D C C出カを 供給する直流定電圧回路 8 3 とを互ぃに電気的に絶縁した状態 で備ぇ、 前記ィ ンバータ回路 8 1 から前記直流定電圧回路 8 3 への電カ伝達手段と しては、 ー次側巻線とニ次側巻線とが磁気 的にのみ結合してぃる 卜 ランス 8 2 を介在させる。 従って、 計測部 2 0の直流電源回路と電源部 7 0の電源回路との電気的 接続は完全に遮断され、 ょって人体と本体 1側又は外部の A C 電源入カ回路との間にはぃかなる閉ループも形成される心配が なく、 安全な計測が行ぇる。
    [0028] 第 2図は実施例の血液温度検出回路 2 2の詳細を示す回路図 でぁる。 尚、 注入液温度検出回路 2 1 にっぃては血液温度検出 回路 2 2 と略同ーなので説明.を省略する。
    [0029] 第 2図にぉぃて、 ロ一カル C P U 2 6は、 予め制御信号 S T R 1 にょり リ レー回路 2 2 8を O Nにする。 これにょり リ レ一 回路 2 2 8の制御信号 R L C 2を出カし、 電流遮断回路 （ C〇 F F C ) 2 2 2の接点 a , b及び cを閉鎖状態にする。 また ロ一カル C P U 2 6は、 予め制御信号 S E L Sにょり リ レ一回 路 2 2 8に対して選択信号を与ぇる。 これにょり リ レー回路 2 2 8は選択信号 R L C 1 を'出カし、 電流遮断回路 2 2 2の接点 d及び eを図のょぅに下側に接続する。
    [0030] かかる状態にぉぃて、 定電圧回路 （ C V C ) 2 2 1 Aはサー ミスタ 8に対して定電位 V H を加ぇてぃる。 即ち、 定電圧回路 2 2 1 Aの ドラィノ ' ( D R ) 2 2 1 aは、 入カの基準電圧 V。 を參照することにょり P点の電位が略 V。 になるょぅ に ドラィ ブする。 従って、 P点の電位は常に定電位 V H (略 V。 ） に 保たれる。 また定電圧回路 （CV C) 22 1 Bは補正抵抗 9に 対して定電位 VL を加ぇる。 即ち、 定電圧回路 22 1 Bのドラ ィバ （ D R ) 2 2 1 bは、 入カの基準電圧 G Dを參照する ことにょり q点の電位が略 G N Dになるょぅに ドラィブする。 従って、 q点の電位は常に定電位 Vし （略 GN D ) に保たれ る。 こぅ してカテ一テル 7のサ一ミスタ 8と補正抵抗 9との 直列回路には常に定電圧 （VH - VL ) が加ぇられる。 心拍出量計測の際は、 サ一ミスタ 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、 かっ前記の定電圧
    [0031] ( VH - Vu ) を前記の補正抵抗値 RPAS と分割する ζとにょ りその分割電圧 （血液温度信号） VPAT をァナログスィッチ
    [0032] ( A S W) 2 2 5に出カする。 この血液温度信号 VP AT は、 ロ一カル C P U 26からの制御信号 S E L Aにょり選択され、 ァナログスィッチ 22 5を通過し、 血液温度增幅回路 （B T A C ) 2 2 6の差動增幅器 2 2 6 aの （ー） 端子に入カする。 —方、 基準電圧発生回路 （RYGC) 227は、 ロ一カル C P U 2 6からの制御信号 S E L Rに従って定電位 VH を選択し、 これを参照電圧 VREF として差動增幅器 226 aの （+ ) 端子 に入カする。 これにょり、 差動增幅器 226 aの （+ ) 端子及 び （ー） 端子間に加ぇられる分割電圧 VPAT の内容は、
    [0033] (V„ -Vu ) - RPAT
    [0034] PA T ニ … ( 1 ！
    [0035] R P ΛΤ + R P Ά S にょり決定される。 上記の （ I ) 式ょり明らかな り、 この ょぅな分割電圧 νΡΛΤ を採用すると、 サーミスタ 8の非直線抵 抗値 R ΡΑΤ が分母及び分子にぁり、 かっサーミスタ 8の固有の 抵抗値 R PAT に見合った補正抵抗値 R PAS が分母にぁるので、 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。 差動增幅器 2 2 6 aは分割電圧 V PAT を增幅して 血液温度信号 V P を出カする。
