JPH0367408B2 - - Google Patents
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- JPH0367408B2 JPH0367408B2 JP62165435A JP16543587A JPH0367408B2 JP H0367408 B2 JPH0367408 B2 JP H0367408B2 JP 62165435 A JP62165435 A JP 62165435A JP 16543587 A JP16543587 A JP 16543587A JP H0367408 B2 JPH0367408 B2 JP H0367408B2
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Landscapes
- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
- Investigating Or Analysing Materials By The Use Of Chemical Reactions (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
- Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
［産業上の利用分野］
本発明は、医療分野の治療・診断・監視に用い
る臨床検査項目を継続的にモニタリングする連続
モニタリング用回路に関するものである。
る臨床検査項目を継続的にモニタリングする連続
モニタリング用回路に関するものである。
［従来の技術］
従来の臨床検査では、血液をサンプリングし
て、PH，PCO2，PO2，［Na+］，［K+］，
［HCO3 -］，［Cl-］等の項目を外部の測定装置で
測定するバツチ方式であるため、精度は保証され
るが得られるデータは間欠的なものであつた。
て、PH，PCO2，PO2，［Na+］，［K+］，
［HCO3 -］，［Cl-］等の項目を外部の測定装置で
測定するバツチ方式であるため、精度は保証され
るが得られるデータは間欠的なものであつた。
近年、体外循環におけるPH，PCO2，PO2のモ
ニタリング装置が市販されてきたが、PH，PCO2，
PO2，温度を測定するのみであつて、代謝因子で
あるBE（Base Excess），［HCO3 -］，Total
CO2，酸素飽和度等は、外部の測定装置で測定す
るか、測定したPH，PCO2，PO2の値を用いて算
出しなければならなかつた。
ニタリング装置が市販されてきたが、PH，PCO2，
PO2，温度を測定するのみであつて、代謝因子で
あるBE（Base Excess），［HCO3 -］，Total
CO2，酸素飽和度等は、外部の測定装置で測定す
るか、測定したPH，PCO2，PO2の値を用いて算
出しなければならなかつた。
したがつて、臨床上意味のある代謝因子を正確
にリアルタイムで得ることができないため、体外
循環系内で所望の生体代謝基の補液を行う場合
に、補液の選択や補液量の見積もりなどの判断・
処理に遅れが生じてしまう。
にリアルタイムで得ることができないため、体外
循環系内で所望の生体代謝基の補液を行う場合
に、補液の選択や補液量の見積もりなどの判断・
処理に遅れが生じてしまう。
尚、BE及び［HCO3 -］はアシドーシスあるい
はアルカローシスが呼吸性か代謝性かを判断する
指標として重要な因子である。
はアルカローシスが呼吸性か代謝性かを判断する
指標として重要な因子である。
［発明が解決しようとする問題点］
本発明は、体外循環系において所望の生体代謝
基の補液を行う場合に、補液の選択や補液量の見
積もりなどの正確性を高め、判断・処理に遅れが
生じることを無くした連続モニタリング用回路を
提供する。
基の補液を行う場合に、補液の選択や補液量の見
積もりなどの正確性を高め、判断・処理に遅れが
生じることを無くした連続モニタリング用回路を
提供する。
［問題点を解決するための手段］
この問題点を解決するための一手段として、本
発明の連続モニタリング用回路は、閉じた体外循
環系の少なくとも一部を形成する連続モニタリン
グ用回路であつて、貯血及び所望の生体代謝基の
補液を行うリザーバ手段と、前記体外循環系の該
リザーバの下流に設置され、複数の生体情報を連
続してモニタし、該生体情報から代謝因子を算出
して出力する連続モニタリング手段とを備え、 前記連続モニタリング手段は、前記閉じた体外
循環系に直列に接続され、温度情報を含む複数の
生体情報を測定する複数のセンサを有する測定手
