JP3103131B2 - 血液の組成パラメータの値を予測するシステムとその方法 - Google Patents
血液の組成パラメータの値を予測するシステムとその方法Info
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は血液の組成パラメータの
値を予測するシステムとその方法に関するものである。
値を予測するシステムとその方法に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】血液ガス、水素イオン（pH) その他の電
解物質、グルコース、赤血球、又はそれ等に類する物等
の様な血液成分の存在及び／又はそれらの濃度と言った
血液の多種の組成パラメータの値を測定する事がしばし
ば必要であり或いは望まれて来ている。係る血液の組成
パラメータ値を測定する事は、蛍光技術或いは吸光技術
を用いる事によって、電気化学的に或いは光学的に実行
されて来ている。
解物質、グルコース、赤血球、又はそれ等に類する物等
の様な血液成分の存在及び／又はそれらの濃度と言った
血液の多種の組成パラメータの値を測定する事がしばし
ば必要であり或いは望まれて来ている。係る血液の組成
パラメータ値を測定する事は、蛍光技術或いは吸光技術
を用いる事によって、電気化学的に或いは光学的に実行
されて来ている。
【０００３】係る血液の組成パラメータは、例えば蛍光
センサーを使用してリアルタイムにモニターする事が可
能である。該センサーは、血液通路に近接して設けられ
たセンサーハウジング或いはカセットの中に配置せしめ
られる。該センサーは、一つの波長を有する励起光（ e
xciting light ）により発光され、それぞれのセンサー
は、該センサーが反応する血液内の組成パラメータの値
に応じて変化する強度を持った蛍光発光信号を放射す
る。
センサーを使用してリアルタイムにモニターする事が可
能である。該センサーは、血液通路に近接して設けられ
たセンサーハウジング或いはカセットの中に配置せしめ
られる。該センサーは、一つの波長を有する励起光（ e
xciting light ）により発光され、それぞれのセンサー
は、該センサーが反応する血液内の組成パラメータの値
に応じて変化する強度を持った蛍光発光信号を放射す
る。
【０００４】これ等の信号は、次いで関連する組成パラ
メータに関係した量的情報或いはそれ等の値を提供する
為に処理される。該センサーが血液の組成パラメータに
曝されると、期間的には数分の経過時間の間に該センサ
ーから放射される信号は或る初期値から最終の或いは平
衡化された値に変化する。
メータに関係した量的情報或いはそれ等の値を提供する
為に処理される。該センサーが血液の組成パラメータに
曝されると、期間的には数分の経過時間の間に該センサ
ーから放射される信号は或る初期値から最終の或いは平
衡化された値に変化する。
【０００５】この様に発生する遅延時間は或る問題を引
き起こす。 何となれば、平衡状態が発生する以前に経
過する時間は血液が凝血する時間に重要な意味を有して
いる。従って、検出値が平衡状態に到達するのを待つ一
方で、該カセット内に於ける凝血の危険が存在している
のである。
き起こす。 何となれば、平衡状態が発生する以前に経
過する時間は血液が凝血する時間に重要な意味を有して
いる。従って、検出値が平衡状態に到達するのを待つ一
方で、該カセット内に於ける凝血の危険が存在している
のである。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、上記
した係る従来の欠点を改良し、係る問題点が発生するか
なり以前に平衡値を予測するシステムと方法を提供する
ものである。
した係る従来の欠点を改良し、係る問題点が発生するか
なり以前に平衡値を予測するシステムと方法を提供する
ものである。
【０００７】
【課題を解決するための手段】本発明は上記した目的を
達成するため、以下に記載されたような技術構成を採用
するものである。即ち、本発明に係るシステムに於いて
は、血液の組成パラメータの値を、迅速に且つ簡便に決
定するものであり、又本発明に係る方法に於いては、血
液が該センサーと接触しなければならない時間を顕著に
減少させると言う方法で上記の目的を実現している。
達成するため、以下に記載されたような技術構成を採用
するものである。即ち、本発明に係るシステムに於いて
は、血液の組成パラメータの値を、迅速に且つ簡便に決
定するものであり、又本発明に係る方法に於いては、血
液が該センサーと接触しなければならない時間を顕著に
減少させると言う方法で上記の目的を実現している。
【０００８】従って、患者から抽出された血液サンプル
は、当該患者に直ちに帰還せしめられ、それにより血液
の凝固と言う危険がそれに従って減少する。簡単に言え
ば、本発明の構成によるシステムは、血液サンプルを抽
出するための手段である血液を貯留する為の手段、血液
の組成パラメータの値に関連した信号を発生する為のセ
ンサー手段及び該センサー手段に結合され、該信号を解
析し且つ該血液の組成パラメータ値を表示する出力を発
生させる為のコンピュータ手段とを含んでいる。
は、当該患者に直ちに帰還せしめられ、それにより血液
の凝固と言う危険がそれに従って減少する。簡単に言え
ば、本発明の構成によるシステムは、血液サンプルを抽
出するための手段である血液を貯留する為の手段、血液
の組成パラメータの値に関連した信号を発生する為のセ
ンサー手段及び該センサー手段に結合され、該信号を解
析し且つ該血液の組成パラメータ値を表示する出力を発
生させる為のコンピュータ手段とを含んでいる。
【０００９】該システムは遅延応答手段を含んでいる。
従って、該センサーにより発生された信号は、時間的に
変化する波形Ｐ（ｔ）を有しており、該波形は、該セン
サーは血液と接触した時間ｔ0 において発生する初期値
Ｐ（ｔ0 ）からその後の時間ｔE において発生する平衡
値Ｐ（ｔE ）に変化する。
従って、該センサーにより発生された信号は、時間的に
変化する波形Ｐ（ｔ）を有しており、該波形は、該セン
サーは血液と接触した時間ｔ0 において発生する初期値
Ｐ（ｔ0 ）からその後の時間ｔE において発生する平衡
値Ｐ（ｔE ）に変化する。
【００１０】係るシステムに於ける遅延応答（delayed
response )は、該センサーが血液と接触した時間ｔ0 と
平衡状態が発生する時間ｔE との間の遅延を発生させる
ものである。係る遅延は、多数の要因により形成される
ものであるが、本発明に於ける一具体例に於いては、そ
の大きな要因の一つは、該血液と該センサーのインジケ
ータ( indicator ) との間に介挿されている物理的なバ
リヤ（保護膜等）である。例えば、本発明に使用される
インジケータは、検査対象の血液ガスに応答する蛍光性
インジケータで有っても良く、又該インジケータは当該
検査対象の血液ガスに対して透過性のある半透過性バリ
アによって該血液から物理的に分離されるもので有って
も良い。
response )は、該センサーが血液と接触した時間ｔ0 と
平衡状態が発生する時間ｔE との間の遅延を発生させる
ものである。係る遅延は、多数の要因により形成される
ものであるが、本発明に於ける一具体例に於いては、そ
の大きな要因の一つは、該血液と該センサーのインジケ
ータ( indicator ) との間に介挿されている物理的なバ
リヤ（保護膜等）である。例えば、本発明に使用される
インジケータは、検査対象の血液ガスに応答する蛍光性
インジケータで有っても良く、又該インジケータは当該
検査対象の血液ガスに対して透過性のある半透過性バリ
アによって該血液から物理的に分離されるもので有って
も良い。
【００１１】該検査対象の血液ガス或いはその他の組成
パラメータが該バリアを透過して該インジケータと接触
するのに要する時間は、遅延原因の一つである。その他
の遅延原因は、該インジケータが該血液の組成パラメー
タと接触せしめられるか、あるいは該血液の組成パラメ
ータの影響を受けた後に、該インジケータが組成パラメ
ータに応答するに要する時間である。係る両遅延はセン
サーそのものにより生起されるものである。
パラメータが該バリアを透過して該インジケータと接触
するのに要する時間は、遅延原因の一つである。その他
の遅延原因は、該インジケータが該血液の組成パラメー
タと接触せしめられるか、あるいは該血液の組成パラメ
ータの影響を受けた後に、該インジケータが組成パラメ
ータに応答するに要する時間である。係る両遅延はセン
サーそのものにより生起されるものである。
【００１２】本発明に係るシステムに於いては、その他
の遅延要素が存在するかも知れないが、電子機器により
生ずる遅延は、一般的には無視しても良い。従って、実
際問題としては、該遅延は該センサーによって導入され
るものと考える事が出来る。
の遅延要素が存在するかも知れないが、電子機器により
生ずる遅延は、一般的には無視しても良い。従って、実
際問題としては、該遅延は該センサーによって導入され
るものと考える事が出来る。
