JP2000509817A

JP2000509817A - 診断試験で使用されるセンサーの較正方法

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Publication number: JP2000509817A
Application number: JP10534496A
Authority: JP
Inventors: ウオン，デビッド，ケイ．; ビューズ，デビッド，エイ．; サビッジ，ローレル; ロング，ダイティング
Original assignee: ビアメディカルコーポレイション
Priority date: 1997-01-17
Filing date: 1998-01-14
Publication date: 2000-08-02
Anticipated expiration: 2018-01-14
Also published as: WO1998032013A1; EP0958499A1; EP0958499B1; DE69807042T2; JP3121356B2; US6123827A; DE69807042D1

Abstract

(57)【要約】血液のような溶液のあらかじめ決められたパラメータ（例えば、ＣＯ₂分圧、Ｏ₂分圧、またはｐＨ）の診断的検知で使用されるセンサーを確実に較正する方法であって、較正溶液中のパラメータ値の予測される経時変化を補償する方法が開示される。較正溶液のパラメータは、あらかじめ決められた初期値を有し、溶液はまず、パラメータ値があらかじめ決められた方法で経時変化できるように構成された容器内に位置する。センサーに較正溶液を供給すると、センサーは較正溶液シグナルを発生し、これが、予測される経時変化に基づいて、パラメータの計算された値と比較され、較正係数が得られる。次に、センサーに試験流体を供給すると、センサーは、試験流体シグナルを発生し、この試験流体シグナルは次に、較正係数に従って調整される。

Description

【発明の詳細な説明】診断試験で使用されるセンサーの較正方法発明の背景本発明は、一般的には生物学的流体の診断試験、そしてさらに詳しくは、このような試験で使用されるセンサーの較正方法に関する。低コストでディスポの電子化学的電極アセンブリーは、病院での患者のケアに一般的に使用される注入流体送達システムとして特に有用である。このようなシステムでは、有効性が最大になるように、栄養物質、薬剤などを直接患者に、制御された速度でかつ正確な量で注入する。このような注入流体送達システムは、静脈内（ＩＶ）ポートを経由して患者に接続され、ここで、中空針／カテーテルアセンブリーが患者の血管に挿入され、次に注入流体は、典型的にはペリスタポンプを用いて制御された速度で血管中に導入される。この種の注入流体送達システムと組合せた血液化学モニタリングシステムは、ＩＶポートを使用して、定期的に血液試料を電極アセンブリーに送り、血液イオン濃度などの測定を行い、次に血液を廃棄するかまたは再度患者に注入する。次にこのシステムは、注入流体の送達を再開する。電極アセンブリーは典型的には、参照電極と複数の感知電極またはセンサー（各々が、目的の特定のイオンまたは分子種に対して感受性である）を含む。すべての電極は、典型的には電極アセンブリーの基板中に埋め込まれる。例えば、イオン選択性電極は、それらが感受性である特定のイオンとの接触に応答した時のみ電気シグナルを発生し、従って血液中のそのイオンの量の選択的測定を提供する。このタイプの感知電極は、例えば血液カルシウム、水素イオン（すなわちｐＨ）、塩素、カリウムおよびナトリウムを測定するように提供される。示差的測定系において、参照電極は、較正または参照流体に連続的に暴露される別のイオン選択性電極（例えば、塩素またはナトリウム電極）のこともある。あるいは、非示差的測定系では、従来の参照電極（これは、参照流体またはアナライトに暴露された時のみ、一定の電位を維持する）が必要である。臨床診断的応用のために現在使用されている電子化学センサーは、３つの範疇（インピーダンスセンサー、電流測定センサー、および電位差測定センサー）に分類される。インピーダンス型センサーの例は、ヘマトクリット（Ｈｃｔ）センサーである。ヘマトクリットは、血液中の赤血球の容量パーセントとして定義される。ヘマトクリットは、一対の金属電極（典型的には、１キロヘルツ（ｋＨｚ）で）血液のａｃインピーダンスを測定することにより決定することができる。電流測定センサーは、目的の特異的成分の濃度とともに変化する電流を発生する。例えば、酸素分圧（ｐＯ₂）とグルコース（Ｇｌｕ）は、通常電流測定センサーを使用して測定される。酸素センサーアセンブリーは通常、貴金属（例えば、白金または金）から作成される作用電極、および異なる金属（例えば、銀／塩化銀）で作成される適当な対電極を含む。酸素透過性（しかし、液体は透過しない）膜は、試料を内部電解質から分離するために、および従って汚染を避けるために、通常センサーアセンブリーの上にのせられる。センサーは、以下の式：Ｏ₂＋２Ｈ₂Ｏ＋４ｅ→４ＯＨ^- に従って、作用電極での酸素還元の制限電流を測定する。これは、作用（負）電極と対（正）電極の間に約７００ｍＶのバイアス電圧を印加することにより行われる。得られる電流は、試料中のｐＯ₂レベルに比例する。グルコースセンサーは、構成が酸素センサーに非常によく似ている。１つの差は、疎水性酸素膜の代わりに、グルコースオキシダーゼ（すなわち、ＧＯＤ）を固定した親水性膜が使用されることである。グルコースオキシダーゼの存在下では、以下の反応が起きる：グルコース＋Ｏ₂＋ＧＯＤ→グルコン酸＋Ｈ₂Ｏ₂ この場合、グルコース濃度は、作用電極を約７００ｍＶでアノード的またはカソード的に分極させ、過酸化水素酸化または酸素還元の速度を測定して、決定することができる。電位差測定センサーは、目的の分子種とともに変化する電圧を発生する。水素イオン（Ｈ⁺）、ナトリウム（Ｎａ⁺）、カリウム（Ｋ⁺）、イオン化カルシウム（Ｃａ⁺⁺）、および塩素（Ｃｌ^-）のようなイオン分子種は、通常イオン選択性電極（典型的なクラスの電位差測定センサー）であるイオン選択性電極により測定される。通常使用されるＣＯ₂センサー（時に、セベレングハウス（Ｓｅｖｅｒｉｎｇｈａｕｓ）電極としても知られている）もまた、電位差測定センサーである（そして、実際、本質的には、修飾されたｐＨセンサーである）。典型的には、これは、いずれも疎水性のガス透過性／液体不透過性膜（例えば、シリコーン）に被覆されたｐＨ電極と参照電極からなる。緩衝能の弱い内部電解質（例えば、０．００１ＭＮａＨＣＯ₃）の薄層は、疎水性膜とｐＨ感知膜との間に位置する。試料中の二酸化炭素は、最終的に内部電解質と平衡に達し、これは、以下の式に従ってｐＨシフトを引き起こす：ＣＯ₂＋Ｈ₂Ｏ → Ｈ⁺＋ＨＣＯ₃ ^- 生じるｐＨシフトは次に、ｐＨ電極により測定される。従って試料のＣＯ₂分圧（ｐＣＯ₂）とそのｐＨとの間に比例関係が存在する。上記センサーのいずれかで得られる測定値の正確度は、特に全血のような生物学的流体に暴露された後に、ドリフトにより悪影響を受ける。従って頻繁な較正が必要となる。膜のガス透過性の変化は、センサーの出力に影響を与えるため、これは、ｐＯ₂やｐＣＯ₂のようなガスの場合に特に言える。このために、通常多くの較正流体が必要とされる。これは、センサーを性状解析するために通常少なくとも２つの異なる較正濃度レベルが必要であるためである。多パラメータ系では、化学的不適合性や長期安定性に不安があるために、すべてのセンサーを較正するのに同じ２つの溶液を使用することが、しばしば不可能である。さらに、ｐＣＯ₂やｐＯ₂を所望の較正レベルで一定に維持することは技術的に困難なため、ほとんどの従来の血液化学分析機は、較正の必要性を満たすためだけに、２つのガスシリンダーといくつかの試薬瓶を有する。これは、分析機を大きくて使いにくいものにしている。米国特許第４，７３４，１８４号（バーレイ（Ｂｕｒｌｅｉｇｈ））に記載のように、部分的真空下でアルミニウム箔パウチに、あらかじめ圧力測定した液体較正物質を封入して充填する試みが行われている。