段と、該測定手段の測定する前記複数の生体情報
を連続してモニタするモニタリング手段と、前記
温度情報により温度補償された前記複数の生体情
報から代謝因子を算出する算出手段と、前記複数
の生体情報及び／または代謝因子を出力する出力
手段とを備える。
発明の連続モニタリング用回路は、閉じた体外循
環系の少なくとも一部を形成する連続モニタリン
グ用回路であつて、貯血及び所望の生体代謝基の
補液を行うリザーバ手段と、前記体外循環系の該
リザーバの下流に設置され、複数の生体情報を連
続してモニタし、該生体情報から代謝因子を算出
して出力する連続モニタリング手段とを備え、 前記連続モニタリング手段は、前記閉じた体外
循環系に直列に接続され、温度情報を含む複数の
生体情報を測定する複数のセンサを有する測定手
段と、該測定手段の測定する前記複数の生体情報
を連続してモニタするモニタリング手段と、前記
温度情報により温度補償された前記複数の生体情
報から代謝因子を算出する算出手段と、前記複数
の生体情報及び／または代謝因子を出力する出力
手段とを備える。
［作用］
かかる構成において、リザーバ手段は貯血及び
所望の生体代謝基の補液を行い、モニタリング手
段は、下流に直列に接続される測定手段の有する
複数のセンサからの温度情報を含む複数の生体情
報をモニタし、同時に算出手段は、前記温度情報
により温度補償された前記複数の生体情報から代
謝因子を算出し、出力手段が、前記複数の生体情
報及び／または代謝因子を出力する。
所望の生体代謝基の補液を行い、モニタリング手
段は、下流に直列に接続される測定手段の有する
複数のセンサからの温度情報を含む複数の生体情
報をモニタし、同時に算出手段は、前記温度情報
により温度補償された前記複数の生体情報から代
謝因子を算出し、出力手段が、前記複数の生体情
報及び／または代謝因子を出力する。
［実施例］
以下、本発明に係る実施例を添付図面に従つて
説明する。
説明する。
本実施例のモニタリング用装置の構成図を第１
図に示す。生体１の静脈側から脱血した血液は、
塩ビチユーブ１２で接続されたリザーバ２、フロ
ースルーセル３ａ、ローラーポンプ４、人工肺
５、フロースルーセル３ｂを通つて生体１の動脈
側に戻される。フロースルーセル３ａ，３ｂに
は、PCO2センサ６、PHセンサ７、サーミスタ８、
PO2センサ９及びヘモグロビン濃度センサ１０を
それぞれ装着する。前記各センサからの生体情報
は、モニタリング装置１１により連続的にモニタ
リングされて出力され、さらに、代謝因子である
BE（Base Excess），［HCO3 -］，Total CO2，酸
素飽和度等が演算されて出力される。
図に示す。生体１の静脈側から脱血した血液は、
塩ビチユーブ１２で接続されたリザーバ２、フロ
ースルーセル３ａ、ローラーポンプ４、人工肺
５、フロースルーセル３ｂを通つて生体１の動脈
側に戻される。フロースルーセル３ａ，３ｂに
は、PCO2センサ６、PHセンサ７、サーミスタ８、
PO2センサ９及びヘモグロビン濃度センサ１０を
それぞれ装着する。前記各センサからの生体情報
は、モニタリング装置１１により連続的にモニタ
リングされて出力され、さらに、代謝因子である
BE（Base Excess），［HCO3 -］，Total CO2，酸
素飽和度等が演算されて出力される。
第２図に本実施例で使用したフロースルーセル
３ａ，３ｂの拡大図を、第３図ａ，ｂに他例のフ
ロースルーセルの拡大図を示す。第２図のように
PCO2センサ感応部６ａ、PHセンサ感応部７ａ、
サーミスタ感応部８ａ、PO2センサ感応部９ａ及
びヘモグロビン濃度センサ感応部１０ａを血液流
路１３に接するように配置する。尚、一般に流体
を流す部分と該流体を測定する部分から成り、流
体を流しながら測定するための器具をフロースル
ーセルと言うが、本実施例ではフロースルーセル
はその中に収納されるセンサをも含んだ器具全体
を指している。
３ａ，３ｂの拡大図を、第３図ａ，ｂに他例のフ
ロースルーセルの拡大図を示す。第２図のように
PCO2センサ感応部６ａ、PHセンサ感応部７ａ、
サーミスタ感応部８ａ、PO2センサ感応部９ａ及
びヘモグロビン濃度センサ感応部１０ａを血液流
路１３に接するように配置する。尚、一般に流体
を流す部分と該流体を測定する部分から成り、流
体を流しながら測定するための器具をフロースル
ーセルと言うが、本実施例ではフロースルーセル
はその中に収納されるセンサをも含んだ器具全体
を指している。
次に、本実施例のモニタリング装置１１の構成
を第４図に示す。PHセンサ７、PCO2センサ６、
PO2センサ９及びサーミスタ８の出力は入力装置