【００１３】該センサーにより発生した信号は、指数関
数から変位（deviate)する。本発明の主要な形態によれ
ば、コンピュータ手段は、初期値Ｐ（ｔ0 ）と平衡値Ｐ
（ｔE ）との間に発生する屈曲点Ｐ（ｔI ) の発生を検
出する手段と同時に該波形Ｐ（ｔ）が指数関数的に該屈
曲点Ｐ（ｔI ) から該平衡値Ｐ（ｔE ）に変化すると言
う推測の基に該平衡値Ｐ（ｔE ）の推定値を計算する手
段とを含んでいる。
数から変位（deviate)する。本発明の主要な形態によれ
ば、コンピュータ手段は、初期値Ｐ（ｔ0 ）と平衡値Ｐ
（ｔE ）との間に発生する屈曲点Ｐ（ｔI ) の発生を検
出する手段と同時に該波形Ｐ（ｔ）が指数関数的に該屈
曲点Ｐ（ｔI ) から該平衡値Ｐ（ｔE ）に変化すると言
う推測の基に該平衡値Ｐ（ｔE ）の推定値を計算する手
段とを含んでいる。
【００１４】好ましくは、該平衡値Ｐ（ｔE ）の推定値
を計算する手段は以下の関係式を使用するものである。 （Ａ＋Ｂ）est ＝Ｐ（ｔI ) ＋〔Ｔａｕ×ＭＡＸ（ｄｐ／ｄｔ）〕 ここで、（Ａ＋Ｂ）est は平衡値Ｐ（ｔE ）est の推定
であり、Ｔａｕは該屈曲点後の指数型時間応答（expone
ntial time response)を表す定数であり、又ＭＡＸ（ｄ
ｐ／ｄｔ）は該屈曲点Ｐ（ｔI ) における波形Ｐ（ｔ）
の傾斜を示すものである。
を計算する手段は以下の関係式を使用するものである。 （Ａ＋Ｂ）est ＝Ｐ（ｔI ) ＋〔Ｔａｕ×ＭＡＸ（ｄｐ／ｄｔ）〕 ここで、（Ａ＋Ｂ）est は平衡値Ｐ（ｔE ）est の推定
であり、Ｔａｕは該屈曲点後の指数型時間応答（expone
ntial time response)を表す定数であり、又ＭＡＸ（ｄ
ｐ／ｄｔ）は該屈曲点Ｐ（ｔI ) における波形Ｐ（ｔ）
の傾斜を示すものである。
【００１５】二酸化炭素に関しては、該Ｔａｕの推定値
は以下の関係式を使用して計算される。 ＴＡＵest ＝Ｋ1 ＋Ｋ2 ／ＭＡＸ（ｄｐ／ｄｔ） ここで、ＴＡＵest はＴａｕの推定値であり、Ｋ1 は第
１の定数で、Ｋ2 は第２の定数である。又ＭＡＸ（ｄｐ
／ｄｔ）は該屈曲点Ｐ（ｔI ) における波形Ｐ（ｔ）の
傾斜を示すものである。
は以下の関係式を使用して計算される。 ＴＡＵest ＝Ｋ1 ＋Ｋ2 ／ＭＡＸ（ｄｐ／ｄｔ） ここで、ＴＡＵest はＴａｕの推定値であり、Ｋ1 は第
１の定数で、Ｋ2 は第２の定数である。又ＭＡＸ（ｄｐ
／ｄｔ）は該屈曲点Ｐ（ｔI ) における波形Ｐ（ｔ）の
傾斜を示すものである。
【００１６】二酸化炭素に関する該Ｔａｕの推定値の為
に、Ｋ1 は経験的に１５と決定され、又Ｋ2 は５．５と
決定される。より一般的には、Ｔａｕは以下の関係式の
使用して何れの血液組成パラメータでも効果的に推定す
る事が出来る。 TAU est ＝K1＋K2×MAX （ｄｐ／ｄｔ）K3＋K4× MAX（ｄｐ／ｐｄｔ）K5 ここで、ＭＡＸ（ｄｐ／ｄｔ）は該屈曲点Ｐ（ｔI ) に
おける波形Ｐ（ｔ）の傾斜を示すものであり、又ＭＡＸ
（ｄｐ／ｐｄｔ）は該屈曲点Ｐ（ｔI ) の近傍で発生す
る該波形Ｐ（ｔ）に於ける比例的傾斜の最大値を示すも
のである。又Ｋ1 、Ｋ2 、Ｋ3 、Ｋ4 、Ｋ5 は定数であ
る。
に、Ｋ1 は経験的に１５と決定され、又Ｋ2 は５．５と
決定される。より一般的には、Ｔａｕは以下の関係式の
使用して何れの血液組成パラメータでも効果的に推定す
る事が出来る。 TAU est ＝K1＋K2×MAX （ｄｐ／ｄｔ）K3＋K4× MAX（ｄｐ／ｐｄｔ）K5 ここで、ＭＡＸ（ｄｐ／ｄｔ）は該屈曲点Ｐ（ｔI ) に
おける波形Ｐ（ｔ）の傾斜を示すものであり、又ＭＡＸ
（ｄｐ／ｐｄｔ）は該屈曲点Ｐ（ｔI ) の近傍で発生す
る該波形Ｐ（ｔ）に於ける比例的傾斜の最大値を示すも
のである。又Ｋ1 、Ｋ2 、Ｋ3 、Ｋ4 、Ｋ5 は定数であ
る。
【００１７】本発明は、酸素分圧、二酸化炭素分圧、pH
値、グルコース、赤血球、その他の電解物質、又はそれ
等に類する物等を含んだ血液の多種の組成パラメータの
値を発生させるのに使用される。これ等の値は生体内
（in vivo ) 、生体外試験管内（in vitor) 或いは生体
外系循環ループ（in an extracorporeal loop)等で測定
されるもので有っても良い。然しながら、本発明は特に
係る測定作業が出来るだけ迅速に行われる様に患者の安
全と快適性と言う様な何らかの理由がある場合に係る測
定値を発生させるのに適している。
値、グルコース、赤血球、その他の電解物質、又はそれ
等に類する物等を含んだ血液の多種の組成パラメータの
値を発生させるのに使用される。これ等の値は生体内
（in vivo ) 、生体外試験管内（in vitor) 或いは生体
外系循環ループ（in an extracorporeal loop)等で測定
されるもので有っても良い。然しながら、本発明は特に
係る測定作業が出来るだけ迅速に行われる様に患者の安
全と快適性と言う様な何らかの理由がある場合に係る測
定値を発生させるのに適している。
【００１８】センサー手段は血液の組成パラメータに関
する値に関係する時変信号（time-varying signal)を発
生するものであれば光学的なもの、電気化学的なもの、
或いはその他の如何なる形式のもので有っても良い。然
しながら、光学的測定手段は特定の利点を提供出来、従
って本発明は蛍光センサー（fluoresent sensors )を使
用した方法に特に適用されるものである。
する値に関係する時変信号（time-varying signal)を発
生するものであれば光学的なもの、電気化学的なもの、
或いはその他の如何なる形式のもので有っても良い。然
しながら、光学的測定手段は特定の利点を提供出来、従
って本発明は蛍光センサー（fluoresent sensors )を使
用した方法に特に適用されるものである。
【００１９】
【実施例】以下に本発明に係る血液の組成パラメータの
値を予測するシステムとその方法に関する具体例を図面
を参照しながら説明する。図１は検査対象の血液組成パ
ラメータを測定する為の集合体構造を説明する図であ
る。本発明に係るシステムの動作の原理の或るもの及び
採用されている部品等に付いては米国再発行特許Ｒｅ第
３１，８７９号及び出願中の米国特許出願第２２９，６
１７号に開示されているものと同一である。
値を予測するシステムとその方法に関する具体例を図面
を参照しながら説明する。図１は検査対象の血液組成パ
ラメータを測定する為の集合体構造を説明する図であ
る。本発明に係るシステムの動作の原理の或るもの及び
採用されている部品等に付いては米国再発行特許Ｒｅ第
３１，８７９号及び出願中の米国特許出願第２２９，６
１７号に開示されているものと同一である。
【００２０】係る両文献は本発明に係るシステムの構造
と動作に関して詳細を知る上に参考となる。一般的に
は、該集合体構造１０は洗浄液（flush solution) 源１
１を含んでおり、該洗浄液は該洗浄液源１１から流れ出
て、管１２と多種の流量を制御する制御部材１３を通っ
てセンサー集合体１４に指向される。
と動作に関して詳細を知る上に参考となる。一般的に
は、該集合体構造１０は洗浄液（flush solution) 源１
１を含んでおり、該洗浄液は該洗浄液源１１から流れ出
て、管１２と多種の流量を制御する制御部材１３を通っ
てセンサー集合体１４に指向される。
【００２１】該洗浄液は例えば、ヘパリン化された食塩
水の様な抗凝血液（anticlotting solution)で有っても
良く、又流量制御部材は真空を引く機能を有するシリン
ダ/ ピストン型のシリンジの様な形をしている体積変動
子(volume oscillator）の様な構造を含んでいるもので
有って良い。該シリンジを手動で操作する事により、患
者１６から管１５を介して血液サンプルが抽出され該セ
ンサー集合体１４（図１参照）の使い捨て型ハウジング
部１７に導入される。
水の様な抗凝血液（anticlotting solution)で有っても
良く、又流量制御部材は真空を引く機能を有するシリン
ダ/ ピストン型のシリンジの様な形をしている体積変動
子(volume oscillator）の様な構造を含んでいるもので
有って良い。該シリンジを手動で操作する事により、患
者１６から管１５を介して血液サンプルが抽出され該セ
ンサー集合体１４（図１参照）の使い捨て型ハウジング
部１７に導入される。
【００２２】血液が該ハウジング部１７に導入された
後、装置２０からの励起光が光ファイバーの束１９の光
ファイバーに沿って該ハウジング部１７内にある３個の
センサー１８に伝達される。本具体例では、該センサー
１８は酸素分圧、二酸化炭素（ＣＯ2)分圧、及び水素イ
オン濃度とにそれぞれ応答する。
後、装置２０からの励起光が光ファイバーの束１９の光
ファイバーに沿って該ハウジング部１７内にある３個の
センサー１８に伝達される。本具体例では、該センサー
１８は酸素分圧、二酸化炭素（ＣＯ2)分圧、及び水素イ