    [0036] 因に、 プローブ回路を定電流 I c 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ぃ。 これに ょ り、 差動増幅器 2 2 6 aの （ + ) 端子及び （ー） 端子間に 加ぇられる逆起電圧 V P AT の内容は、
    [0037] I c · R P A S Γ p AT
    [0038] V PAT ' = ~~： ： ~~ … （ 1
    [0039] R P AT + R P A S
    [0040] にょり決定される。 同様にして上記の （ 1 ' ) 式ょ り明らかな 通り、 サーミスタ 8の非直線抵抗値 R PAT が分母及び分子にぁ り、 かっサ一ミスタ 8の固有の抵抗値 RPAT に見合った補正抵 抗値 R PAS が分母、 分子にぁるので、 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。
    [0041] 実施例のサーミスタ 3及び 8の特性は、 例ぇば B 25 - 45 = 3 9 7 0 K 、 R ( 3 7 ) = 4 0 Κ Ωでぁ り 、 その大きさは 0 . 5 0 1 X 0 . 1 6 w X 0 . 1 5 1 (単位は mm) でぁる。 または B 25-5。 = 3 5 0 0 K、 R ( 3 7 ) = 1 4 Κ Ωでぁり、 その大きさは 0 . 7 5 ' X O . 1 6 w X 0 . 1 5 ¾ でぁる。 またサーミスタ 1 0の特性は、 例ぇば B 25 5 = 3 5 0 0 K、 Κ ( 3 7 ) = 1 0 0 0 Ωでぁり、 その大きさは、 1 . 1 8 ' x 0 . 4 w x 0 . 1 5 でぁる。
    [0042] しかし、 これらのサーミスタ特性に限定するものではなぃ。 即ち、 タィプの異なるカテーテルの使用が可能でぁる。 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 バラッキがぁっても、 ぁるぃはサ一ミスタ自体の規格が異なっ てぃても、 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にょりその抵抗温度特性が補正されるので、 本体 1側から 見た温度ー抵抗特性は同ーに扱ぇる。
    [0043] - また、 自己発熱型とした場合のサーミスタ 1 0の発熱量は 0 . 0 1〜5 0ジュールの範囲でぁることが好ましぃ。 これょ - り高ぃ発熱量では血液温度を高くし、 ぁるぃは血管壁を損傷さ せる可能性がぁり、 また低ぃ発熱量では検出感度が小さくなる 等の理由にょり、 何れも好ましくなぃ。
    [0044] —方、 漏電流検知回路 （し（ ひ0 2 2 3は定電圧ループを 流れる電流 I。 に漏れが生じてぃるか否かを検出する。 定電圧 ループはループに直列に揷入した 2個の同値の電流検出抵抗 R P Sを含んでぉり、 漏電流検知回路 2 2 3の差動增幅器 （D A M P ) 2 2 3 a及び 2 2 3 bは各抵抗 R P Sの両端に現ゎれる逆 起電圧 （ ί D - R P S) 及び （ 1 。 ' * R P S ) を差動増幅する。 この場合に、 定電圧ループに電流の漏れが生じてぃなければ ソース側電流 I 。 とシンク側電流 I 。 ' は等しぃ。 ょって、 差動增幅器 2 2 3 a及び 2 2 3 bの各出カ電圧も等しく、 差動
    [0045] -增幅器 2 3 3 c の出カ信号 V Fしは略 0 Vでぁる。 しかしカテー テル 7を介して定電圧ル一プに漏れが生じると、 I D > I D ' ' (流出） 又は I D く I D ' (流入） の状態になり、 差動増幅器
    [0046] 2 2 3 a及び 2 2 3 bの各出カは （ 1 。 - R PS) > ( 1 。 ' -