このアプローチは、血液化学分析機のサイズを大幅に低下させ、分析機の可搬性を改良した。しかしパウチ開封後のパウチの内容物の寿命が短い。現在のトレンドは、ベンチトップの分析機から、ベッドサイドの分析機の使用へと移行している。さらに患者から試料を採取する代わりに、センサーを小さくして血管に挿入（インビボ）するか、または既存の血管アクセスポートの患者側に接続したフローセルの一部（エクスビボ）として作成して、血液化学の連続的モニタリングを提供する。インビボのアプローチは、介入無しに連続的結果を提供するため、概念的により魅力的である。しかし、これは実施が困難であり、1つの大きな難しさは血液の凝固である。血液適合性もまた、大きな課題である。短期的な解決法が身近にあるとしても、いったんセンサーが血流中に置かれると、繰り返し較正が非常に困難になる。元々、米国特許第４，５７３，９６８号（パーカー（Ｐａｒｋｅｒ））に記載されたエクスビボアプローチは、インラインフローセルに導入したセンサーと接触する少量の血液を定期的に採取する制御装置を使用する。測定値を採取した後、制御装置は、血管中に生理食塩水の送達を再開する。その結果、採取された血液は有効に、患者に一気に戻され、センサーはきれいに洗浄される。米国特許第４，５３５，７８６号（カーター（Ｋａｔｅｒ））は、注入可能なＩＶ生理食塩水を使用して生物学的流体のイオン分子種を較正する方法を開示している。しかし、カーター（Ｋａｔｅｒ）は、ｐＯ₂やｐＣＯ₂のような分子種の較正について言及していない。前記したように、血液化学センサーは元々、測定の正確性を維持するために頻繁に較正する必要がある。ｐＨとｐＣＯ₂センサーの較正は、いまだに具体的な課題である。水溶液中では、これらの２つのパラメータは、以下の式により相互に関連している：ＣＯ₂＋Ｈ₂Ｏ → Ｈ⁺＋ＨＣＯ₃ ^- ３７℃では、単純な重炭酸含有生理食塩水のｐＨは、６．１０＋ｌｏｇ（［ＨＣＯ₃ ^-］／０．０３０１ｐＣＯ₂）に等しい。大気は０．２〜０．５mmHgのＣＯ₂を含有するが動脈血中の正常なｐＣＯ₂は約４０mmHgであるため、大気のＣＯ₂レベルは低すぎるだけでなく、較正点として作用するには変動しすぎる。従って外部ＣＯ₂源が必要である。普通、当該分野で使用されるアプローチは、既知のＣＯ₂含有ガスで溶液の圧力を測定し、次に、ガスで平衡化した溶液を密封容器中にパッケージングすることである。このアプローチは費用がかかるのみでなく、溶液が安全に注入されていることを保証するために大きな努力も必要である。米国特許第４，７３６，７４８号（ナカムラ（Ｎａｋａｍｕｒａ））は、グルコースを添加した乳酸化リンゲル溶液を使用して、Ｎａ⁺、Ｋ、Ｃａ⁺⁺、グルコース、およびヘマトクリットの同時較正が可能であると示唆している。しかしこの溶液は、充分規定されたｐＨ値またはｐＯ₂値を持たず、基本的にＣＯ₂を含有しないため、このような解決は、ｐＨ、ｐＣＯ₂および／またはｐＯ₂較正に使用することができなかった。乳酸化リンゲル溶液に溶解した酸素の量は固定されていないため（ナカムラ（Ｎａｋａｍｕｒａ）がモニタリングすることを考慮していない、周囲温度と気圧の関数である）、この特許は、酸素較正物質としてこの溶液を如何に使用するかを開示していない。上記で確認したバーレイ（Ｂｕｒｌｅｉｇｈ）特許は、ＣＯ₂較正に使用される溶液を記載しているが、溶液は注入できないようである。この特許は、注入流体送達／血液化学測定システムの組合せで使用できる適当な較正溶液について指針を提供していない。米国特許第５，１３２，０００号（ソネ（Ｓｏｎｅ）ら）は、ＣＯ₂含有溶液を較正するために使用できる溶液を記載するという点で、バーレイ（Ｂｕｒｌｅｉｇｈ）特許に似ている。しかしこの溶液は、注入不可能なようである。米国特許第５，５０５，８２８号（ウォン（Ｗｏｎｇ）ら）は、いくつかの血液化学パラメータ（ｐＣＯ₂、ｐＯ₂、ｐＨ、ナトリウム、カリウム、イオン化カルシウム、イオン化マグネシウム、塩素、グルコース、乳酸塩、およびヘマトクリット含む）を同時に測定することができる、センサーのアレイを較正するのに有用な較正溶液を記載している。さらにこの溶液は注入可能であり、アレイ中のすべてのセンサーの定期的な較正を促進することができ、これは体と絶えず流体で連通している。ウォン（Ｗｏｎｇ）らの較正溶液は、約８時間までの時間、充分に作用する。しかし、長時間（例えば、１２〜２４時間）では、溶液のｐＨ値は過度に上昇し、対応するｐＣＯ₂は過度に低下する。これは主に、最初に溶液を運搬する注入バッグから、および注入バッグからセンサーアレイに溶液を運搬するＩＶセットから、ＣＯ₂が拡散するためである。この濃度の変動は、重大な較正エラーを引き起こす可能性がある。ウォン（Ｗｏｎｇ）らの較正溶液は、溶液中のＯ₂の濃度は実質的に、大気中のＯ₂の濃度と同じであるため、かつ従ってＯは注入バッグまたはＩＶセットから拡散しないため、ｐＯ₂を較正するのに充分機能する。しかし、溶液中の溶存酸素の量は、溶液の温度と反比例して変動する。従って、センサーアレイに送達される溶液が、急に大きな温度変化を受けると、溶存酸素の一部は溶液から出て、較正エラーが発生する。従って、溶液の容器からのＣＯ₂の拡散による較正溶液のｐＣＯ₂の変動を受容し、かつセンサーに送達される溶液の温度の大きな変動を受容できる、いくつかの血液化学パラメータ（ｐＨ、ｐＣＯ₂およびＯ₂を含む）の測定が可能な、センサーを較正するための改良法に対するニーズがある。本発明は、このニーズを満たす。発明の要約本発明は、較正溶液のパラメータ値の予測される経時変化を確実に補償する、試験流体（例えば、血液）のあらかじめ決められたパラメータ（例えば、ＣＯ₂ 分圧）の値を測定する種類のセンサーを較正する方法に関する。較正溶液のパラメータは、あらかじめ決められた初期値を有し、溶液はまず、パラメータ値があらかじめ決められた方法で経時変化できるように構成された容器内に位置する。較正されるセンサーは、容器から供給される較正溶液に暴露され、ここでセンサーは較正溶液シグナルを発生する。センサーに供給される較正溶液内のパラメータ値は、予測される経時変化に基づいて計算され、次にこの計算濃度が、実際にセンサーが発生する較正溶液シグナルと比較され、較正係数が得られる。さらに次に、センサーは、試験流体に暴露され、ここでセンサーは試験流体シグナルを発生する。最後に、試験流体シグナルは、較正係数に従って調整される。本発明の方法は、センサーを有するセンサーアセンブリーを介して、ポンプが、通常較正溶液を容器から患者に送る、注入流体送達システムと血液化学モニタリングシステムの一部として特に有用であり、ここでセンサーは較正溶液シグナルを発生する。定期的にポンプはその方向を変え、血液を患者からセンサーアセンブリーに送り、ここでセンサーは試験流体シグナルを発生する。この方法は、較正溶液中の値が経時変化を受ける任意のパラメータ値の測定で使用するのに適している。これは例えば、ＣＯ₂分圧、ｐＨ、およびＯ₂圧に感受性のあるセンサーについて使用される。容器は、その分圧が周りの大気のＣＯ₂ 分圧と平衡化するまで、溶液からＣＯ₂が漏出することを可能にする孔を有するため、ＣＯ₂分圧とｐＨは、その初期値の変動を受ける。Ｏ₂分圧は、溶液中の温度変化に従って、初期値からの変化を受ける。ある場合には、較正溶液の容器は、柔軟なバッグと静脈内ラインを含む。柔軟なバッグは、それが運搬する較正溶液から、第１のあらかじめ決められた方法でＣＯ₂が経時的に漏出することを可能にし、かつ静脈内ラインは、それが運搬する較正溶液から、第２のあらかじめ決められた方法でＣＯ₂が漏出することを可能にする。この場合、ＣＯ₂センサーが較正される時、計算ステップは、柔軟なバッグと静脈内ラインの両方からの予測される漏出に基づき、ＣＯ₂センサーに供給される較正溶液中のＣＯ₂の濃度の計算を含む。計算はまた、ＣＯ₂センサーに供給される較正溶液が、柔軟なバッグと静脈内ラインの両方中に存在した持続時間の測定を含む。計算はさらに、溶液中の較正溶液の温度の測定、および測定された温度に基づくＣＯ₂の予測される経時的漏出の測定を含む。