オン濃度とにそれぞれ応答する。
【００２３】該センサー１８のそれぞれは、励起光から
異なった波長の蛍光発光信号を個別に発生する。そして
係る蛍光発光信号はそれぞれが応答する血液組成パラメ
ータのそれぞれに関連せしめられている。係る３種の蛍
光発光信号は別々の光ファイバーを介して或いは光ファ
イバー群１９のチャネルを介して該装置２０に伝達され
る。
異なった波長の蛍光発光信号を個別に発生する。そして
係る蛍光発光信号はそれぞれが応答する血液組成パラメ
ータのそれぞれに関連せしめられている。係る３種の蛍
光発光信号は別々の光ファイバーを介して或いは光ファ
イバー群１９のチャネルを介して該装置２０に伝達され
る。
【００２４】該装置２０はそれぞれの蛍光発光信号を該
励起光から識別するものである。該ハウジング部１７と
センサー１８の構成の一つに関する詳細は本願発明と同
一の譲受人が出願している米国特許出願番号第２２９．
６１７号に実施例の形で示されている。
励起光から識別するものである。該ハウジング部１７と
センサー１８の構成の一つに関する詳細は本願発明と同
一の譲受人が出願している米国特許出願番号第２２９．
６１７号に実施例の形で示されている。
【００２５】図２は又センサー１８の一つの例を示した
ものである。該センサー１８は蛍光インジケータを担持
している高分子マトリックス２１と皮膜の形をしている
半透過性バリア２３とを含んでおり、該半透過性バリア
２３は検出されるべき組成パラメータを透過させるもの
である。
ものである。該センサー１８は蛍光インジケータを担持
している高分子マトリックス２１と皮膜の形をしている
半透過性バリア２３とを含んでおり、該半透過性バリア
２３は検出されるべき組成パラメータを透過させるもの
である。
【００２６】該マトリックス２１と皮膜２３は該使い捨
てハウジング部１７の凹部２５に担持されている。光フ
ァイバー２７は励起光を該透過性のハウジング部１７に
案内し、それによって該マトリックス２１にあるインジ
ケータにも案内され更には該蛍光発光信号を該装置２０
に戻すものである。
てハウジング部１７の凹部２５に担持されている。光フ
ァイバー２７は励起光を該透過性のハウジング部１７に
案内し、それによって該マトリックス２１にあるインジ
ケータにも案内され更には該蛍光発光信号を該装置２０
に戻すものである。
【００２７】本発明に於いては多くの異なった形態を持
つセンサーが使用しえる。しかしながら、図２から明ら
かな様に、該マトリックスにより担持されている蛍光イ
ンジケータと接触する為に、検査対象の組成パラメータ
が該半透過性バリア２３と又該マトリックス２１を透過
する為に時間がかかる。一旦該組成パラメータが該マト
リックス２１内のインジケータと接触すると、更に該イ
ンジケータが該組成パラメータの存在に対して反応する
為に付加的な時間が必要とされる。
つセンサーが使用しえる。しかしながら、図２から明ら
かな様に、該マトリックスにより担持されている蛍光イ
ンジケータと接触する為に、検査対象の組成パラメータ
が該半透過性バリア２３と又該マトリックス２１を透過
する為に時間がかかる。一旦該組成パラメータが該マト
リックス２１内のインジケータと接触すると、更に該イ
ンジケータが該組成パラメータの存在に対して反応する
為に付加的な時間が必要とされる。
【００２８】そして、係る現象は特に二酸化炭素の場合
に顕著である。従って、該二酸化炭素に関する予測値Ｐ
（ｔE ）は特に重要である。酸素、及びｐＨに関しては
該蛍光インジケータに対する反応は迅速であり従って酸
素に対する一次的遅延はバリア２３を通過する際及び該
マトリックス２１を透過する際のものである。
に顕著である。従って、該二酸化炭素に関する予測値Ｐ
（ｔE ）は特に重要である。酸素、及びｐＨに関しては
該蛍光インジケータに対する反応は迅速であり従って酸
素に対する一次的遅延はバリア２３を通過する際及び該
マトリックス２１を透過する際のものである。
【００２９】該センサーの一つから発生される蛍光発光
信号の一つは図２に於ける矢印２９により表示されてい
る。該装置２０は、該光信号２１から情報を抽出する為
に必要な構成部品を含んでいる。従って、該装置２０
は、光受光器３１の様な変換器を含むものであり、該変
換器は光信号に関連する電気信号を発生する手段として
作用する。
信号の一つは図２に於ける矢印２９により表示されてい
る。該装置２０は、該光信号２１から情報を抽出する為
に必要な構成部品を含んでいる。従って、該装置２０
は、光受光器３１の様な変換器を含むものであり、該変
換器は光信号に関連する電気信号を発生する手段として
作用する。
【００３０】それに加えて、該装置は、例えば該電気信
号を増幅する為の増幅器３３の様な信号調整部材或いは
該電気信号に関連するデジタルデータを発生する為のア
ナログ／デジタルコンバータ３５を含むもので有っても
良い。デジタルデータは公知の手段によりマイクロプロ
セッサと適宜の支援ハードウエア及びソフトウエア等を
含むマイクロプロセッサ回路３７と結合されているもの
である。
号を増幅する為の増幅器３３の様な信号調整部材或いは
該電気信号に関連するデジタルデータを発生する為のア
ナログ／デジタルコンバータ３５を含むもので有っても
良い。デジタルデータは公知の手段によりマイクロプロ
セッサと適宜の支援ハードウエア及びソフトウエア等を
含むマイクロプロセッサ回路３７と結合されているもの
である。
【００３１】これ等の部品は、公知の技術に従って多く
の異なる形状、構成をとるもので有っても良く、それに
よってマイクロプロセッサは該デジタルデータを読出
し、かつそれを処理してその結果を表示するか、さもな
ければその結果を読み出す手段を提供する。
の異なる形状、構成をとるもので有っても良く、それに
よってマイクロプロセッサは該デジタルデータを読出
し、かつそれを処理してその結果を表示するか、さもな
ければその結果を読み出す手段を提供する。
【００３２】該マイクロプロセッサ回路３７は例えばオ
ペレータとの対話を可能とする為のえ表示装置とキーパ
ッドとを含んでいるもので有っても良く、更には該信号
を解析し血液サンプルに於ける組成パラメータの値を表
示する出力を発生させる為のセンサー手段に結合された
コンピュータ手段として作動する光受光器３１、増幅器
３３及びアナログ／デジタルコンバータ３５を接続され
ていても良い。
ペレータとの対話を可能とする為のえ表示装置とキーパ
ッドとを含んでいるもので有っても良く、更には該信号
を解析し血液サンプルに於ける組成パラメータの値を表
示する出力を発生させる為のセンサー手段に結合された
コンピュータ手段として作動する光受光器３１、増幅器
３３及びアナログ／デジタルコンバータ３５を接続され
ていても良い。
【００３３】本発明によれば、マイクロプロセッサ回路
３７は所定の血液組成パラメータに関する最終的な表示
値（つまり平衡値）を予測する為に構成されたプログラ
ムを含んでいる。かく構成する事は、血液が該ハウジン
グ部１７に留まっていなければならない時間を減少させ
それにより凝血の発生をさける為に重要な事である。
３７は所定の血液組成パラメータに関する最終的な表示
値（つまり平衡値）を予測する為に構成されたプログラ
ムを含んでいる。かく構成する事は、血液が該ハウジン
グ部１７に留まっていなければならない時間を減少させ
それにより凝血の発生をさける為に重要な事である。
【００３４】該センサー集合体１４は遅延応答を有して
おり、それにより、該遅延応答が発生した信号は、該ハ
ウジング部１７に血液サンプルが注入された時刻ｔ0 に
於いて発生する初期値Ｐ（ｔ0 ）からその後の時刻ｔE
で発生する平衡値Ｐ（ｔE ）に変化する様に、指数関数
から変位する時変波形Ｐ（ｔ）（time-varying wavefor
m)を有している。従って、該波形Ｐ（ｔ）は、それが少
なくとも真の指数関数に対する漸近線的接近に良く類似
していると言う意味に於いて、該平衡値Ｐ（ｔE ）に接
近する。
おり、それにより、該遅延応答が発生した信号は、該ハ
ウジング部１７に血液サンプルが注入された時刻ｔ0 に
於いて発生する初期値Ｐ（ｔ0 ）からその後の時刻ｔE
で発生する平衡値Ｐ（ｔE ）に変化する様に、指数関数
から変位する時変波形Ｐ（ｔ）（time-varying wavefor
m)を有している。従って、該波形Ｐ（ｔ）は、それが少
なくとも真の指数関数に対する漸近線的接近に良く類似
していると言う意味に於いて、該平衡値Ｐ（ｔE ）に接
近する。
【００３５】図４は、二酸化炭素（ＣＯ2)の分圧に応答
する蛍光センサー１８に関する波形Ｐ（ｔ）のプロット
を示すものである。ｔ＝０と表示されている横軸の点は
血液が注入された時刻を示す点である。（すなわち、血
液がハウジング部１７に注入された時刻）縦軸上の初期
値Ｐ（ｔ0 ）は二酸化炭素（ＣＯ2)の分圧に関係するも
のであり、それは、血液が注入される以前に於ける初期
の値を示し（即ち、洗浄液の値である）、平衡値Ｐ（ｔ
E ）の点は平衡状態に到達した後に最終的に示される二