    [0047] R PS) 又は （ 1 。 - R PS) < ( I D ' - R PS) の関係になる。 これにょ り差動增幅器 2 3 3 c の出カ信号は士 V FLに変動す る。 従って、 ロ一カル C P U 2 6は基準電圧発生回路 2 2 7に 適当な参照電圧 V FRE を発生せしめるこ と にょ 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ぁる。 ローカル
    [0048] C P U 2 6は漏れ電流を判断すると、 リ レ一回路 2 2 8に制御 信号？？ S R 1 を送る。 これにょり リ レ一回路 2 2 8は制御信号
    [0049] R L C 2を出カし、 電流遮断回路 2 2 2の接点 a〜cを直ちに 閧放する。 ょって、 プロ一ブ回路への電流供給は直ちに遮断さ れる。 こ ぅ して、 人体への悪影響が取り除かれる。
    [0050] 尚、 ホ一ル素子等で電流検出することも可能でぁる。 また、 プローブ回路を交流でバィァスするょぅな場合は、 電流ル一プ に巻き付けたコィルで電流を検出する。
    [0051] ー方、 基準抵抗回路 2 2 4は血液温度検出回路 2 2 を校正 するための基準温度信号 VPAT ' を出カする。 ロ一カル C P U 2 6 は制御信号 S E L P を送る こ と にょ り 、 基準抵抗回路 2 2 4に対し所定の温度 T 又は T2 等に相当する基準温度信 号 VPAT ' を出カせしめる。 基準抵抗回路 .2 2 4内の各分割抵 抗}^ 1 〜R 4 等は予め所定の抵抗値を有し、 しかもその抵抗値 は温度にょ りほとんど変化しなぃ。 また各直列抵抗網 （ R t と R 2 又は R 3 と R 4 等） には上記の定電位 V„ 及び V L が加ぇ られてぉり、 故にカテーテル 7のプローブ回路と同一の条件下 でァナログ回路網 （ァナログスィッチ 25、 血液温度検出回路 2 2 6等） の温度ドリフ 卜等を検出し、 実際の検出温度を補正 - でき'る。 即ち、 基準抵抗回路 2 24に所定の温度 T t に相当 する値を発生させたときに温度 T , ' が検出されたときは、 誤差 ΔΤ= (Τ ' ！ ) の情報をメィン C P U 3 0で求 め、 これにょ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 CPU 26は測定開始前にリ レー回路 2 2 8 に制御信号 S E L Sを送り、 電流遮断回路 22 2の接点 d及び eを第 2図の上側に接,镜せし.める。 これにょり、 サ一ミスタ 8 への給電路は開放され、 代りに基準抵抗 。 を介して補正抵抗 9に定電圧 （VH - VL ) が加ぇられる。 この場合に、 基準抵 抗値 R。 はメィン C P U 3◦内にぉぃて既知でぁり、 かっー定 でぁるが、 補正抵抗値 RPAS はサ一ミスタ 8に対する補正の 内容にょり異なる。 そこで、 ロ一カル C PU2 6 (メィン C P U 30 ) はこのときの分割電圧 VPAT を取り込むことにょり、 サ一ミスタ 8の特性を調べる こ とができる。 例ぇば、 分割 電圧 VPAT が所定の範囲内でバラックときは、 サ一ミスタ 8の タィプ （カテ一テル 7の夕ィプ） は同一でぁると判定できる。 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。 装置本体 1に対 して、 予め、 このょぅな異なる種類のカテ一テルの使用が予定 されてぃるときは、 メィン C P U 30は判別結果に従って温度 參照テーブルをシフ 卜し又は選択して使用する。 また、 分割電圧 vPAT が参照電圧 VREF ( = V H ) と等しぃ と.きは、 カテーテル 7内のプローブ回路の断線か、 ぁるぃは カテ一テル 7自体が接続されてぃなぃと判定できる。 こ ぅ し て、 ロ一カル C P U 2 6 (メィ ン C P U 3 0 ) は測定の前、 中、 後にぉぃて逐次各検出回路の状態を調べ、 自動的に対応で さる。 .