変動を補償することによりｐＨセンサーを較正するためにも使用される時、本発明の別のより詳細な特徴において、溶液のＣＯ₂分圧の予測される変動による較正溶液のｐＨにおいて。この場合、ｐＨセンサーは較正溶液に暴露され、ここでｐＨセンサーは、較正溶液ｐＨシグナルを発生し、ｐＨセンサーに供給される較正溶液のｐＨは、容器からのＣＯ₂の予測される経時的漏出に基づいて計算される。次に計算されたｐＨは、ｐＨセンサーが実際に発生する較正溶液ｐＨシグナルと比較され、ｐＨ較正係数が得られる。このｐＨセンサーはまた、試験流体に暴露され、ここでセンサーがまた試験流体ｐＨシグナルを発生する。最後に試験流体ｐＨシグナルは、ｐＨ較正係数に従って調整される。本発明の他の特徴および利点は、添付図面（これは、本発明の原理のみを開示する）とともに、以下の好適な方法の説明から明らかであろう。図面の簡単な説明図１は、本発明の実施に有用な注入流体送達装置および血液化学分析機の組合せの略図である。図２は、流体バッグと静脈内（ＩＶ）セットからの二酸化炭素（ＣＯ₂）の拡散による、図１のセンサーアセンブリーのＣＯ₂センサーに近接する注入／較正流体のｐＨの典型的な経時的上昇を示すグラフである。図３は、図１のセンサーアセンブリーのＣＯ₂センサーとｐＨセンサーを較正する時に、分析機がたどる操作ステップの簡略フローチャートである。図４は、図１のセンサーアセンブリーのＯ₂センサーを較正する時に、分析機がたどる操作ステップの簡略フローチャートである。好適な実施態様の説明図面および特に図１を参照して、患者の血液の種々のパラメータを測定するのに有用な、注入流体送達装置および血液化学分析機１１の組合せを示す。この装置は、注入流体バッグ１７から静脈内（ＩＶ）セットもしくはライン１９、センサーアセンブリー２１、および針／カテーテルアセンブリー２３を介して患者２５に、注入／較正流体または較正物質をポンプで送るように、制御装置１５により制御可能に調整されるペリスタ注入ポンプ１３を含む。制御装置は定期的にポンプを調整してそのポンプ方向を逆転し、あらかじめ決められた量の患者の血液を、針／カテーテルアセンブリーを介してセンサーアセンブリーに戻す。送られた血液の種々のパラメータをセンサーアセンブリーが測定した後、これらの測定値は保存され、分析機２７により処理され、制御装置はポンプを調整してセンサーアセンブリーから患者に血液をパージして戻し、次にその元々の制御速度で較正物質のポンプによる送達を再開する。センサーアセンブリー２１は、任意の数の種々の血液化学パラメータを測定するためのいくつかの個々のセンサーを含む。このようなパラメータは、例えばヘマトクリット、グルコース濃度、および種々のイオン濃度（例えば、ナトリウムイオン、カリウムイオン、カルシウムイオン、および塩素）を含む。センサーアセンブリーの個々のセンサーはまた、ｐＨ、二酸化炭素分圧（ｐＣＯ₂）、および酸素分圧（ｐＯ₂）のような血液化学パラメータも測定することができる。センサーアセンブリー２１の種々のセンサーは、その発生するシグナルが要求される程度の正確度を有するために較正する必要がある。イオン選択性センサーの較正は、最初バッグ１７中で運搬される較正物質を、種々のイオン（水素、ナトリウム、カリウム、カルシウムおよび塩素を含む）のあらかじめ決められた濃度を含むように調整することにより行われる。較正物質がセンサーアセンブリーを介してポンプで送られる時、分析機は、これらのセンサーが発生する電圧または電流シグナルを追跡し、その結果センサーの感度を正しく性状解析し較正することができる。センサーアセンブリー２１のＣＯ₂センサーを較正することは、従来は典型的には大きなガスシリンダーと試薬瓶の使用を必要とする、特に困難な問題であった。改良法が、米国特許第５，３３０，６３４号（ウォング（Ｗｏｎｇ）ら）に開示されており、ここでは、特殊な注入較正溶液が、約１〜１００mm/Lの範囲の処方された初期濃度のＨＣＯ₃ ^-を提供するのに有効な量の重炭酸ナトリウムを取り込んでいる。重炭酸ナトリウムはガス不透過性パウチ内にパッケージングされるシリンジから溶液中に導入される。ウォング（Ｗｏｎｇ）らの特許中に開示された較正溶液は、約８時間の時間範囲までよく作用するが、より長い時間（例えば、１２〜２４時間）では、溶液のｐＨ値が過度に上昇し、対応するｐＣＯ₂が過度に低下するであろう。これは主に、最初に溶液を運搬するバッグ１７からの、およびバッグからセンサーアセンブリー２１に溶液を運搬するＩＶセット１９からの、ＣＯ₂の拡散のためである。較正溶液中のＣＯ₂の分圧は周りの雰囲気中のＣＯ₂分圧より最初は実質的に高いため、このような拡散は必ず起きる。濃度のこの変動が、大きな較正エラーを引き起こしている。このＣＯ₂拡散の較正に対する影響を確認することを複雑にしている要因は、バッグ１７からの拡散速度は、バッグとセンサーアセンブリー２１を接続するＩＶセット１９からの拡散速度とは異なることである。一般に、ＩＶセットの容量に対する表面積の比が実質的に大きいため、ＣＯ₂は、注入流体バッグからよりも、そこから実質的により速く拡散する。図２は、センサーアセンブリー２１のＣＯ₂センサーにすぐ近接して位置する較正物質のｐＨが、バッグ１７とＩＶセット１９の両方の中の較正物質からのＣＯ₂の拡散のために、経時的に上昇することを示すグラフである。ポンプ１３が流体をＩＶセットとセンサーアセンブリーを介して送っている間、ＣＯ₂センサーに近接して位置する較正物質のｐＨは、通常ゆっくり着実に上昇することに注意されたい。この間、バッグ内にとどまる較正物質のｐＨは同様に上昇するが、速度は有意により遅い。さらに図２では、ポンプが患者２５から血液試料を取り、次に試料をパージして患者に戻す時、新鮮な較正物質の供給がバッグ１７から、ＣＯ₂センサーに近接した位置に移動することに注意されたい。流体の新鮮な供給のｐＨは、パージにより患者に注入された較正物質のｐＨより低いが、この低いｐＨは、バッグからのＣＯ₂の拡散のために、先の試料の初期ｐＨよりわずかに高いであろう。本発明の装置１１は、センサーアセンブリー２１のＣＯ₂センサーに近接して任意の時に位置する、較正物質の予測されるｐＣＯ₂の計算に、このような拡散を取り込むことにより、ＣＯ₂拡散の問題を克服している。ＩＶセット１９について理論的な多コンパートメントモデルが提供され、このため分析機２７は、ＩＶセット中の較正物質の各増加量の状態の運転記録を維持する。ＩＶセット内の較正物質は、１mlずつの増加量またはスラグ（ｓｌｕｇ）に分けることが便利である。センサーアセンブリー２１のＣＯ₂センサーに最終的に到達する較正物質のスラグのｐＣＯ₂の計算は、１）較正物質バッグ１７の拡散係数、２）バッグ中の経過時間、３）ＩＶセット１９の拡散係数、および４）ＩＶセット内の累積移行時間を考慮する。ＩＶセット内の移行時間は、関与する作業サイクルに依存して、通常のゆっくりしたポンプ中の約１０ml／時間という小さい値から、パージ中の９００ml／時間という大きい値まで、大きく変動してもよい。ＣＯ₂センサーに最終的に到達する較正物質のスラグのｐＣＯ₂の計算はまた、バッグ１７内の較正物質の温度と周囲雰囲気の温度（これは、ＩＶセット１９の温度と同じであると仮定される）も考慮する。周囲温度は一般に、バッグの温度より大きな変動を受ける。ＣＯ₂センサーが発生するシグナルは一般に、近接流体の温度と正比例して変動する。バッグの温度と周囲温度を示すシグナルは、温度センサー３３と３５からそれぞれライン２９と３１上に提供される。これらの温度センサーは、サーミスタの形を取ることが便利である。すなわちＣＯ₂センサーが較正されるたびに、その時センサーアセンブリー２１のＣＯ₂センサーに近接して置かれる較正物質の特定の増加量のｐＣＯ₂が計算され、その時センサーが発生する電気シグナルと関係付けられる。これは、ＣＯ₂ センサーの感度の指数と、患者の血液がセンサーアセンブリー中に送られる時発生するシグナルを次に調整するために使用することができる較正係数を提供する。センサーアセンブリー２１のｐＨセンサーは、同一の方法で較正される。較正物質のｐＨは一般に、あらかじめ決められた再現性をもって、流体のｐＣＯ₂とともに変動する。