酸化炭素（ＣＯ2)の分圧に関するものである。（即ち、
血液サンプルの平衡値である）
する蛍光センサー１８に関する波形Ｐ（ｔ）のプロット
を示すものである。ｔ＝０と表示されている横軸の点は
血液が注入された時刻を示す点である。（すなわち、血
液がハウジング部１７に注入された時刻）縦軸上の初期
値Ｐ（ｔ0 ）は二酸化炭素（ＣＯ2)の分圧に関係するも
のであり、それは、血液が注入される以前に於ける初期
の値を示し（即ち、洗浄液の値である）、平衡値Ｐ（ｔ
E ）の点は平衡状態に到達した後に最終的に示される二
酸化炭素（ＣＯ2)の分圧に関するものである。（即ち、
血液サンプルの平衡値である）
【００３６】問題は、該波形Ｐ（ｔ）が初期値Ｐ
（ｔ0 ）（例えば０．３mmHg) から漸近線的或いは平衡
化された値Ｐ（ｔE ）（例えば４０mmHg）に非指数関数
的な図４に示す『Ｐ（ｔ）ACTUAL』と表示された線に沿
って変化する事である。係るＰ（ｔ）ACTUAL曲線はそれ
が時刻ｔI に於ける屈曲点に到達する迄、実質的に理想
的な指数関数曲線（『IDEAL EXPONENTIAL 』と表示され
ている）から変位し、その後理想的指数関数曲線に近似
する。
（ｔ0 ）（例えば０．３mmHg) から漸近線的或いは平衡
化された値Ｐ（ｔE ）（例えば４０mmHg）に非指数関数
的な図４に示す『Ｐ（ｔ）ACTUAL』と表示された線に沿
って変化する事である。係るＰ（ｔ）ACTUAL曲線はそれ
が時刻ｔI に於ける屈曲点に到達する迄、実質的に理想
的な指数関数曲線（『IDEAL EXPONENTIAL 』と表示され
ている）から変位し、その後理想的指数関数曲線に近似
する。
【００３７】もし、線が指数関数曲線で有れば、該線上
の２つの点に関する座標は該平衡値Ｐ（ｔE ）を決定す
る為に充分な情報を提供する事になろう。然し、二酸化
炭素（ＣＯ2)に関する該波形Ｐ（ｔ）については係る関
係が適用されない。又酸素の場合（図５参照）とｐＨ値
（図６参照）に付いても異なって来る。
の２つの点に関する座標は該平衡値Ｐ（ｔE ）を決定す
る為に充分な情報を提供する事になろう。然し、二酸化
炭素（ＣＯ2)に関する該波形Ｐ（ｔ）については係る関
係が適用されない。又酸素の場合（図５参照）とｐＨ値
（図６参照）に付いても異なって来る。
【００３８】これに関し、図５に於ける上側のプロット
は血液サンプルに於ける酸素（Ｏ2 ）分圧に応答するセ
ンサーセンサー集合体１４の場合の波形Ｐ（ｔ）のプロ
ットを示すものである。係る場合には、波形Ｐ（ｔ）は
初期値Ｐ（ｔ0 ）（即ち空気について、１５０mmHg) か
らそれより高い（例えば酸素を摂取している患者につい
て２２０mmHg) である平衡値Ｐ（ｔE 1 ）に変化する。
は血液サンプルに於ける酸素（Ｏ2 ）分圧に応答するセ
ンサーセンサー集合体１４の場合の波形Ｐ（ｔ）のプロ
ットを示すものである。係る場合には、波形Ｐ（ｔ）は
初期値Ｐ（ｔ0 ）（即ち空気について、１５０mmHg) か
らそれより高い（例えば酸素を摂取している患者につい
て２２０mmHg) である平衡値Ｐ（ｔE 1 ）に変化する。
【００３９】一方、図５に於ける下側のプロットは又血
液サンプルに於ける酸素（Ｏ2 ）分圧に応答するセンサ
ーセンサー集合体１４の場合の波形Ｐ（ｔ）のプロット
を示すものである。係る場合には、波形Ｐ（ｔ）は初期
値Ｐ（ｔ0 ）からそれより低い（例えば酸素を摂取して
いない患者に対して８０mmHg) である平衡値Ｐ
（ｔE 2 ）に変化する。何れの場合においても、実際の
線（『Ｐ（ｔ）ACTUAL』と表示されている）はそれが時
刻ｔI に於ける屈曲点に到達する迄、実質的に理想的な
指数関数曲線（『IDEAL EXPONENTIAL 』と表示されてい
る）から変位し、その後理想的指数関数曲線に近似す
る。
液サンプルに於ける酸素（Ｏ2 ）分圧に応答するセンサ
ーセンサー集合体１４の場合の波形Ｐ（ｔ）のプロット
を示すものである。係る場合には、波形Ｐ（ｔ）は初期
値Ｐ（ｔ0 ）からそれより低い（例えば酸素を摂取して
いない患者に対して８０mmHg) である平衡値Ｐ
（ｔE 2 ）に変化する。何れの場合においても、実際の
線（『Ｐ（ｔ）ACTUAL』と表示されている）はそれが時
刻ｔI に於ける屈曲点に到達する迄、実質的に理想的な
指数関数曲線（『IDEAL EXPONENTIAL 』と表示されてい
る）から変位し、その後理想的指数関数曲線に近似す
る。
【００４０】同様に、図６における上側と下側のプロッ
トは、血液サンプルのｐＨ値に応答するセンサー集合体
１４の場合における波形Ｐ（ｔ）のプロットを示すもの
である。上側プロットに関しては、該波形Ｐ（ｔ）は通
常値より高い（例えば該洗浄液に関してのｐＨ値を８．
５と仮定する）初期ｐＨ値Ｐ（ｔ0 1 ）から平衡値Ｐ
（ｔE ）（例えば通常の患者の血液に関してｐＨ値が
７．４である）に変化する。
トは、血液サンプルのｐＨ値に応答するセンサー集合体
１４の場合における波形Ｐ（ｔ）のプロットを示すもの
である。上側プロットに関しては、該波形Ｐ（ｔ）は通
常値より高い（例えば該洗浄液に関してのｐＨ値を８．
５と仮定する）初期ｐＨ値Ｐ（ｔ0 1 ）から平衡値Ｐ
（ｔE ）（例えば通常の患者の血液に関してｐＨ値が
７．４である）に変化する。
【００４１】又下側プロットに関しては、該波形Ｐ
（ｔ）は通常値より低い（例えば他の洗浄液に関しての
ｐＨ値を６．０と仮定する）初期ｐＨ値Ｐ（ｔ02）から
最終的平衡値Ｐ（ｔE ）に変化する。同じ様に、実際の
線（『Ｐ（ｔ）ACTUAL』と表示されている）は、それが
時刻ｔI に於ける屈曲点に到達する迄、実質的に理想的
な指数関数曲線（『IDEAL EXPONENTIAL 』と表示されて
いる）から変位し、その後理想的指数関数曲線に近似す
る。
（ｔ）は通常値より低い（例えば他の洗浄液に関しての
ｐＨ値を６．０と仮定する）初期ｐＨ値Ｐ（ｔ02）から
最終的平衡値Ｐ（ｔE ）に変化する。同じ様に、実際の
線（『Ｐ（ｔ）ACTUAL』と表示されている）は、それが
時刻ｔI に於ける屈曲点に到達する迄、実質的に理想的
な指数関数曲線（『IDEAL EXPONENTIAL 』と表示されて
いる）から変位し、その後理想的指数関数曲線に近似す
る。
【００４２】真の指数関数からの変位が存在するにも係
わらず、本発明は該波形Ｐ（ｔ）は該屈曲点Ｐ（ｔI )
が発生した後は真の指数関数応答に接近すると言う認識
の基に平衡値を推測する。換言するならば、それは、該
屈曲点Ｐ（ｔI ) から指数関数的に変化し、その中で、
該波形は少なくとも以下に示す関係式により表される形
の指数関数に接近する。 Ｐ（ｔ）＝Ａ×（１−ｅｘｐ〔−ｔ／Ｔａｕ〕）＋Ｂ
わらず、本発明は該波形Ｐ（ｔ）は該屈曲点Ｐ（ｔI )
が発生した後は真の指数関数応答に接近すると言う認識
の基に平衡値を推測する。換言するならば、それは、該
屈曲点Ｐ（ｔI ) から指数関数的に変化し、その中で、
該波形は少なくとも以下に示す関係式により表される形
の指数関数に接近する。 Ｐ（ｔ）＝Ａ×（１−ｅｘｐ〔−ｔ／Ｔａｕ〕）＋Ｂ
【００４３】図４乃至６に示された波形Ｐ（ｔ）のそれ
ぞれのプロットに付いての該屈曲点、即ち、傾斜の変化
率が０である点、は『INFLECTION POINT』と表示されて
おり、又それぞれの屈曲点は時刻ｔ＝０と該プロットが
実質的に平衡値に到達した時刻ｔ＝ｔE （場合によっ
て、ｔE 、ｔE1、ｔE2となる）との間の時刻ｔI に於い
て発生する。
ぞれのプロットに付いての該屈曲点、即ち、傾斜の変化
率が０である点、は『INFLECTION POINT』と表示されて
おり、又それぞれの屈曲点は時刻ｔ＝０と該プロットが
実質的に平衡値に到達した時刻ｔ＝ｔE （場合によっ
て、ｔE 、ｔE1、ｔE2となる）との間の時刻ｔI に於い
て発生する。
【００４４】係る特性を使用して、本発明は、抽出時間
とスタート時間の推定を必要とする事なく平衡値を予測
する。更に、本発明は時間消費的超越関数(time-consum
ing transcendental function ) を計算する必要もな
い。その代わりに、該平衡値は該波形Ｐ（ｔ）の現在
値、現在測定された傾斜、経験的なＴａｕの予測値及び
指数関数的応答時間等を使用して予測値を計算する事に
より予測するものである。
とスタート時間の推定を必要とする事なく平衡値を予測
する。更に、本発明は時間消費的超越関数(time-consum
ing transcendental function ) を計算する必要もな
い。その代わりに、該平衡値は該波形Ｐ（ｔ）の現在
値、現在測定された傾斜、経験的なＴａｕの予測値及び
指数関数的応答時間等を使用して予測値を計算する事に
より予測するものである。
【００４５】係る計算は、連続する操作に於ける差が実
質的に小さくなる迄繰り返される。係る点に関し、屈曲
点を越える波形Ｐ（ｔ）のプロットが、指数関数の形態
を取るものと仮定すると、即ち、 Ｐ（ｔ）＝Ａ×（１−ｅｘｐ〔−ｔ／Ｔａｕ〕）＋Ｂ （１） ここで、Ｂは初期値であり、又Ａは、酸素又はｐＨにつ