    [0052] 第 3図は実施例の平衡温度検出回路 2 3の詳細を示す回路図 でぁる。 ― '
    [0053] ロ一カル C P U 2 6は予め制御信号 S T Rにょり リ レー回路 2 3 5を. O Nにする。 これにょ り、 リ レー回路 2 3 5は制御 信号 R L C 3を出カし、 電流遮断回路 （C 0 F F C) 2 3 2の 接点 f 及び gを閉鎖状態にする。 また、 ロ一カル C P U 2 6は 制御信号 S E L I Cにょり定電流回路 （ C C C ) 2 3 1の定電 流 I c の大きさを設定する。 これにょり、 定電流回路 2 3 1 は サ一ミスタ 1 0を含む定電流ル一プに設定した定電流 I c を 供給する。 またこれにょ り、 サ一ミスタ 1 0は定電流 I c で 加熱される と共に、 周囲の血液に対して加ぇた熱量と周囲の 血液にょって奪ゎれる熱量との平衡温度に従ぃ、 その抵抗値 R C FT を変化させ、 その平衡温度の検出電圧 （ I c · R CFT ) を平衡温度增幅回路 （ETA C) 2 34の差動增幅器 （D AM P ) 2 3 4 aの入カに与ぇる。 差動增幅器 2 34 aは検出電圧 ( I C · R C FT ) を差動增幅し、 熱平衡温度の出カ電圧 V CLを 形成する。 差動增幅器 2 34 aの出カ回路に設けた抵抗 , R .M , R H は出カ電圧 ^を分割する分割抵抗でぁり、 熱平衡 温度の大きさに応じて測定レンジをミデァムレンジ V CM又は 八ィレンジ VCHのょぅに異ならしめ、 各測定レンジに対して A/D変換器 2 5の最大分解能を対応させてぃる。
    [0054] また、 設定した定電流 I c の大きさはメィン C P U 3 0内 にぉぃて既知でぁるから、 メィン C P U 30はサ一ミスタ 1 0 の熱平衡抵抗値 R C FT を R CFT = V c / I C にょり求められ る。
    [0055] ー方、 漏電流検知回路 （L CD C) 233は定電流ル一プの 定電流 I c に漏れが生じてぃるか否かを検出する。 定電流ル一 プは直列に揷入した 2個の同値の電流検出抵抗 R c sを含んでぉ り、 漏電流検知回路 2 3 3の差動増幅器 2 3 3 a及び 2 3 3 b は各抵抗 R csの両端に現ゎれる逆起電圧 （ I c - R cs) 及び ( I c ' - Res) を差動増幅する。 この場合に、 定電流ル一プ に電流の漏れが生じてぃなければソース側電流 I c とシンク側 電流 I c ' 'は等しく、 ょって差動増幅器 233 a及び 2 3 3 b の各出カも等しぃ。 従って、 比較器 （CMP) 2 3 3 c の入カ は等しくその出カ信号 RO F Fは略 0 Vでぁる。 ょって、 リレ ー回路 2 3 5は O Nのままでぁる。 しかし、 カテ一テル 7を 介して定電流ループに漏れが生じると、 I c > I C ' (流出） 又は I c < I c ' (流入） の状態になり .差動増幅器 2 3 3 a 及び 2 3 3 bの各出カは （ I c - R cs) > ( I c ' - R es) 又は （ I c · R cs) < ( I c - Rcs) の関係になる。 これに ょり、 比較器 2 33 c の出カ信号 R 0 F Fは ± V R に変化し、 何れの場合も所定範囲を越ぇるときはリ レー回路 2 3 5 ^直ち に〇 F Fする。 またこれにょ り リ レー回路 2 3 5は制御信号 R L C 3を出カし、 電流遮断回路 2 3 2の接点 ΐ , gを直ちに 閲放せしめ、 カテーテル 7への電流供給を遮断する。 こ ぅ し て、 人体への悪影響が取り除かれる。 尚、 漏電流検知回路 2 3 3の出カ信号 R ◦ F Fを第 1 図の ァナログスィッチ 2 4 -に入カせしめ、 これをロ一カノレ C P U (メィン C P U 3 0 ) がリモー卜でモニ夕できるょぅ にしても 良ぃ。
    [0056] また、 サ一ミスタ 1 0は上記のょぅな自己発熱型のサーミス タに限られることはなく、 一般的なサ一ミスタを、 それが別個 のヒ一タ等にょ り定電流 I c にぉぃて加熱されるょぅ にして ヒータの近傍に設けたょぅなものでぁってもょぃ。 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ぁる。 第 1 図に戻り、 メィン C P U 3 0にぉぃて、 熱希釈心拍出量 演算手段 3 1 は注入液温度検出回路 2 1 の注入液体温度丁ェ と 血液温度検出回路 2 2の血液温度 T P を入カし、 公知のスチュ ヮ一 卜 ♦ ノヽミル卜 ン法にょ り （ 2 ) 式に基づぃて熱希釈法に ょる心拍出量 C。 を演算し、 演算結果を連続心拍出量演算手段
    [0057] 3 3に出カする。
    [0058] S 【 - C ( T P - T , ) - V i
    [0059] C 0 = : . … （ 2 )
    [0060] I CO
    [0061] S P · C P · ) 0 Δ Τ P d t し し し 、 c。 ：心拍出量
    [0062] S i ：注入液体の比重
    [0063] C i ：注入液体の比熱
    [0064] V ; ：注入液体量
    [0065] T I ：注入液体温度
    [0066] T P ：血液温度
    [0067] S P ：血液の比重 .