この関係は以下の式により与えられる：（１）ｌｏｇ（ｐＣＯ₂）＝−Ａ（ｐＨ）＋Ｂここで：ｐＣＯ₂はmmHgで表され、ＡとＢは定数である。新たに使用されるＩＶセット１９は、最初の１〜２時間の間に較正物質から多量のＣＯ₂を吸収することが確認されている。この吸収の副作用を最小にするために、ＩＶセットを較正物質のｐＣＯ₂とｐＯ₂雰囲気と同じになるように前もって調整することが好ましい。具体的には、これは、ＩＶセットを約０．５％〜１．０％のＣＯ₂、２１％のＯ₂、そして残りのＮ₂の雰囲気中で、ガス不透過性のパウチ内に密封することにより最も便利に行われる。較正物質の初期ｐＨとｐＣＯ₂は、主に重炭酸ナトリウムシリンジのｐＨとｐＣＯ₂により決定されることも確認されている。装置が毎回同じレベルでその運転を開始するように、これらのレベルを制御することが好ましい。このために、シリンジをあらかじめ決められたＣＯ₂レベルを有する雰囲気中に保存し、シリンジのｐＨとＣＯ₂レベルを安定させ、次にガス不透過性のパウチにシリンジを密封することが好ましいと考えられる。理想的なガス雰囲気は、５０％±２０％ＣＯ₂で残りがＮ₂であると考えられる。図３は、センサーアセンブリー２１のＣＯ₂センサーを較正するのに、分析機２７が実施する操作ステップの簡便なフローチャートである。較正プログラムの最初のステップ１０１において、較正バッグ１７内の較正物質の初期ｐＨの値がセットされる。この値は、シリンジからバッグ中に注入された重炭酸ナトリウムの既知量に基づいて決定される。次に、ステップ１０３において、ＩＶセット１９内の較正物質の各増加量またはスラグを特徴付けるデータを有するｐＨ表が初期化される。まず、各スラグのデータは、次にバッグ内で運搬される較正物質のｐＨに対応する。次のステップ１０５において、分析機２７は、ポンプ１３が較正物質の１mlのスラグをＩＶセット１９を介してポンプで送るまで、待つ。これが起きると、すべての項目が１ステップ下に移動し、較正バッグ１７内の流体の現在の時間と現在のｐＨが、ｐＨ表の一番上に挿入されて、ステップ１０７でｐＨ表が更新される。一番下の項目は削除され、このプロセスが無限に繰り返される。すなわち、任意の特定の時間に、ｐＨ表の一番下の項目は、その時にＣＯ₂センサーに近接する較正物質のスラグがＩＶセットに入った時間を示し、さらにＩＶセットに入る時間におけるスラッグのｐＨと周囲温度を示す。上記したようにステップ１０５と１０７に示す方法を分析機２７が実施する間、これはまた、ステップ１０９で、時間中断的に、いつ１分が経過したかも確認する。これが確認されると、プログラムはステップ１１１に進み、ここで、較正物質バッグ１７中で運搬される較正物質について、更新されたｐＨが計算される。この計算は、１分前の計算されたｐＨ、サーミスタ３３で測定したバッグ内の較正物質の現在の温度、およびバッグ内にとどまる流体容量の計算を考慮する。バッグ内の較正物質の温度は、ＣＯ₂拡散速度に影響を与え、残存する較正物質容量は、ＣＯ₂拡散の一定量のｐＨに及ぼす影響の程度に影響を与えることは理解されるであろう。次にステップ１１３において、プログラムは、較正物質の現在のスラッグがＩＶセット１９内で移行している時間の量を計算する。次にステップ１１５において、プログラムは、ＩＶセットを通過する較正物質の移行により引き起こされるｐＨの実際の変化を計算する。もちろんこの変化は、その時ＩＶセット表の一番下の項目中のデータにより示されるように、ＩＶセット内の滞留時間により影響を受ける。この変化はまた、ＩＶセット内の較正物質の温度（これは、現在の周囲温度と、現在の較正物質のスラッグが最初にＩＶセットに入った時間の周囲温度との算術平均であると仮定される）により影響を受ける。次にステップ１１７において、プログラムは、スラッグが最初にＩＶセット１７に入った時の計算されたｐＨと、そのＩＶセット内を移行中に起きたと計算されたｐＨの変化を組合せることにより、その時ＣＯ₂センサーに近接して存在する較正物質のスラッグの実際のｐＨを計算する。最後に、ステップ１１９において、プログラムは、ｐＣＯ₂によるｐＨの補正に基づくＣＯ₂基準を計算する。ｐＣＯ₂とｐＨとの関係は、前述のように式（１）により与えられる。上記したように、センサーアセンブリー２１のＯ₂センサーはまた、発生するシグナルが、要求される程度の正確度を有するように、較正する必要がある。この場合、溶存酸素（すなわち、較正物質バッグ１７内で運搬される較正物質中のｐＯ₂）は、通常周りの雰囲気の量に近い。さらにヘンリーの法則に従って、溶存酸素は、流体が平衡化される温度と逆比例する。較正物質バッグ１７が最小時間（例えば、２４時間）周囲温度で保存されるなら、バッグ内の較正物質は、実質的に同じ周囲温度を有すると仮定することが妥当であろう。次にパラメータｐＯ₂は、この温度に基づいて正確に計算することができる。較正物質が（例えば、バッグが患者２５とともに、比較的寒い手術室（ＯＲ）から比較的暖かい集中治療室（ＩＣＵ）に移送される時に起きるような）周囲温度で広範囲で急激な変動を受けない限り、この計算された値は、一般にかなり正確である。この場合、より少ない酸素が較正物質内に溶存して滞留し、従って酸素の気泡が生成し、較正物質バッグ１７とＩＶセット１９を介して外に拡散しようとする。しかしある場合には、較正物質がセンサーアセンブリー２１（ここでは、アセンブリーの材料のために、酸素のさらなる拡散が妨害される）に達する前に高温で平衡が達しない場合がある。従ってアセンブリー内の較正物質は、過飽和され、過剰のＯ₂分圧を運搬する。この問題を克服するために、Ｏ₂センサーの較正の間に過剰のｐＯ₂を考慮する特殊なアルゴリズムが使用される。このアルゴリズムを、図４に模式的に示すが、これは、センサーアセンブリー２１のＯ₂センサーに近接して位置する較正物質のｐＯ₂を決定するのに、分析機２７が実施する操作ステップのフローチャートである。このプログラムを実施するのに、分析機２７はステップ１２１において、サーミスタ３３（図１）を使用してバッグ１７内の較正物質の温度Ｔbagを測定し、ステップ１２３において電子気圧計（図には示していない）を使用して大気圧Ｐを測定する。次にステップ１２５において、分析機はヘンリーの法則（２）ｐＯ₂＝α（Ｔbag）×０．２１×Ｐここで、α（Ｔbag）＝ＴbagでのＯ₂の溶解度を使用してバッグ内の較正物質中の溶存酸素を決定する。次にプログラムのステップ１２７において、分析機２７は、周囲温度Ｔambを測定し、Ｏ₂センサーに達したばかりの較正物質の特定のスラッグの累積移行時間ｔを決定する。次にステップ１２９において、分析機は、較正物質のスラッグがＩＶセット１９内に置かれている間に起きたｐＯ₂の変化を推定する。ｐＯ₂のこの変化は、バッグ１７内の較正物質の温度からの任意の変化温度から生じ、これは再度ヘンリーの法則を使用して決定される。この温度変化は、ＩＶセットの温度（これは、サーミスタ３５（図１）からのシグナルにより示されるように周囲温度Ｔambに対応する）をモニタリングすることにより決定される。較正物質が最後にセンサーアセンブリー２１に入る時、その温度は、アセンブリー内に位置する電気ヒーター（示していない）により、約３７℃に上げられる。これは、拡散により過剰のＯ₂が容易に漏出できないため、即時的なＯ₂過飽和を招く。ステップ１３１において、分析機２７は、以下の式を使用して、生じるｐＯ₂を計算する：（３）Ｏ₂std＝｛［α（Ｔbag）×０．２１×Ｐ］｝／α（３７℃）×Ｆ（Ｔa mb，Ｔ）Ｆ（Ｔamb，Ｔ）は、ＩＶセット内を移行中のｐＯ₂の変化を示し、これは、センサーアセンブリーの形および較正物質の温度が上げられる速度に基づいて経験的に決定される。次にステップ１３３において、分析機２７は、このｐＯ₂値に以下の補正係数を掛けて、加熱による損失を補償する：（４）１−［ｋ×（３７−Ｔbag）^1/2］最後に計算プログラムのステップ１３５において、分析機２７は、センサーアセンブリー２１内の流体の陽圧の影響を補償する。このような陽圧は、例えば装置が、患者２５の動脈中の較正物質を注入するために使用されるなら、必要とされるかも知れない。前記説明より、本発明は、注入流体送達装置および血液化学分析機の一部であるＣＯ₂センサーとＯ₂センサーの両方を較正する改良法を提供することが理解されるであろう。この方法は、注入可能な較正物質をこれらのセンサーに通過させながら、生じるシグナルを較正物質のｐＣＯ₂とｐＯ₂の計算値と関連付けることにより、これらのセンサーの正確な較正を提供する。これらの計算は、注入バッグとバッグをセンサーに接続するＩＶセットからのＣＯ₂とＯ₂のあらかじめ決められた拡散速度に基づいて特別に計算される。本発明を好適な実施態様のみを参照して詳述したが、当業者は、本発明を逸脱することなく種々の変更が可能であることを理解するであろう。従って、本発明は以下の請求の範囲によってのみ規定されるものである。