いて、所定の条件の下に於ける指数関数的増加の或いは
減少の量を示し、又（Ａ＋Ｂ）は、漸近線的値である。
質的に小さくなる迄繰り返される。係る点に関し、屈曲
点を越える波形Ｐ（ｔ）のプロットが、指数関数の形態
を取るものと仮定すると、即ち、 Ｐ（ｔ）＝Ａ×（１−ｅｘｐ〔−ｔ／Ｔａｕ〕）＋Ｂ （１） ここで、Ｂは初期値であり、又Ａは、酸素又はｐＨにつ
いて、所定の条件の下に於ける指数関数的増加の或いは
減少の量を示し、又（Ａ＋Ｂ）は、漸近線的値である。
【００４６】 そして、ｄｐ／ｄｔ＝Ａ×（１／Ｔａｕ）×ｅｘｐ〔−ｔ／Ｔａｕ〕 ｄｐ／ｄｔ＝（Ａ＋Ｂ−Ｐ（ｔ））／Ｔａｕ （２） そして （Ａ＋Ｂ）＝Ｐ（ｔ）＋（Ｔａｕ×ｄｐ／ｄｔ） （３） 従って、（Ａ＋Ｂ）は関係式（３）とＴａｕの経験的推
定値とを使用して計算する事が出来る。
定値とを使用して計算する事が出来る。
【００４７】本発明に係る一態様によれば、二酸化炭素
ＣＯ2 に対しては該Ｔａｕの推定値は以下の関係式を使
用して計算する事が出来る。 ＴＡＵest ＝Ｋ1 ＋Ｋ2 ／ＭＡＸ（ｄｐ／ｄｔ） （４） ここで、ＴＡＵest はＴａｕに値の推定値であり、Ｋ1
＝１５、Ｋ2 ＝５．５、更にＭＡＸ（ｄｐ／ｄｔ）は、
該屈曲点に於いて評価される波形Ｐ（ｔ）の第１の導関
数(derivative)である。（即ち、屈曲点に於ける傾斜で
ある）
ＣＯ2 に対しては該Ｔａｕの推定値は以下の関係式を使
用して計算する事が出来る。 ＴＡＵest ＝Ｋ1 ＋Ｋ2 ／ＭＡＸ（ｄｐ／ｄｔ） （４） ここで、ＴＡＵest はＴａｕに値の推定値であり、Ｋ1
＝１５、Ｋ2 ＝５．５、更にＭＡＸ（ｄｐ／ｄｔ）は、
該屈曲点に於いて評価される波形Ｐ（ｔ）の第１の導関
数(derivative)である。（即ち、屈曲点に於ける傾斜で
ある）
【００４８】係る推測は、使用されるセンサーの特性を
分析する事によって促進される。第１には、一般的に、
ＣＯ2 、Ｏ2 、ｐＨ、或いはその他の組成パラメータの
分圧を決定する為の如何なるセンサーもより高い分圧、
より高いｐＨ値、或いはより高いその他の組成パラメー
タ値に対してより迅速に或いはより低速に応答するもの
である。ＣＯ2 の場合には、Ｔａｕは（Ａ＋Ｂ）を以て
逆に変化する。
分析する事によって促進される。第１には、一般的に、
ＣＯ2 、Ｏ2 、ｐＨ、或いはその他の組成パラメータの
分圧を決定する為の如何なるセンサーもより高い分圧、
より高いｐＨ値、或いはより高いその他の組成パラメー
タ値に対してより迅速に或いはより低速に応答するもの
である。ＣＯ2 の場合には、Ｔａｕは（Ａ＋Ｂ）を以て
逆に変化する。
【００４９】然かしながら、本発明は又、波形Ｐ（ｔ）
の第１の導関数或いはその傾斜が殆ど全てのセンサー及
び殆ど全ての分圧、ｐＨ値そしてその他の組成パラメー
タに対して、該屈曲点は表れる程度に迄は、おおよそ一
致した挙動を示し、又該波形は一般的には、該屈曲点を
越えれば指数関数的となると言う事を認識しているもの
である。係る観察は、最終的な或いは漸近線的な波形Ｐ
（ｔ）の表示値の予測を促進するものである。
の第１の導関数或いはその傾斜が殆ど全てのセンサー及
び殆ど全ての分圧、ｐＨ値そしてその他の組成パラメー
タに対して、該屈曲点は表れる程度に迄は、おおよそ一
致した挙動を示し、又該波形は一般的には、該屈曲点を
越えれば指数関数的となると言う事を認識しているもの
である。係る観察は、最終的な或いは漸近線的な波形Ｐ
（ｔ）の表示値の予測を促進するものである。
【００５０】本発明に於ける一態様に於いては、Ｔａｕ
は該屈曲点Ｐ（ｔI) を追跡し次いで上記した関係式
（４）を用いてＴａｕの推定値を計算する事により推定
される。次いで、（Ａ＋Ｂ）の新しい値が式（３）を用
いて計算される。その後、（Ａ＋Ｂ）の新しい値は前の
値と比較され、もしその差が十分に小さい場合には（例
えば、１％以下の変化である場合等）、その新しい値が
漸近線的或いは最終的な表示値として採用されるもので
ある。
は該屈曲点Ｐ（ｔI) を追跡し次いで上記した関係式
（４）を用いてＴａｕの推定値を計算する事により推定
される。次いで、（Ａ＋Ｂ）の新しい値が式（３）を用
いて計算される。その後、（Ａ＋Ｂ）の新しい値は前の
値と比較され、もしその差が十分に小さい場合には（例
えば、１％以下の変化である場合等）、その新しい値が
漸近線的或いは最終的な表示値として採用されるもので
ある。
【００５１】そうでない場合には、他の操作が実行され
る。勿論、該平衡値Ｐ（ｔE ）を決定する為に採用され
る正確にプログラムされた工程は、その決定が屈曲点Ｐ
（ｔI ) の発生とその後の波形Ｐ（ｔ）の指数関数的挙
動に基づいている範囲内で開示されているより広範囲の
発明思想内で変更することは可能である。
る。勿論、該平衡値Ｐ（ｔE ）を決定する為に採用され
る正確にプログラムされた工程は、その決定が屈曲点Ｐ
（ｔI ) の発生とその後の波形Ｐ（ｔ）の指数関数的挙
動に基づいている範囲内で開示されているより広範囲の
発明思想内で変更することは可能である。
【００５２】上記に示されているＫ1 、Ｋ2 の値は、本
発明の他の態様に於いては、該波形Ｐ（ｔ）の多数のプ
ロットに対する視覚試験の後に経験的に決定されても良
く又二酸化炭素に対するｄｐ／ｄｔは、該屈曲点Ｐ（ｔ
I ) に於ける傾斜ｄｐ／ｄｔが各センサーに於ける経験
的に観察されたＴａｕに対して逆相関に有る事を示して
いる。
発明の他の態様に於いては、該波形Ｐ（ｔ）の多数のプ
ロットに対する視覚試験の後に経験的に決定されても良
く又二酸化炭素に対するｄｐ／ｄｔは、該屈曲点Ｐ（ｔ
I ) に於ける傾斜ｄｐ／ｄｔが各センサーに於ける経験
的に観察されたＴａｕに対して逆相関に有る事を示して
いる。
【００５３】更に係る関係は、平衡値Ｐ（ｔE ）の広範
囲に亘たって維持されている。より一般的には、Ｔａｕ
以下の関係式を用いて推定する事も可能である。 TAU est ＝K1＋K2×MAX （dp/dt ）K3＋K4× MAX（dp/pdt）K5 （５） ここで、ＭＡＸ（ｄｐ／ｄｔ）は該屈曲点Ｐ（ｔI ) に
おける波形Ｐ（ｔ）の傾斜を示すものであり、又ＭＡＸ
（ｄｐ／ｐｄｔ）は該屈曲点Ｐ（ｔI ) の近傍で発生す
る該波形Ｐ（ｔ）に於ける比例的傾斜の最大値を示すも
のである。又Ｋ1 、Ｋ2 、Ｋ3 、Ｋ4 、Ｋ5 は定数であ
る。係る関係式は、血液の如何なる組成パラメータに対
するＴａｕを効果的に推定するのに使用される。上記の
関係式より、ＣＯ2 に関してはＫ3 ＝−１、Ｋ4 及びＫ
5 ＝０である事が理解され、それによって、ＣＯ2 に適
用しえる関係式（４）と代替しえるものである。
囲に亘たって維持されている。より一般的には、Ｔａｕ
以下の関係式を用いて推定する事も可能である。 TAU est ＝K1＋K2×MAX （dp/dt ）K3＋K4× MAX（dp/pdt）K5 （５） ここで、ＭＡＸ（ｄｐ／ｄｔ）は該屈曲点Ｐ（ｔI ) に
おける波形Ｐ（ｔ）の傾斜を示すものであり、又ＭＡＸ
（ｄｐ／ｐｄｔ）は該屈曲点Ｐ（ｔI ) の近傍で発生す
る該波形Ｐ（ｔ）に於ける比例的傾斜の最大値を示すも
のである。又Ｋ1 、Ｋ2 、Ｋ3 、Ｋ4 、Ｋ5 は定数であ
る。係る関係式は、血液の如何なる組成パラメータに対
するＴａｕを効果的に推定するのに使用される。上記の
関係式より、ＣＯ2 に関してはＫ3 ＝−１、Ｋ4 及びＫ
5 ＝０である事が理解され、それによって、ＣＯ2 に適
用しえる関係式（４）と代替しえるものである。
【００５４】上記式（５）における“Ｋ”項の全ての値
を決定する為に、時間に関する圧力或いはｐＨの実際の
波形を広範囲な平衡値Ｐ（ｔE ）に亘たってプロットし
そして幾つかのかかる波形の群から式（５）を用いて最
小自乗法解析が実行され、該波形群に最良に適合する
“Ｋ”項の値を設定する。ここで、図７乃至図９のフロ
ーチャートを検討すると、それらは本発明に係る予測ア
ルゴリズムに従って平衡値Ｐ（ｔE ）を予測する工程に
含まれたいる論理回路を示している。
を決定する為に、時間に関する圧力或いはｐＨの実際の
波形を広範囲な平衡値Ｐ（ｔE ）に亘たってプロットし
そして幾つかのかかる波形の群から式（５）を用いて最
小自乗法解析が実行され、該波形群に最良に適合する
“Ｋ”項の値を設定する。ここで、図７乃至図９のフロ
ーチャートを検討すると、それらは本発明に係る予測ア
ルゴリズムに従って平衡値Ｐ（ｔE ）を予測する工程に
含まれたいる論理回路を示している。
【００５５】該予測アルゴリズムは、マイクロプロセッ
サー回路３７により使用される他のマイクロプロセッサ
ープログラムと一体化されている。スタートに於いて
は、血液は該ハウジング部１７に導入されそして該プロ
グラムはＣＯ2に関する値或いは分圧を含む初期条件を
セットする。もし、時刻ｔが０で有れば、初期条件Ｔａ
ｕ＝ＴＡＵＫ1 は１５秒に設定され又上記の工程が繰り
返される。
サー回路３７により使用される他のマイクロプロセッサ
ープログラムと一体化されている。スタートに於いて