    [0068] C P ：血液の比熱
    [0069] I CO
    [0070] ) A T P d t :熟希釈曲線の面積
    [0071] でぁる。
    [0072] 血流速度演算手段 3 2は血液温度検出回路 2 2の血液温度 T P と平衡温度検出回路 2 3の平衡温度 T C を入カじ、 （ 3 ) 式に基づぃて血流速度 Vを演算し、 演算結果を違続心拍出量演 算手段 3 3に出カする。
    [0073] I V
    [0074] V =
    [0075] し 、
    [0076] κ ：比例定数
    [0077] でぁる。
    [0078] 連続心拕出量演算手段 3 2は、 まず、 熱希釈法で求めた心拍 出量 C。 と血流速度 Vから、 （ 4 ) 式に基づぃて肺動脈の血管 断面積 Sを算出し、 パラメータレジスタ Sに保持する。
    [0079] S C。 ノ 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ー定と 考ぇられるので、 ー旦パラメ一夕 Sを求めた後は、 引き続き 速続的な心拍出量 (：。 ' を測定できる。
    [0080] そこで、 迪続心拍出量演算手段 3 2はパラメー夕 S と引き続 き測定した血流速度 Vとから、 （ 5 ) 式に基づぃて連続心拍出 量〇。 ' を演算し、 演算結果を表示器 5 0に出カする。
    [0081] C o ' = 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ィ ンルー チンのフロ一チャ一卜でぁる。 尚、 以下に述べる処理はメィン C P U 3 0の指令にょるローカル C P U 2 6の共動にょ り行ゎ れる。
    [0082] 本装置への電源投入又は測定閧始ボタンの押下等にょ り ステヅプ S 1 に入カする。 ステップ S 2では各検出回路の リ レー回路を O Nにする。 ステップ S 3ではカテ一テルの 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 ぃるか否かを検査する。 もし、 カテーテルが接続されてぃなぃ と-きはステップ S 1 5 に進み、 その旨をェラ一表示し、 再び ステップ S 3に戻り、 カテ一テルが接続されたか否かを検査す る。 またステップ S 3の判別でカテ一テルが接続されてぃる と きは、 ステップ S 4で前記の基準抵抗にょ りカテーテルが 標準タィプか否かを調べる。 もし標準タィプでなければステッ プ S 5に進み、 対応する温度テ一ブル等を選択する。
    [0083] ま た標準夕ィ プの と きはそのま まステップ S 6 に進み、 プローブ回路に漏れ電流がぁるか否かを検査する。 漏れ電流 ぁ り と判定したときはステップ S 1 1 に進み、 リ レ一回路を
    [0084] 0 F Fにし、 ステップ S 1 2ではその旨をェラー表示し、 ステ ップ S 1 3ではブザー 6 0を鳴動させて使用者の注意を促す。
    [0085] 引き続きステップ S 1 4ではァィ ドルル一チンを実行し、 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っ。 また 漏れ電流なしと判定したときはステップ S 7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。
    [0086] 補正が必要ならステップ S 8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デップ S 9に進み、 パラ メータ Sの初期設定フラ が 0 Nか否かを判別する。
    [0087] O Nでなぃときは、 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レたとき等に該当し、 'ステップ S 2 0に ' 進み、 パラメ一タ Sの設定ル一チンを実行する。 このパラメー タ設定ル一チンでは熱希釈法に基づぃた心拍出量 C。 の測定 演算を行ぃ、 引き続き、 血流速度 Vの検出を行なぃ、 その上で パラメ一タ 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 O Nにし、 ステップ S 3に戻 る。 こ ぅ して再びステップ S 9 に戻る と、 今度は初期設定 フラグがセッ 卜されてぃるのでステップ S 1 0に進む。 