【手続補正書】特許法第１８４条の８第１項【提出日】平成１０年８月３日（１９９８．８．３）【補正内容】明細書診断試験で使用されるセンサーの較正方法発明の背景本発明は、一般的には生物学的流体の診断試験、そしてさらに詳しくは、このような試験で使用されるセンサーの較正方法に関する。低コストでディスポの電子化学的電極アセンブリーは、病院での患者のケアに一般的に使用される注入流体送達システムとして特に有用である。このようなシステムでは、有効性が最大になるように、栄養物質、薬剤などを直接患者に、制御された速度でかつ正確な量で注入する。このような注入流体送達システムは、静脈内（ＩＶ）ポートを経由して患者に接続され、ここで、中空針／カテーテルアセンブリーが患者の血管に挿入され、次に注入流体は、典型的にはペリスタポンプを用いて制御された速度で血管中に導入される。この種の注入流体送達システムと組合せた血液化学モニタリングシステムは、ＩＶポートを使用して、定期的に血液試料を電極アセンブリーに送り、血液イオン濃度などの測定を行い、次に血液を廃棄するかまたは再度患者に注入する。次にこのシステムは、注入流体の送達を再開する。電極アセンブリーは典型的には、参照電極と複数の感知電極またはセンサー（各々が、目的の特定のイオンまたは分子種に対して感受性である）を含む。すべての電極は、典型的には電極アセンブリーの基板中に埋め込まれる。例えば、イオン選択性電極は、それらが感受性である特定のイオンとの接触に応答した時のみ電気シグナルを発生し、従って血液中のそのイオンの量の選択的測定を提供する。この方法はまた、溶液のＣＯ₂分圧の予測される変動による較正溶液のｐＨの変動を補償することにより、ｐＨセンサーを較正するのに使用することもできる。この場合、ｐＨセンサーは較正溶液に暴露され、ここでｐＨセンサーは、較正溶液ｐＨシグナルを発生し、ｐＨセ７ンサーに供給される較正溶液のｐＨは、容器からのＣＯ₂の予測される経時的漏出に基づいて計算される。次に計算されたｐＨは、ｐＨセンサーが実際に発生する較正溶液ｐＨシグナルと比較され、ｐＨ較正係数が得られる。このｐＨセンサーはまた、試験流体に暴露され、ここでセンサーがまた試験流体ｐＨシグナルを発生する。最後に試験流体ｐＨシグナルは、ｐＨ較正係数に従って調整される。本発明の他の特徴および利点は、添付図面（これは、本発明の原理のみを開示する）とともに、以下の好適な方法の説明から明らかであろう。図面の簡単な説明図１は、本発明の実施に有用な注入流体送達装置および血液化学分析機の組合せの略図である。図２は、流体バッグと静脈内（ＩＶ）セットからの二酸化炭素（ＣＯ₂）の拡散による、図１のセンサーアセンブリーのＣＯ₂センサーに近接する注入／較正流体のｐＨの典型的な経時的上昇を示すグラフである。このＣＯ₂拡散の較正に対する影響を確認することを複雑にしている要因は、バッグ１７からの拡散速度は、バッグとセンサーアセンブリー２１を接続するＩＶセット１９からの拡散速度とは異なることである。一般に、ＩＶセットの容量に対する表面積の比が実質的に大きいため、ＣＯ₂は、注入流体バッグからよりも、ＩＶセットから実質的により速く拡散する。図２は、センサーアセンブリー２１のＣＯ₂センサーにすぐ近接して位置する較正物質のｐＨが、バッグ１７とＩＶセット１９の両方の中の較正物質からのＣＯ₂の拡散のために、経時的に上昇することを示すグラフである。ポンプ１３が流体をＩＶセットとセンサーアセンブリーを介して送っている間、ＣＯ₂センサーに近接して位置する較正物質のｐＨは、通常ゆっくり着実に上昇することに注意されたい。この間、バッグ内にとどまる較正物質のｐＨは同様に上昇するが、速度は有意により遅い。さらに図２では、ポンプが患者２５から血液試料を取り、次に試料をパージして患者に戻す時、新鮮な較正物質の供給がバッグ１７から、ＣＯ₂センサーに近接した位置に移動することに注意されたい。流体の新鮮な供給のｐＨは、パージにより患者に注入された較正物質のｐＨより低いが、この低いｐＨは、バッグからのＣＯ₂の拡散のために、先の試料の初期ｐＨよりわずかに高いであろう。本発明の装置１１は、センサーアセンブリー２１のＣＯ₂センサーに近接して任意の時に位置する、較正物質の予測されるｐＣＯ₂の計算に、このような拡散を取り込むことにより、ＣＯ₂拡散の問題を克服している。３．請求の範囲第２項に記載の方法であって、較正溶液の容器は、柔軟なバッグと静脈内ラインを含み；柔軟なバッグは、それが運搬する較正溶液から、第１のあらかじめ決められた方法でＣＯ₂が経時的に漏出することを可能にし、かつ静脈内ラインは、それが運搬する較正溶液から、第２のあらかじめ決められた方法でＣＯ₂が経時的に漏出することを可能にし；そして計算は、柔軟なバッグと静脈内ラインの両方からの予測される経時的漏出に基づき、ＣＯ₂センサーに供給される較正溶液中のＣＯ₂の濃度を計算する、ことを含む上記方法。４．請求の範囲第３項に記載の方法であって、計算は、ＣＯ₂センサーに供給される較正溶液が、柔軟なバッグと静脈内ラインの両方の中に滞留する時間を決定することを含む上記方法。５．請求の範囲第２項に記載の方法であって、計算は、容器中の較正溶液の温度を測定し、測定された温度に基づいて、ＣＯ₂の予測される経時的漏出を決定することを含む上記方法。６．請求の範囲第２項に記載の方法であって、第２のｐＨ応答性センサーを較正溶液に暴露し、ここで第２のｐＨ応答性センサーは、較正溶液ｐＨシグナルを発生する；第２のｐＨ応答性センサーに供給される較正溶液のｐＨを、容器からのＣＯ₂ の予測される経時的漏出に基づいて計算し、計算したｐＨを、第２のｐＨ応答性センサーが実際に発生する較正溶液ｐＨシグナルと比較し、ｐＨ較正係数を得て；第２のｐＨ応答性センサーを試験流体に暴露し、ここで第２のｐＨ応答性センサーは試験流体ｐＨシグナルを発生する；そしてｐＨ較正係数に従って試験流体のｐＨシグナルを調整する、ことをさらに含む上記方法。７．請求の範囲第１項に記載の方法であって、較正溶液は患者に注入可能であり；試験流体は血液であり；この方法は、ＣＯ₂センサーを有するセンサーアセンブリーを含む注入流体送達装置の一部として実施され；センサーを較正溶液に暴露することは、センサーアセンブリーを介して較正溶液を患者にポンプで送ることを含み；そしてセンサーを試験流体に暴露することは、患者の血液をセンサーアセンブリーに送る、ことを含む上記方法。８．請求の範囲第１項に記載の方法であって、センサーはｐＨを測定するように作成され；較正溶液は、あらかじめ決められた初期濃度のＣＯ₂を有し；容器は、あらかじめ決められた方法で、較正溶液からＣＯ₂が経時的に漏出することを可能にする孔を有し；そして計算は、ｐＨセンサーに供給される較正溶液中のＣＯ₂濃度を、容器からの予測される経時的漏出に基づいて計算し、ｐＨセンサーに供給される較正溶液のｐＨをＣＯ₂の計算された濃度に基づいて計算する、ことを含む上記方法。９．請求の範囲第８項に記載の方法であって、較正溶液の容器は、柔軟なバッグと静脈内ラインを含み；柔軟なバッグは、それが運搬する較正溶液から、第１のあらかじめ決められた方法でＣＯ₂が経時的に漏出することを可能にし、かつ静脈内ラインは、それが運搬する較正溶液から、第２のあらかじめ決められた方法でＣＯ₂が漏出することを可能にし；そして計算は、柔軟なバッグと静脈内ラインの両方からのＣＯ₂の予測される経時的漏出に基づき、ｐＨセンサーに供給される較正溶液のｐＨを計算する、ことを含む上記方法。