は、血液は該ハウジング部１７に導入されそして該プロ
グラムはＣＯ2に関する値或いは分圧を含む初期条件を
セットする。もし、時刻ｔが０で有れば、初期条件Ｔａ
ｕ＝ＴＡＵＫ1 は１５秒に設定され又上記の工程が繰り
返される。
【００５６】もし、フローチャトに於ける繰り返し数或
いはサンプル数を表すｔが０以外の値で有る場合にはＣ
Ｏ2 に関する最初から４個のデータが表示され且つ記録
される。そして予測された圧力の最終値、Ｐ（ｔE ）、
が各測定値Ｐ（ｍ）測定値Ｐ（ｍ）と等しい値に設定さ
れる。次に、標準シュバツキ─ゴレイ多項式フィルタ方
式(standard Savitzky-Golaypolynomial filter method
s )を使用し、且つ圧力に関する第４と第５番目の測定
値に対するＣＯ2 値並びに圧力値とを用いて第１次導関
数がブロック３９で計算される。
いはサンプル数を表すｔが０以外の値で有る場合にはＣ
Ｏ2 に関する最初から４個のデータが表示され且つ記録
される。そして予測された圧力の最終値、Ｐ（ｔE ）、
が各測定値Ｐ（ｍ）測定値Ｐ（ｍ）と等しい値に設定さ
れる。次に、標準シュバツキ─ゴレイ多項式フィルタ方
式(standard Savitzky-Golaypolynomial filter method
s )を使用し、且つ圧力に関する第４と第５番目の測定
値に対するＣＯ2 値並びに圧力値とを用いて第１次導関
数がブロック３９で計算される。
【００５７】該ブロック３９に於いて、Ｐ（ｔE ）も又
式（３）と第４と第５のサンプルを使用して計算され
る。次いで、第６番目のＣＯ2 値が、将来の演算処理の
為にブロック４１でバッファに記録され、続いて該第６
番目のサンプルとシュバツキ─ゴレイ法を用いてＰ
（ｔ）曲線に関する第１次導関数がブロック４３で計算
される。
式（３）と第４と第５のサンプルを使用して計算され
る。次いで、第６番目のＣＯ2 値が、将来の演算処理の
為にブロック４１でバッファに記録され、続いて該第６
番目のサンプルとシュバツキ─ゴレイ法を用いてＰ
（ｔ）曲線に関する第１次導関数がブロック４３で計算
される。
【００５８】図８の上部に於けるブロック４５に於いて
は、連続して測定されたＣＯ2 値が該ブロック４１、４
３におけると同じ方法で演算処理され、そして第１次導
関数が連続的にモニターされる。該第１次導関数に対す
るモニタリングは今回の第１次導関数を前回計算された
第１次導関数と比較すると共に、今回得られた第１次導
関数が前回得られた第１次導関数より小さい場合を識別
する事により該屈曲点を決定するのに使用される。
は、連続して測定されたＣＯ2 値が該ブロック４１、４
３におけると同じ方法で演算処理され、そして第１次導
関数が連続的にモニターされる。該第１次導関数に対す
るモニタリングは今回の第１次導関数を前回計算された
第１次導関数と比較すると共に、今回得られた第１次導
関数が前回得られた第１次導関数より小さい場合を識別
する事により該屈曲点を決定するのに使用される。
【００５９】係る状況が発生した場合には、屈曲点を通
過したものであり、前回のサンプ時に屈曲点は発生した
ものと推定する。もし、該屈曲点に到達しなかった場合
には、ブロック４７に於いてＰ（ｔE ）と該Ｐ（ｔE ）
の第１次導関数であるｄｐｏ（ｔ）が計算され、又ブロ
ック４９で安定度（stability)が決定される。
過したものであり、前回のサンプ時に屈曲点は発生した
ものと推定する。もし、該屈曲点に到達しなかった場合
には、ブロック４７に於いてＰ（ｔE ）と該Ｐ（ｔE ）
の第１次導関数であるｄｐｏ（ｔ）が計算され、又ブロ
ック４９で安定度（stability)が決定される。
【００６０】例えば、該安定度は連続するサンプルに関
してのＰ（ｔE ）の第１次導関数を比較してそして測定
されたＣＯ2 の分圧が、もし連続して計算されたＰ（ｔ
E ）値の変動が、それ以前に得られた値より小さい場合
に安定であると判断する事により決定される。もし、Ｃ
Ｏ2値が安定でない場合には、演算処理はブロック５１
に進み、当該サンプルが時間経過（time out) となった
かどうかの検査を実行する。
してのＰ（ｔE ）の第１次導関数を比較してそして測定
されたＣＯ2 の分圧が、もし連続して計算されたＰ（ｔ
E ）値の変動が、それ以前に得られた値より小さい場合
に安定であると判断する事により決定される。もし、Ｃ
Ｏ2値が安定でない場合には、演算処理はブロック５１
に進み、当該サンプルが時間経過（time out) となった
かどうかの検査を実行する。
【００６１】もしスタートボタンを押してから例えば２
分間と言うような、予め定められた時間が経過していな
い場合には当該サンプルは時間経過していないものと判
断する。屈曲点前の期間、即ち屈曲点に到達する以前の
期間に於いては、ブロック５３は常に真或いはＹＥＳで
ある（ｔｒｕｅ） 。
分間と言うような、予め定められた時間が経過していな
い場合には当該サンプルは時間経過していないものと判
断する。屈曲点前の期間、即ち屈曲点に到達する以前の
期間に於いては、ブロック５３は常に真或いはＹＥＳで
ある（ｔｒｕｅ） 。
【００６２】従って、図８に関連して上記で説明した演
算処理は該屈曲点に到達するまで繰り返される。そし
て、該屈曲点に到達したら、ブロック５５に於いて、Ｔ
ａｕの値がＣＯ2 に関しては式（４）により、又他の血
液組成パラメータに関しては式（５）により設定され
る。
算処理は該屈曲点に到達するまで繰り返される。そし
て、該屈曲点に到達したら、ブロック５５に於いて、Ｔ
ａｕの値がＣＯ2 に関しては式（４）により、又他の血
液組成パラメータに関しては式（５）により設定され
る。
【００６３】今、ブロック５３が誤り又はＮＯ（false)
であるので、演算処理は図９に於いてブロック５７に進
み、ＣＯ2 が安定でないかどうかを再び決定する。も
し、係る状態が誤り又はＮＯ（false)であるとすると、
計算されたＣＯ2 値或いは分圧、Ｐ（ｔE ）、は安定で
ありそして適当な最終値が決定される。然しながら、該
ＣＯ2 の推定値Ｐ（ｔE ）が安定でない限りは、ブロッ
ク５９に於いてサンプル時間が経過したと言う理由から
最終的な分圧を決定する事なしに、当該演算処理は終了
せしめられる。
であるので、演算処理は図９に於いてブロック５７に進
み、ＣＯ2 が安定でないかどうかを再び決定する。も
し、係る状態が誤り又はＮＯ（false)であるとすると、
計算されたＣＯ2 値或いは分圧、Ｐ（ｔE ）、は安定で
ありそして適当な最終値が決定される。然しながら、該
ＣＯ2 の推定値Ｐ（ｔE ）が安定でない限りは、ブロッ
ク５９に於いてサンプル時間が経過したと言う理由から
最終的な分圧を決定する事なしに、当該演算処理は終了
せしめられる。
【００６４】従って、サンプルが時間経過していないと
推定されるならば、図９に示される演算処理は、該ＣＯ
2 値が安定していると決定される迄繰り返され、その値
はＣＯ2 の様な血液ガスの場合には、その分圧に関する
最終値として採用される。図８に於けるブロック４９と
５１は安全性の為の特性を示している。従って、もしＣ
Ｏ2 の状態が安定していないと言う判断が誤り又はＮＯ
である場合には、即ち、ＣＯ2 の値が屈曲点が検出され
る以前に安定した場合、又はブロック５１でサンプルが
時間経過してしまった場合、当該演算処理は終了する。
推定されるならば、図９に示される演算処理は、該ＣＯ
2 値が安定していると決定される迄繰り返され、その値
はＣＯ2 の様な血液ガスの場合には、その分圧に関する
最終値として採用される。図８に於けるブロック４９と
５１は安全性の為の特性を示している。従って、もしＣ
Ｏ2 の状態が安定していないと言う判断が誤り又はＮＯ
である場合には、即ち、ＣＯ2 の値が屈曲点が検出され
る以前に安定した場合、又はブロック５１でサンプルが
時間経過してしまった場合、当該演算処理は終了する。
【００６５】該ＣＯ2 が安定である場合には、該ＣＯ2
値Ｐ（ｔE ）の適当な最終的が決定された事になる。サ
ンプル時間が経過した場合には、最も新しく計算された
値Ｐ（ｔE ）（ブロック４７で計算された）がおおよそ
の推定値として使用される。
値Ｐ（ｔE ）の適当な最終的が決定された事になる。サ
ンプル時間が経過した場合には、最も新しく計算された
値Ｐ（ｔE ）（ブロック４７で計算された）がおおよそ
の推定値として使用される。
【００６６】例えば、スタートボタンが非常に長く押圧
され、該ハウジング部１７内に血液を導入する時間がそ
れに続く場合にはブロック４９が誤り又はＮＯとなるか
も知れない。ブロック４７（図８）の計算がブロック６
１で繰り返され、そこでＣＯ2 値が安定したものとして
決定されるかどうかを繰り返しテストする。
され、該ハウジング部１７内に血液を導入する時間がそ
れに続く場合にはブロック４９が誤り又はＮＯとなるか
も知れない。ブロック４７（図８）の計算がブロック６
１で繰り返され、そこでＣＯ2 値が安定したものとして
決定されるかどうかを繰り返しテストする。