ステッ プ S 1 0は保持してぃるパラメ一タ Sの更新の必要性を判別す るステップでぁり、 この必要性は更新要求フラグ （不図示） を 調べることにょ り成される。 例ぇば、 この更新要求フラグの セッ 卜は次のょぅ にして 亍なぅ。 メィン C P U 3 0のタィマ (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 卜 してぉき、 この時間経過したと きに、 タィマ割り込みル一チン等にょり更新要求フラグをセッ 卜 する。 この更新要求フラグがセッ 卜されてぃればステッフ。 S 2 0 に進み、 パラメ一タ設定ルーチン （この場合は、 更新 ル一チン） を実行する。 これにょりパラメ一夕 S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、 前記タィマを再スタ一卜する。 またステップ S 1 0で N〇 を判別したときはパラメ一タ Sは有効かっ信頼性がぁるから、 ステップ S 4 0に進み、 連続心拍出量測定ルーチンを実行す る。
    [0088] 第 7図は実施例のパラメー夕設定処理ルーチンの詳細を示す フロ一チャー卜でぁる。' ステップ S 2 1 では廿一ミスタ 1 0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ぁるときに意味がぁる。 ステ ップ S 2 2ではサ一ミスタ 1 0が十分に冷ぇ、 サ一ミスタ 8へ の影響がなくなるまでの所定時間の経過を待っ。 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 S 2 3に進み、 カテーテル 2 の吐出ロょ りー定量の指示液体を投入する。 ステップ S 2 4ではこの注入液温度 T！ を測定する。 ステップ S 2 5では肺動脈に至るまでに熱希釈された血液温度 T P を 測定する。 ステップ S 2 6では熱希釈心拍出量演算手段 3 1 に ょ り心拍出量 C。 を （ 2 ) 式にょり算出し、 ステップ S 2 7で は算出した心拍出燈値 (：。 を連続心拍出 S演算手段 3 3に出カ する。 尚、 図示しなぃが、 必要なら連続心拍出量演算手段 3 3 はこの心拍出量値 C。 を表示する。 こぅ して最初の又はパラ メータ Sの更新のための熱希釈法にょる心拍出量 C。 の測定が なされる。
    [0089] 引き続き、 ステップ S 2 8ではサーミスタ 1 0を定電流 I c で加熱する。 ステップ S 2 9では加熱される前の血液温度丁 P を測定する。 ステップ S 3 0では加熱中のサ一ミスタ 1 0自身 の平衡温度 T c を検出する。 また、 この際には、 （ 3 ) 式で使 用するサ一ミスタ 1 0の両端の電位差 V c が同時に得られる。 ステップ S 3 1 では血流速演算手段 3 2 にょ り血流速度 Vを ( 3 ) 式にょって算出し、 連続心拍出量演算手段 3 3に出カす る。 ステップ S 3 2では違続心拍出量演算手段 3 3が血管断面 積のパラメ一タ Sを （4 ) 式に従って求め、 レジスタ Sに保持 する。 - 第 8図は実施例の違続心拍出量測定ルーチンの詳細を示す フロ一チャー卜でぁる。 ステップ S 4 1ではサ一ミスタ 1 0を 定電流 I c で加熱する。 ステップ S 4 2では血液温度 T P を 測定する。 ステップ S 4 3では加熱中のサ一ミスタ 1 0自身の 平衡温度 T c を測定する。 その際にサーミス夕 1 0の両端の電 位差 V c も同時に得られる。 ステヅプ S 4 4では血流速演算手 段 3 2にょり血流速度 Vを （ 3 ) 式にょって算出し、 連続心拍 出量演算手段 3 3に出カする。 ステップ S 4 5では連続心拍出 量演算手段 3 3がパラメータ Sに血流速度 Vとを乗算して連続 心拍出量〇。 ' を求める。 ステップ S 4 6では求めた連続心拍 出量 C。 ' を表示する。
    [0090] 尚、 上記の実施例は心拍出 ffl測定装置にっぃて述べたが、 これに限らなぃ。 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。
    [0091] また上記の実施例は、 感温素子 （サーミス夕） にょる温度 センサプロ一ブ回路にっぃて述べたが、 これに限らなぃ。 本発明は、 他にも、 各種の電極、 ィ才ンセンサ、 圧カセンサ、 光センサ等の各種のセンサを用ぃたプロ一ブ回路にっぃて適用 できる。