１０．請求の範囲第９項に記載の方法であって、計算は、ｐＨセンサーに供給される較正溶液が、柔軟なバッグと静脈内ラインの両方の中に滞留する時間を決定することを含む上記方法。１１．請求の範囲第９項に記載の方法であって、計算は、容器中の較正溶液の温度を測定し、測定された温度に基づいて、ＣＯ₂の予測される経時的漏出を決定することを含む上記方法。１２．請求の範囲第１項に記載の方法であって、測定される試験流体のあらかじめ決められたパラメータはＯ₂分圧であり；ンサーは、分圧を測定するように構成され；較正溶液は、あらかじめ決められた初期Ｏ₂分圧を有し；この方法は容器が運搬する較正溶液の温度を測定することをさらに含み；容器は、それが運搬する較正溶液のＯ₂分圧が、較正溶液の温度の変動に従って経時的に変化することを可能にする孔を有し；そして計算は、Ｏ₂センサーに供給される較正溶液中のＯ₂分圧を、較正溶液の測定された温度に基づいて計算する、ことを含む上記方法。１３．請求の範囲第１２項に記載の方法であって、較正溶液の容器は、柔軟なバッグと静脈内ラインを含み；柔軟なバッグは、第１のあらかじめ決められた方法でＯ₂がそこを経時的に通過することを可能にする孔を有し、かつ静脈内ラインは同様に、第２のあらかじめ決められた方法でＯ₂がそこを経時的に通過することを可能にする孔を有し；そして計算は、柔軟なバッグと静脈内ラインの両方からの予測される経時的通過に基づき、Ｏ₂センサーに供給される較正溶液中のＯ₂の濃度を計算する、ことを含む上記方法。１４．請求の範囲第１３項に記載の方法であって、計算は、Ｏ₂センサーに供給される較正溶液が、柔軟なバッグと静脈内ラインの両方の中に滞留する時間を決定することを含む上記方法。１５．請求の範囲第１２項に記載の方法であって、計算は、容器中の較正溶液の温度を測定し、測定された温度に基づいて、柔軟なバッグと静脈内ラインの両方のＯ₂の予測される経時的通過を決定することを含む上記方法。１６．請求の範囲第１２項に記載の方法であって、周囲環境の圧力を測定し；そして周囲環境の測定された圧力に基づいて、較正溶液のＯ₂分圧の計算値を調整する、ことをさらに含む上記方法。１７．患者の血液のあらかじめ決められたパラメータを測定する種類のセンサーを較正するための方法であって、注入流体バッグ、静脈内ライン、センサーを取り込んだセンサーアセンブリー、およびポンプを含む注入装置を提供し；較正溶液を注入流体バッグ中に入れ、ここで較正溶液のあらかじめ決められたパラメータはあらかじめ決められた初期値を有し、注入流体バッグと静脈内ラインが運搬する較正溶液のあらかじめ決められたパラメータ値は、あらかじめ決められた方法で経時変化することができる；注入流体バッグから静脈内ラインとセンサーアセンブリーを介して、較正溶液をポンプで患者に送り、ここでセンサーは較正溶液シグナルを発生する；センサーアセンブリーを介してポンプで送られる較正溶液のあらかじめ決められたパラメータの値を、予測される経時変化に基づいて計算し、次にこの計算値を、センサーが実際に発生する較正溶液シグナルと比較して、較正係数を算出し；患者の血液をセンサーアセンブリーに送り、ここでセンサーは血液シグナルを発生する；そして較正係数に従って血液シグナルを調整する、ことからなる上記方法。１８．請求の範囲第１７項に記載の方法であって、測定される血液のあらかじめ決められたパラメータはＣＯ₂分圧であり；センサーは、ＣＯ₂分圧を測定するように構成され；較正溶液は、ＣＯ₂のあらかじめ決められた初期濃度を有し；注入流体バッグは、較正溶液からあらかじめ決められた方法でＣＯ₂が経時的に漏出することを可能にする孔を有し；そして計算は、ＣＯ₂センサーに供給される較正溶液中のＣＯ₂濃度を、注入流体バッグからの予測される経時的漏出に基づいて計算する、ことを含む上記方法。１９．請求の範囲第１８項に記載の方法であって、注入流体バッグは、それが運搬する較正溶液から、第１のあらかじめ決められた方法でＣＯ₂が経時的に漏出することを可能にし、かつ静脈内ラインは、それが運搬する較正溶液から、第２のあらかじめ決められた方法でＣＯ₂が経時的に漏出することを可能にし；そして計算は、注入流体バッグと静脈内ラインの両方からの予測される経時的漏出に基づき、ＣＯ₂センサーに供給される較正溶液中のＣＯ₂の濃度を計算する、ことを含む上記方法。２０．請求の範囲第１９項に記載の方法であって、計算は、ＣＯ₂センサーに供給される較正溶液が、柔軟なバッグと静脈内ラインの両方の中に滞留する時間を決定することを含む上記方法。２１．請求の範囲第１８項に記載の方法であって、計算は、容器中の較正溶液の温度を測定し、測定された温度に基づいて、ＣＯ₂の予測される経時的漏出を決定することを含む上記方法。２２．請求の範囲第１８項に記載の方法であって、第２のｐＨ応答性センサーを較正溶液に暴露し、ここで、第２のｐＨ応答性センサーは、較正溶液ｐＨシグナルを発生する；第２のｐＨ応答性センサーに供給される較正溶液のｐＨを、注入流体バッグからのＣＯ₂の予測される経時的漏出に基づいて計算し、計算したｐＨを、第２のｐＨ応答性センサーが実際に発生する較正溶液ｐＨシグナルと比較し、ｐＨ較正係数を得て；第２のｐＨ応答性センサーを血液に暴露し、ここで第２のｐＨ応答性センサーは血液ｐＨシグナルを発生する；そしてｐＨ較正係数に従って血液のｐＨシグナルを調整する、ことをさらに含む上記方法。２３．請求の範囲第１７項に記載の方法であって、センサーはｐＨを測定するように作成され；較正溶液は、あらかじめ決められた初期濃度のＣＯ₂を有し；注入流体バッグは、あらかじめ決められた方法で、較正溶液からＣＯ₂が経時的に漏出することを可能にする孔を有し；そして計算は、ｐＨセンサーに供給される較正溶液中のＣＯ₂濃度を、注入流体バッグからの予測される経時的漏出に基づいて計算し、ｐＨセンサーに供給される較正溶液のｐＨをＣＯ₂の計算された濃度に基づいて計算する、ことを含む上記方法。２４．請求の範囲第２３項に記載の方法であって、注入流体バッグは、それが運搬する較正溶液から、第１のあらかじめ決められた方法でＣＯ₂が経時的に漏出することを可能にし、かつ静脈内ラインは、それが運搬する較正溶液から、第２のあらかじめ決められた方法でＣＯ₂が漏出することを可能にし；そして計算は、注入流体バッグと静脈内ラインの両方からのＣＯ₂の予測される経時的漏出に基づき、ｐＨセンサーに供給される較正溶液のｐＨを計算する、ことを含む上記方法。２５．請求の範囲第２３項に記載の方法であって、計算は、ｐＨセンサーに供給される較正溶液が、注入流体バッグと静脈内ラインの両方の中に滞留する時間を決定することを含む上記方法。２６．請求の範囲第２３項に記載の方法であって、計算は、注入流体バッグ中の較正溶液の温度を測定し、測定された温度に基づいて、ＣＯ₂の予測される経時的漏出を決定することを含む上記方法。２７．請求の範囲第１７項に記載の方法であって、測定される血液のあらかじめ決められたパラメータはＯ₂分圧であり；センサーは、Ｏ₂分圧を測定するように構成され；較正溶液は、あらかじめ決められた初期Ｏ₂分圧を有し；この方法は注入流体バッグが運搬する較正溶液の温度を測定することをさらに含み；注入流体バッグは、それが運搬する較正溶液のＯ₂分圧が、較正溶液の温度の変動に従って経時的に変化することを可能にする孔を有し；そして計算は、Ｏ₂センサーに供給される較正溶液中のＯ₂分圧を、較正溶液の測定された温度に基づいて計算する、ことを含む上記方法。２８．請求の範囲第２７項に記載の方法であって、注入流体バッグは、第１のあらかじめ決められた方法でＯ₂がそこを経時的に通過することを可能にする孔を有し、かつ静脈内ラインは同様に、第２のあらかじめ決められた方法でＯ₂がそこを経時的に通過することを可能にする孔を有し；そして計算は、注入流体バッグと静脈内ラインの両方からの予測される経時的通過に基づき、Ｏ₂センサーに供給される較正溶液中のＯ₂の濃度を計算する、ことを含む上記方法。２９．請求の範囲第２８項に記載の方法であって、計算は、Ｏ₂センサーに供給される較正溶液が、注入流体バッグと静脈内ラインの両方の中に滞留する時間を決定することを含む上記方法。３０．