【００６７】ブロック５１と５９は又サンプルが該ハウ
ジング部１７内に留まっている事の出来る総制限時間を
提供し、そしてもし、その制限時間が平衡値が決定され
る以前に到達した場合には、当該サンプルを該ハウジン
グ部１７から患者の体内に戻す。
ジング部１７内に留まっている事の出来る総制限時間を
提供し、そしてもし、その制限時間が平衡値が決定され
る以前に到達した場合には、当該サンプルを該ハウジン
グ部１７から患者の体内に戻す。
【００６８】如何なる場合でも、当該サンプルは所定の
時間が経過する以前に、或いは時刻ｔE のうち何れか早
く発生する時点以前に患者に戻される。通常は、該サン
プルは該屈曲点の検出時と時刻ｔE との間の適当な時点
で患者に戻される。好ましくは、該サンプルは該屈曲点
が検出された後直ぐに患者に戻されるものである。
時間が経過する以前に、或いは時刻ｔE のうち何れか早
く発生する時点以前に患者に戻される。通常は、該サン
プルは該屈曲点の検出時と時刻ｔE との間の適当な時点
で患者に戻される。好ましくは、該サンプルは該屈曲点
が検出された後直ぐに患者に戻されるものである。
【００６９】本発明の例示的具体例が上記に示され且つ
説明されたが、本発明の精神と範囲から必ずしも逸脱し
ない範囲で当業者により実施され得る多くの変更、修正
及び代替があり得る事は明らかである。
説明されたが、本発明の精神と範囲から必ずしも逸脱し
ない範囲で当業者により実施され得る多くの変更、修正
及び代替があり得る事は明らかである。
【図１】図１は本発明に係る検査対象の血液組成パラメ
ータを測定する為の構成体を示す概略図である。
ータを測定する為の構成体を示す概略図である。
【図２】図２は、本発明に係るセンサーの一例を示す拡
大断面図である。
大断面図である。
【図３】図３は、図１の装置で使用される部材のブロッ
クダイアグラムである。
クダイアグラムである。
【図４】図４は時間に対するセンサーの出力との関係で
示される二酸化炭素の分圧をプロットしたグラフであ
る。
示される二酸化炭素の分圧をプロットしたグラフであ
る。
【図５】図５は時間に対する酸素分圧をプロットした２
種のグラフである。
種のグラフである。
【図６】図６は時間に対する血液のｐＨをプロットした
２種のグラフである。
２種のグラフである。
【図７】図７は、本発明に係る平衡値を予測する為の方
法に関するフローチャートを示すものである。
法に関するフローチャートを示すものである。
【図８】図８は、本発明に係る平衡値を予測する為の方
法に関するフローチャートを示すものである。
法に関するフローチャートを示すものである。
【図９】図９は、本発明に係る平衡値を予測する為の方
法に関するフローチャートを示すものである。
法に関するフローチャートを示すものである。
１０…測定装置 １１…洗浄液源 １２…管 １３…流量制御部 １４…センサー集合体 １７…ハウジング部 １８…センサー １９…光ファイバー群 ２０…処理装置 ２１…マトリックス ２３…被覆 ２５…凹部 ２７…光ファイバー
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ウィリアム ウォルター ミラー アメリカ合衆国，ミネソタ 55144− 1000，セント ポール，スリーエム セ ンター（番地なし) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/145 G06F 19/00
Claims (16)
- 【請求項１】 血液の組成パラメータの値を決定するシ
ステムで有って、該システムは血液サンプルを貯留する
為の手段、 該血液貯留手段に設けられ、血液の組成パラメータの値
に関連した信号を発生する為のセンサー手段、 該センサー手段に結合され、該信号を解析し且つ該血液
の組成パラメータ値を表示する出力を発生させる為のコ
ンピュータ手段とを含んでおり、 該システムに於いては遅延応答手段が設けられ、該遅延
応答手段に於いては信号が、該センサー手段が血液と接
触した時間ｔ0 において発生する初期値Ｐ（ｔ0 ）から
その後の時間ｔE において発生する平衡値Ｐ（ｔE ）に
変化する時に指数関数から変位する様な時間的に変化す
る波形Ｐ（ｔ）を有しており、 該コンピュータ手段は、初期値Ｐ（ｔ0 ）と平衡値Ｐ
（ｔE ）との間に発生する屈曲点Ｐ（ｔI ) の発生を検
出する手段を含んでおり、 更に該システムは該波形Ｐ（ｔ）が指数関数的に該屈曲
点Ｐ（ｔI ) から該平衡値Ｐ（ｔE ）に変化すると言う
推測の基に該平衡値Ｐ（ｔE ）の推定値を計算する手段
とを含んでいる事を特徴とする血液の組成パラメータの
値を決定するシステム。 - 【請求項２】 該血液の組成パラメータは血液ガスであ
り、該センサー手段は該血液ガスに応答するものであ
り、且つ該信号は該血液ガスの分圧に関連するものであ
る事を特徴とする請求項１記載のシステム。 - 【請求項３】 該血液の組成パラメータは二酸化炭素で
あり、該センサー手段は該二酸化炭素に応答するもので
あり、且つ該信号は該二酸化炭素の分圧に関連するもの
である事を特徴とする請求項１記載のシステム。 - 【請求項４】 該血液の組成パラメータは酸素であり、
該センサー手段は該酸素に応答するものであり、且つ該
信号は該酸素の分圧に関連するものである事を特徴とす
る請求項１記載のシステム。 - 【請求項５】 該血液の組成パラメータはｐＨであり、
該センサー手段は該ｐＨに応答するものであり、且つ該
信号は該ｐＨに関連するものである事を特徴とする請求
項１記載のシステム。 - 【請求項６】 該センサー手段は該血液ガスに応答する
蛍光センサーである事を特徴とする請求項２記載のシス
テム。 - 【請求項７】 該血液の組成パラメータがＣＯ2 であ
り、該蛍光センサーはＣＯ2 に応答するもので事を特徴
とする請求項６記載のシステム。 - 【請求項８】 該平衡値Ｐ（ｔE ）の推定値を計算する
手段は以下の関係式を使用するものである事を特徴とす
る請求項１記載のシステム。 （Ａ＋Ｂ）est ＝Ｐ（ｔI ) ＋〔Ｔａｕ×ＭＡＸ（ｄｐ／ｄｔ）〕 ここで、（Ａ＋Ｂ）est は平衡値Ｐ（ｔE ）est の推定
であり、Ｔａｕは定数であり、又ＭＡＸ（ｄｐ／ｄｔ）
は屈曲点Ｐ（ｔI ) における波形Ｐ（ｔ）の傾斜を示す
ものである。 - 【請求項９】 該平衡値Ｐ（ｔE ）の推定値を計算する
手段は以下の関係式を使用してＴａｕの値を推定する為
の計算手段を含んでいる事を特徴とする請求項８記載の
システム。 ＴＡＵest ＝Ｋ1 ＋Ｋ2 ／ＭＡＸ（ｄｐ／ｄｔ） ここで、ＴＡＵest はＴａｕの推定値であり、Ｋ1 は第
１の定数で、Ｋ2 は第２の定数であり、又ＭＡＸ（ｄｐ
／ｄｔ）は該屈曲点Ｐ（ｔI ) における波形Ｐ（ｔ）の
傾斜を示すものである。 - 【請求項１０】 該Ｋ1 の値は約１５であり、該Ｋ2 の
値はは約５．５である事を特徴とする請求項９記載のシ
ステム。 - 【請求項１１】 該平衡値Ｐ（ｔE ）の推定値を計算す
る為の手段は、以下の関係式の使用してＴＡＵの推定値
を計算する為の手段を含んでいる事を特徴とする請求項
８記載のシステム。 TAU est ＝K1＋K2×MAX （ｄｐ／ｄｔ）K3＋K4× MAX（ｄｐ／ｐｄｔ）K5 ここで、ＭＡＸ（ｄｐ／ｄｔ）は該屈曲点Ｐ（ｔI ) に
おける波形Ｐ（ｔ）の傾斜であり、又ＭＡＸ（ｄｐ／ｐ
ｄｔ）は該屈曲点Ｐ（ｔI ) の近傍で発生する該波形Ｐ
（ｔ）に於ける比例的傾斜の最大値を示すものであり、
又Ｋ1 、Ｋ2 、Ｋ3 、Ｋ4 、Ｋ5 は定数である。 - 【請求項１２】 該屈曲点が発生する時間の後で且つ該
平衡値を発生する時 間以前に該血液サンプルを該血液貯
留手段から患者に戻す手段を更に備える事を特徴とする
請求項１に記載のシステム。 - 【請求項１３】 初期値Ｐ（ｔ0 ）から平衡値Ｐ
（ｔE ）迄の時間で変化する波形を持った信号により血
液の組成パラメータの値に関連した信号を発生させる工
程、 該初期値Ｐ（ｔ0 ）と該平衡値Ｐ（ｔE ）との間で発生
する屈曲点Ｐ（ｔI )を発生を検出する工程、 該波形Ｐ（ｔ）が指数関数的に該屈曲点Ｐ（ｔI ) から
該平衡値Ｐ（ｔE ）に変化すると言う推測の基に該平衡
値Ｐ（ｔE ）の推定値を計算する工程、 とから構成されている事を特徴とする血液の組成パラメ
ータの値を予測する方法。 - 【請求項１４】 該平衡値Ｐ（ｔE ）の推定値を計算す
る工程は以下の関係式を使用するものである事を特徴と
する請求項13記載の方法。 （Ａ＋Ｂ）est ＝Ｐ（ｔI ) ＋〔Ｔａｕ×ＭＡＸ（ｄｐ／ｄｔ）〕 ここで、（Ａ＋Ｂ）est は平衡値Ｐ（ｔE ）est の推定
であり、Ｔａｕは定数であり、又ＭＡＸ（ｄｐ／ｄｔ）
は屈曲点Ｐ（ｔI ) における波形Ｐ（ｔ）の傾斜を示す
ものである。 - 【請求項１５】 該平衡値Ｐ（ｔE ）の推定値を計算す
る工程は以下の関係式を使用してＴａｕの値を推定する
為の計算を含んでいる事を特徴とする請求項14記載の方
法。 ＴＡＵest ＝Ｋ1 ＋Ｋ2 ／ＭＡＸ（ｄｐ／ｄｔ） ここで、ＴＡＵest はＴａｕの推定値であり、Ｋ1 は第