    [0092] また上記の実施例は、 プローブ回路に直流バィ ァス （定電 流、 定電圧） を加ぇる場合にっぃて述べたがこれに限らなぃ。 他にも、 交流バィ ァス、 パルス信号を加ぇる場合でもょぃ。 交流バィァスの漏れ電流は実行値で比較すれば良ぃ。 またパル ス信号の漏れ電流は所定区間で比較すれば良.ぃ。
    [0093] 以上述べた如く本発明にょれば、 生体情報検出回路と生体情 報処理回路間の信号のゃり と りを電気的に絶縁した状態で行ぅ ので、 プロ一ブ回路を含む計測部の絶縁性は一層改善され、 外部からのリークをー層防止し安ぃ構造にできる。
    [0094] また本発明にょれば、 生体情報検出回路のみに電カを供給す る第 1 の電源回路を設け、 かっ第 2の電源回路から第 1 の電源 回路への電カ供給を電気的に絶縁した状態で行ぅので、 生体情 報検出回路は商用交流電源回路及び装置本体の電源回路部から ¾気的にー層確实に遮断され、 安全な計測を可能にする。
    [0095] また本発明にょれば、 検出素子に加ぇた電流値に相当する値 と該検出素子を介してバィァス回路に帰還した電流値に相当す る値を検出して比較することにょり生体にぉける漏れ電流の 有無を検出するので、 微細な漏れ電流を検出でき、 直ちに安全 策を講じることが可能になる。
    [0096] また本発明にょれば、 プローブ内の補正用素子のみに所定 バィァスを加ぇ、 該補正用素子から読み取った電気量と所定値 を比較することにょり、 接続されてぃるプローブの型式を認識 するので、 常に測定条件の影響を受けることなく検出手段の ' 特性のバラッキの特性を正確に読み取れ、 もって検出手段の 型式を正確に自動認識できる。
    权利要求:
    Claims請 求 の 範 囲
    ( 1 ) 生体情報を電気的に検出して該生体情報を示すデジ夕ル 信号を出カする生体情報検出回路と、
    前記検出出カしたデジタル信号に基づぃて生体情報のデジ タル処理をする生体情報処理回路と、
    前記生体情報検出回路と生体情報処理回路間に介在して これらの回路間の信号のゃり と り を電気的 ^絶縁した状態で 行ぅ信号伝達手段を備ぇる こ と を特徴とする生体情報測定
    ( 2 ) 信号伝達手段は光を信号伝達媒体とすることを特徴と . する請求の範囲第 1項記載の生体情報測定装置。
    ( 3 ) 生体情報を電気的に検出する生体情報検出回路と、 前記生体情報検出回路のみに電カを供給する第 1 の電源 回路と：
    前記第 1 の電源回路に電カを供給する第 2の電源回路と、 前記第 1 の電源回路と第 2の電源回路間に介在して該第 2の 電源回路から第 1 の電源回路への電カ供給を電気的に絶緣した 状態で行ぅ電カ伝達手段を備ぇるこ とを特徵とする生体情報 測定装置。
    ( 4 ) 電カ伝達手段はそのー次巻線回路とニ次巻線回路間が 電気的に絶縁されてぃる 卜 ラ ンスでぁる こ とを特徵とする 請求の範囲第 3項記載の生体情報測定装置。
    ( 5 ) 生体情報を電気的に検出して該生体情報を示す電気信号 を出カする検出素子と、
    前記検出素子に電気的バィァスを加ぇるバィァス回路と、 前記校出素子に加ぇた電流値に相当する値と該検出素子を 介してバィァス回路に帰還した電流値に相当する値を検出 して比較することにょり生体にぉける漏れ電流有無を検出する 漏れ電流検出手段を備ぇることを特徵とする生体情報測定
    ( 6 ) 漏れ電流検出手段はバィァス回路から検出素子に流入 する側の電流路及び該検出素子からバィァス回路に帰還する 側の電流路に夫々電流検出用素子を有することを特徵とする 請求の範囲第 5項記載の生体情報測定装置。
    ( 7 ) 生体情報を電気的に検出する検出素子と該検出素子の 電気的特性の補正用素子を備ぇるプローブと、
    前記プローブ内の補正用素子のみに所定バィァスを加ぇる バィァス回路と、
    前記加ぇたバィァスに対応する補正用素子の電気量を読み 取る読取回路と、
    前記読み取った電気量と所定値を比較することにょり接続さ れてぃるプローブの型式を認識する認識手段を備ぇることを 特徵とする生体情報測定装置。
    ( 8 ) 認識手段は読み取った電気量が所定範囲を越ぇてぃると きはプロ一ブが接続されてぃなぃと認識することを更に特徵と する請求の範西第 7項記載の生体情報測定装置。
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    DE3850965T2|1994-12-01|
    引用文献:
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