請求の範囲第２７項に記載の方法であって、計算は、注入流体バッグ中の較正溶液の温度を測定し、測定された温度に基づいて、注入流体バッグと静脈内ラインの両方のＯ₂の予測される経時的通過を決定することを含む上記方法。３１．請求の範囲第２７項に記載の方法であって、周囲環境の圧力を測定し；そして周囲環境の測定された圧力に基づいて、較正溶液のＯ₂分圧の計算値を調整する、ことをさらに含む上記方法。３２．請求の範囲第１項に記載の方法であって、測定される試験流体のあらかじめ決められたパラメータは、あらかじめ決められたガスの分圧であり；較正溶液中のあらかじめ決められたガスの分圧は、あらかじめ決められた初期値を有し；センサーは、あらかじめ決められたガスの分圧を測定するように構成され；容器は、それが運搬する較正溶液の分圧があらかじめ決められた方法で経時的に変化することを可能にする孔を有し；そして計算は、センサーに供給される較正溶液中のあらかじめ決められたガスの分圧を、その既知の経時変化に基づいて計算する、ことを含む上記方法。３３．請求の範囲第１７項に記載の方法であって、測定される血液のあらかじめ決められたパラメータは、あらかじめ決められガスの分圧であり；較正溶液中のあらかじめ決められたガスの分圧は、あらかじめ決められた初期値を有し；センサーは、あらかじめ決められたガスの分圧を測定するように構成され；注入流体バッグは、それが運搬する較正溶液の分圧があらかじめ決められた方法で経時的に変化することを可能にする孔を有し；そして計算は、センサーに供給される較正溶液中のあらかじめ決められたガスの分圧を、その既知の経時変化に基づいて計算する、ことを含む上記方法。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者サビッジ，ローレルアメリカ合衆国，カリフォルニア，エンシニタス，ガルデナ 1036 １／２ (72)発明者ロング，ダイティングアメリカ合衆国，カリフォルニア，サンディエゴ，ノベルドライブナンバー 314，3929

Claims

【特許請求の範囲】１．試験流体のあらかじめ決められたパラメータを測定する種類のセンサーを較正するための方法であって、較正溶液を容器中に入れ、ここで較正溶液のあらかじめ決められたパラメータはあらかじめ決められた値を有し、容器は、あらかじめ決められたパラメータの値があらかじめ決められた方法で経時変化するように作成されている；センサーを容器から供給される較正溶液に暴露し、ここでセンサーは較正溶液シグナルを発生する；センサーに供給される較正溶液のあらかじめ決められたパラメータの値を、予測される経時変化に基づいて計算し、次にこの計算値を、センサーが実際に発生する較正溶液シグナルと比較して、較正係数を算出し；センサーを試験流体に暴露し、ここでセンサーは試験流体シグナルを発生する；そして較正係数に従って試験流体シグナルを調整して、較正された試験流体シグナルを発生する、ことからなる上記方法。２．請求の範囲第１項に記載の方法であって、測定される試験流体のあらかじめ決められたパラメータはＣＯ₂分圧であり；センサーは、ＣＯ₂分圧を測定するように構成され；較正溶液は、ＣＯ₂のあらかじめ決められた初期濃度を有し；容器は、較正溶液からあらかじめ決められた方法でＣＯ₂が経時的に漏出することを可能にする孔を有し；そして計算は、ＣＯ₂センサーに供給される較正溶液中のＣＯ₂濃度を、容器からの予測される経時的漏出に基づいて計算する、ことを含む上記方法。３．請求の範囲第２項に記載の方法であって、較正溶液の容器は、柔軟なバッグと静脈内ラインを含み；柔軟なバッグは、それが運搬する較正溶液から、第１のあらかじめ決められた方法でＣＯ₂が経時的に漏出することを可能にし、かつ静脈内ラインは、それが運搬する較正溶液から、第２のあらかじめ決められた方法でＣＯ₂が経時的に漏出することを可能にし；そして計算は、柔軟なバッグと静脈内ラインの両方からの予測される経時的漏出に基づき、ＣＯ₂センサーに供給される較正溶液中のＣＯ₂の濃度を計算する、ことを含む上記方法。４．請求の範囲第３項に記載の方法であって、計算は、ＣＯ₂センサーに供給される較正溶液が、柔軟なバッグと静脈内ラインの両方の中に滞留する時間を決定する、ことを含む上記方法。５．請求の範囲第２項に記載の方法であって、計算は、容器中の較正溶液の温度を測定し、測定された温度に基づいて、ＣＯ₂の予測される経時的漏出を決定する、ことを含む上記方法。６．請求の範囲第２項に記載の方法であって、ｐＨセンサーを較正溶液に暴露し、ここで、ｐＨセンサーは、較正溶液ｐＨシグナルを発生する；ｐＨセンサーに供給される較正溶液のｐＨを、容器からのＣＯ₂の予測される経時的漏出に基づいて計算し、計算したｐＨを、ｐＨセンサーが実際に発生する較正溶液ｐＨシグナルと比較し、ｐＨ較正係数を得て；ｐＨセンサーを試験流体に暴露し、ここでセンサーは試験流体ｐＨシグナルを発生する；そしてｐＨ較正係数に従って試験流体のｐＨシグナルを調整する、ことをさらに含む上記方法。７．請求の範囲第１項に記載の方法であって、較正溶液は患者に注入可能であり；試験流体は血液であり；この方法は、ＣＯ₂センサーを有するセンサーアセンブリーを含む注入流体送達装置の一部として実施され；センサーを較正溶液に暴露することは、センサーアセンブリーを介して較正溶液を患者にポンプで送ることを含み；そしてセンサーを試験流体に暴露することは、患者の血液をセンサーアセンブリーに送る、ことを含む上記方法。８．請求の範囲第１項に記載の方法であって、センサーはｐＨを測定するように作成され；較正溶液は、あらかじめ決められた初期濃度のＣＯ₂を有し；容器は、あらかじめ決められた方法で、較正溶液からＣＯ₂が経時的に漏出することを可能にする孔を有し；そして計算は、ｐＨセンサーに供給される較正溶液中のＣＯ₂濃度を、容器からの予測される経時的漏出に基づいて計算し、ｐＨセンサーに供給される較正溶液のｐＨをＣＯ₂の計算された濃度に基づいて計算する、ことを含む上記方法。９．請求の範囲第８項に記載の方法であって、較正溶液の容器は、柔軟なバッグと静脈内ラインを含み；柔軟なバッグは、それが運搬する較正溶液から、第１のあらかじめ決められた方法でＣＯ₂が経時的に漏出することを可能にし、かつ静脈内ラインは、それが運搬する較正溶液から、第２のあらかじめ決められた方法でＣＯ₂が漏出することを可能にし；そして計算は、柔軟なバッグと静脈内ラインの両方からのＣＯ₂の予測される経時的漏出に基づき、ｐＨセンサーに供給される較正溶液のｐＨを計算する、ことを含む上記方法。１０．請求の範囲第９項に記載の方法であって、計算は、ｐＨセンサーに供給される較正溶液が、柔軟なバッグと静脈内ラインの両方の中に滞留する時間を決定することを含む上記方法。１１．請求の範囲第９項に記載の方法であって、計算は、容器中の較正溶液の温度を測定し、測定された温度に基づいて、ＣＯ₂の予測される経時的漏出を決定することを含む上記方法。１２．請求の範囲第１項に記載の方法であって、測定される試験流体のあらかじめ決められたパラメータはＯ₂分圧であり；センサーは、分圧を測定するように構成され；較正溶液は、あらかじめ決められた初期Ｏ₂分圧を有し；この方法は容器が運搬する較正溶液の温度を測定することをさらに含み；容器は、それが運搬する較正溶液のＯ₂分圧が、較正溶液の温度の変動に従って経時的に変化することを可能にする孔を有し；そして計算は、Ｏ₂センサーに供給される較正溶液中のＯ₂分圧を、較正溶液の測定された温度に基づいて計算する、ことを含む上記方法。１３．請求の範囲第１２項に記載の方法であって、較正溶液の容器は、柔軟なバッグと静脈内ラインを含み；柔軟なバッグは、第１のあらかじめ決められた方法でＯ₂がそこを経時的に通過することを可能にする孔を有し、かつ静脈内ラインは同様に、第２のあらかじめ決められた方法でＯ₂がそこを経時的に通過することを可能にする孔を有し；そして計算は、柔軟なバッグと静脈内ラインの両方からの予測される経時的通過に基づき、Ｏ₂センサーに供給される較正溶液中のＯ₂の濃度を計算する、ことを含む上記方法。１４．