１の定数で、Ｋ2 は第２の定数であり、又ＭＡＸ（ｄｐ
／ｄｔ）は該屈曲点Ｐ（ｔI ) における波形Ｐ（ｔ）の
傾斜を示すものである。 - 【請求項１６】 該Ｋ1 の値は約１５であり、該Ｋ2 の
値は約５．５である事を特徴とする請求項15記載の方
法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US07/514,703 US5134998A (en) | 1990-04-26 | 1990-04-26 | System and method for predicting the value of a compositional parameter of blood |
| US514703 | 1990-04-26 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04242633A JPH04242633A (ja) | 1992-08-31 |
| JP3103131B2 true JP3103131B2 (ja) | 2000-10-23 |
Family
ID=24048347
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP9529491A Expired - Fee Related JP3103131B2 (ja) | 1990-04-26 | 1991-04-25 | 血液の組成パラメータの値を予測するシステムとその方法 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5134998A (ja) |
| EP (1) | EP0453901B1 (ja) |
| JP (1) | JP3103131B2 (ja) |
| DE (1) | DE69114896T2 (ja) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5304495A (en) * | 1992-12-29 | 1994-04-19 | Abbott Laboratories | Method for determining flush interference in measurement of chemical and physical parameters with indwelling probe |
| US6009339A (en) | 1997-02-27 | 1999-12-28 | Terumo Cardiovascular Systems Corporation | Blood parameter measurement device |
| DE10001978B4 (de) * | 1999-11-30 | 2006-05-24 | W.O.M. World Of Medicine Ag | Meßvorrichtung zur Echtzeitbestimmung des Elektrolytgehaltes des Blutes |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3720813A (en) * | 1971-08-23 | 1973-03-13 | Damon Corp | Interpolative readout apparatus |
| US3785772A (en) * | 1971-12-08 | 1974-01-15 | Blowitz M | Blood analyzer |
| US3978325A (en) * | 1973-09-05 | 1976-08-31 | Control Electronics Co., Inc. | Electronic thermometer |
| NL7314801A (nl) * | 1973-10-27 | 1975-04-29 | Philips Nv | Werkwijze voor kwantitatieve analyse. |
| DE2629402C3 (de) * | 1976-06-30 | 1979-12-20 | Institut Fuer Biomedizinische Technik, 8000 Muenchen | Verfahren und Einrichtung zur Bestimmung der Gaskonzentrationen im venösen Mischblut, insbesondere der arteriovenösen Sauerstoffdifferenz auf unblutigem Wege |
| CH627554A5 (de) * | 1977-11-16 | 1982-01-15 | Avl Ag | Verfahren zur gewinnung eines fuer die ermittlung von messergebnissen bei blutgasanalyse dienenden gleichgewichtswertes. |
| US4686628A (en) * | 1984-07-19 | 1987-08-11 | Fairchild Camera & Instrument Corp. | Electric device or circuit testing method and apparatus |
| US4697450A (en) * | 1985-03-15 | 1987-10-06 | Sensormedics Corporation | Gas monitor having trend indicators |
| US4727500A (en) * | 1985-05-01 | 1988-02-23 | Sherwood Medical Company | Electronic thermometer with fixed response time |
| US4649928A (en) * | 1985-10-21 | 1987-03-17 | Gms Engineering Corporation | Noise-immune blood pressure measurement technique and system |
| US4751655A (en) * | 1986-06-11 | 1988-06-14 | Amoco Corporation | Method of reconstituting seismic data |
| US4789950A (en) * | 1986-09-11 | 1988-12-06 | Tektronix, Inc. | Pre-interpolation adaptive filter |
| US4989606A (en) * | 1987-01-30 | 1991-02-05 | Minnesota Mining And Manufactoring Company | Intravascular blood gas sensing system |
| US4954318A (en) * | 1987-08-31 | 1990-09-04 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Optical sensor |
| DK137789A (da) * | 1988-03-25 | 1989-09-26 | Burke & Burke Snc | Diagnoseafproevningsapparatur |
-
1990
- 1990-04-26 US US07/514,703 patent/US5134998A/en not_active Expired - Lifetime
-
1991
- 1991-04-12 EP EP91105835A patent/EP0453901B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1991-04-12 DE DE69114896T patent/DE69114896T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1991-04-25 JP JP9529491A patent/JP3103131B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
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| JPH04242633A (ja) | 1992-08-31 |
| US5134998A (en) | 1992-08-04 |
| DE69114896D1 (de) | 1996-01-11 |
| DE69114896T2 (de) | 1996-08-29 |
| EP0453901A1 (en) | 1991-10-30 |
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