請求の範囲第１３項に記載の方法であって、計算は、Ｏ₂センサーに供給される較正溶液が、柔軟なバッグと静脈内ラインの両方の中に滞留する時間を決定することを含む上記方法。１５．請求の範囲第１２項に記載の方法であって、計算は、容器中の較正溶液の温度を測定し、測定された温度に基づいて、柔軟なバッグと静脈内ラインの両方のＯ₂の予測される経時的通過を決定することを含む上記方法。１６．請求の範囲第１２項に記載の方法であって、周囲環境の圧力を測定し；そして周囲環境の測定された圧力に基づいて、較正溶液のＯ₂分圧の計算値を調整する、ことをさらに含む上記方法。１７．患者の血液のあらかじめ決められたパラメータを測定する種類のセンサーを較正するための方法であって、注入流体バッグ、静脈内ライン、センサーを取り込んだセンサーアセンブリー、およびポンプを含む注入装置を提供し；較正溶液を注入流体バッグ中に入れ、ここで較正溶液のあらかじめ決められたパラメータはあらかじめ決められた初期値を有し、注入流体バッグと静脈内ラインが運搬する較正溶液のあらかじめ決められたパラメータ値は、あらかじめ決められた方法で経時変化することができる；注入流体バッグから静脈内ラインとセンサーアセンブリーを介して、較正溶液をポンプで患者に送り、ここでセンサーは較正溶液シグナルを発生する；センサーアセンブリーを介してポンプで送られる較正溶液のあらかじめ決められたパラメータの値を、予測される経時変化に基づいて計算し、次にこの計算値を、センサーが実際に発生する較正溶液シグナルと比較して、較正係数を算出し；患者の血液をセンサーアセンブリーに送り、ここでセンサーは血液シグナルを発生する；そして較正係数に従って血液シグナルを調整する、ことからなる上記方法。１８．請求の範囲第１７項に記載の方法であって、測定される血液のあらかじめ決められたパラメータはＣＯ₂分圧であり；センサーは、ＣＯ₂分圧を測定するように構成され；較正溶液は、ＣＯ₂のあらかじめ決められた初期濃度を有し；容器は、較正溶液からあらかじめ決められた方法でＣＯ₂が経時的に漏出することを可能にする孔を有し；そして計算は、ＣＯ₂センサーに供給される較正溶液中のＣＯ₂濃度を、容器からの予測される経時的漏出に基づいて計算する、ことを含む上記方法。１９．請求の範囲第１８項に記載の方法であって、較正溶液の容器は、柔軟なバッグと静脈内ラインを含み；柔軟なバッグは、それが運搬する較正溶液から、第１のあらかじめ決められた方法でＣＯ₂が経時的に漏出することを可能にし、かつ静脈内ラインは、それが運搬する較正溶液から、第２のあらかじめ決められた方法でＣＯ₂が経時的に漏出することを可能にし；そして計算は、柔軟なバッグと静脈内ラインの両方からの予測される経時的漏出に基づき、ＣＯ₂センサーに供給される較正溶液中のＣＯ₂の濃度を計算する、ことを含む上記方法。２０．請求の範囲第１９項に記載の方法であって、計算は、ＣＯ₂センサーに供給される較正溶液が、柔軟なバッグと静脈内ラインの両方の中に滞留する時間を決定する、ことを含む上記方法。２１．請求の範囲第１８項に記載の方法であって、計算は、容器中の較正溶液の温度を測定し、測定された温度に基づいて、ＣＯ₂の予測される経時的漏出を決定する、ことを含む上記方法。２２．請求の範囲第１８項に記載の方法であって、ｐＨセンサーを較正溶液に暴露し、ここで、ｐＨセンサーは、較正溶液ｐＨシグナルを発生する；ｐＨセンサーに供給される較正溶液のｐＨを、容器からのＣＯ₂の予測される経時的漏出に基づいて計算し、計算したｐＨを、ｐＨセンサーが実際に発生する較正溶液ｐＨシグナルと比較し、ｐＨ較正係数を得て；ｐＨセンサーを血液に暴露し、ここでセンサーは血液ｐＨシグナルを発生する；そしてｐＨ較正係数に従って血液のｐＨシグナルを調整する、ことをさらに含む上記方法。２３．請求の範囲第１７項に記載の方法であって、センサーはｐＨを測定するように作成され；較正溶液は、あらかじめ決められた初期濃度のＣＯ₂を有し；容器は、あらかじめ決められた方法で、較正溶液からＣＯ₂が経時的に漏出することを可能にする孔を有し；そして計算は、ｐＨセンサーに供給される較正溶液中のＣＯ₂濃度を、容器からの予測される経時的漏出に基づいて計算し、ｐＨセンサーに供給される較正溶液のｐＨをＣＯ₂の計算された濃度に基づいて計算する、ことを含む上記方法。２４．請求の範囲第２３項に記載の方法であって、較正溶液の容器は、柔軟なバッグと静脈内ラインを含み；柔軟なバッグは、それが運搬する較正溶液から、第１のあらかじめ決められた方法でＣＯ₂が経時的に漏出することを可能にし、かつ静脈内ラインは、それが運搬する較正溶液から、第２のあらかじめ決められた方法でＣＯ₂が漏出することを可能にし；そして計算は、柔軟なバッグと静脈内ラインの両方からのＣＯ₂の予測される経時的漏出に基づき、ｐＨセンサーに供給される較正溶液のｐＨの濃度を計算する、ことを含む上記方法。２５．請求の範囲第２３項に記載の方法であって、計算は、ｐＨセンサーに供給される較正溶液が、柔軟なバッグと静脈内ラインの両方の中に滞留する時間を決定することを含む上記方法。２６．請求の範囲第２３項に記載の方法であって、計算は、容器中の較正溶液の温度を測定し、測定された温度に基づいて、ＣＯ₂の予測される経時的漏出を決定することを含む上記方法。２７．請求の範囲第１７項に記載の方法であって、測定される血液のあらかじめ決められたパラメータはＯ₂分圧であり；センサーは、分圧を測定するように構成され；較正溶液は、あらかじめ決められた初期Ｏ₂分圧を有し；この方法は容器が運搬する較正溶液の温度を測定することをさらに含み；容器は、それが運搬する較正溶液のＯ₂分圧が、較正溶液の温度の変動に従って経時的に変化することを可能にする孔を有し；そして計算は、Ｏ₂センサーに供給される較正溶液中のＯ₂分圧を、較正溶液の測定された温度に基づいて計算する、ことを含む上記方法。２８．請求の範囲第２７項に記載の方法であって、較正溶液の容器は、柔軟なバッグと静脈内ラインを含み；柔軟なバッグは、第１のあらかじめ決められた方法でＯ₂がそこを経時的に通過することを可能にする孔を有し、かつ静脈内ラインは同様に、第２のあらかじめ決められた方法でＯ₂がそこを経時的に通過することを可能にする孔を有し；そして計算は、柔軟なバッグと静脈内ラインの両方からの予測される経時的通過に基づき、Ｏ₂センサーに供給される較正溶液中のＯ₂の濃度を計算する、ことを含む上記方法。２９．請求の範囲第２８項に記載の方法であって、計算は、Ｏ₂センサーに供給される較正溶液が、柔軟なバッグと静脈内ラインの両方の中に滞留する時間を決定することを含む上記方法。３０．請求の範囲第２７項に記載の方法であって、計算は、容器中の較正溶液の温度を測定し、測定された温度に基づいて、柔軟なバッグと静脈内ラインの両方のＯ₂の予測される経時的通過を決定することを含む上記方法。３１．請求の範囲第２７項に記載の方法であって、周囲環境の圧力を測定し；そして周囲環境の測定された圧力に基づいて、較正溶液のＯ₂分圧の計算値を調整する、ことをさらに含む上記方法。３２．請求の範囲第１項に記載の方法であって、測定される試験流体のあらかじめ決められたパラメータは、あらかじめ決められたガスの分圧であり；較正溶液中のあらかじめ決められたガスの分圧は、あらかじめ決められた初期値を有し；センサーは、あらかじめ決められたガスの分圧を測定するように構成され；容器は、それが運搬する較正溶液の分圧があらかじめ決められた方法で経時的に変化することを可能にする孔を有し；そして計算は、センサーに供給される較正溶液中のあらかじめ決められたガスの分圧を、その既知の経時変化に基づいて計算する、ことを含む上記方法。３３．請求の範囲第１７項に記載の方法であって、測定される血液のあらかじめ決められたパラメータは、あらかじめ決められたガスの分圧であり；較正溶液中のあらかじめ決められたガスの分圧は、あらかじめ決められた初期値を有し；センサーは、あらかじめ決められたガスの分圧を測定するように構成され；容器は、それが運搬する較正溶液の分圧があらかじめ決められた方法で経時的に変化することを可能にする孔を有し；そして計算は、センサーに供給される較正溶液中のあらかじめ決められたガスの分圧を、その既知の経時変化に基づいて計算する、ことを含む上記方法。