１００を通し、一方ヘモグロビン濃度センサ１０
の出力はフオトメータ２００を通して演算処理装
置４００に送られる。ここで、予め較正パラメー
タ入力装置３００により入力された各センサの較
正パラメータ及びサーミスタ８で測定された温度
を用いて温度補償されて、PH，PCO2，PO2及び
ヘモグロビン濃度が算出され、表示装置５００に
表示される。あるいは外部のプリンタ６００ａ、
記憶装置６００ｂ等の外部装置６００に出力され
る。
を第４図に示す。PHセンサ７、PCO2センサ６、
PO2センサ９及びサーミスタ８の出力は入力装置
１００を通し、一方ヘモグロビン濃度センサ１０
の出力はフオトメータ２００を通して演算処理装
置４００に送られる。ここで、予め較正パラメー
タ入力装置３００により入力された各センサの較
正パラメータ及びサーミスタ８で測定された温度
を用いて温度補償されて、PH，PCO2，PO2及び
ヘモグロビン濃度が算出され、表示装置５００に
表示される。あるいは外部のプリンタ６００ａ、
記憶装置６００ｂ等の外部装置６００に出力され
る。
従来のモニタリング装置は、PH，PCO2，PO2
及び温度を連続的にモニタリングして表示する機
能を有しているだけであつたが、本実施例のモニ
タリング装置１１においては、ヘモグロビン濃度
も同時に連続モニタリングしているため、PH，
PCO2，PO2、ヘモグロビン濃度の各測定値を用
いて、Total［HCO3 -］，Total CO2，BE（Base
Excess）、酸素飽和度等の代謝因子を演算して表
示できる。
及び温度を連続的にモニタリングして表示する機
能を有しているだけであつたが、本実施例のモニ
タリング装置１１においては、ヘモグロビン濃度
も同時に連続モニタリングしているため、PH，
PCO2，PO2、ヘモグロビン濃度の各測定値を用
いて、Total［HCO3 -］，Total CO2，BE（Base
Excess）、酸素飽和度等の代謝因子を演算して表
示できる。
第５図ａはPH，PCO2，PO2及びサーミスタの
入力装置１００の構成図である。
入力装置１００の構成図である。
PHセンサ７の出力（起電力）及びPCO2センサ
６の出力（起電力）は、高入力抵抗（10ｍΩ以
上）の差動増幅方式の電位差計１０１，１０２に
より測定され、演算処理装置４００に送られる。
差動増幅式の電位差計を用いているため、ノイズ
の影響を受けることがなく測定できる。
６の出力（起電力）は、高入力抵抗（10ｍΩ以
上）の差動増幅方式の電位差計１０１，１０２に
より測定され、演算処理装置４００に送られる。
差動増幅式の電位差計を用いているため、ノイズ
の影響を受けることがなく測定できる。
PO2センサ９の出力（電流値）は、微小電流計
１０３により測定され演算処理装置４００に送ら
れる。
１０３により測定され演算処理装置４００に送ら
れる。
サーミスタ８の出力（抵抗値）は、50μA以下
の定電流源を有する抵抗計１０４により測定され
演算処理装置４００に送られる。
の定電流源を有する抵抗計１０４により測定され
演算処理装置４００に送られる。
第５図ｂはフオトメータ２００の構成図であ
る。パルス発振回路２０３から発光部２０１およ
び発光部２０２とに同期したパルス信号が送られ
る。発光部２０２のLED（発光ダイオード）を発
した光は、光フアイバを通つて血液を照射し、ヘ
モグロビンに反射して光フアイバを通つて戻つて
きた光を、発光部２０２のフオトトランジスタで
光強度としてサンプリングして演算処理装置４０
０へ送られる。
る。パルス発振回路２０３から発光部２０１およ
び発光部２０２とに同期したパルス信号が送られ
る。発光部２０２のLED（発光ダイオード）を発
した光は、光フアイバを通つて血液を照射し、ヘ
モグロビンに反射して光フアイバを通つて戻つて
きた光を、発光部２０２のフオトトランジスタで
光強度としてサンプリングして演算処理装置４０
０へ送られる。
次に、モニタリング装置の作動のフローチヤー
トを第６図に示す。
トを第６図に示す。
装置は初めにステツプS10で初期化された後、
ステツプS11で較正パラメータ入力装置３００か
らPHセンサ７、PCO2センサ６、PO2センサ９、
サーミスタ８、ヘモグロビン濃度センサ１０の較
正パラメータを入力し、記憶される。次にステツ
プS12のタイミングコントローラからのタイミン
グで、ステツプS13a〜13eに分岐し、PHセンサ
７、PCO2センサ６、PO2センサ９、サーミスタ
８、ヘモグロビン濃度センサ１０の出力データを
それぞれ入力して、ステツプS14で演算処理装置
４００内の記憶エリアに記憶する。
ステツプS11で較正パラメータ入力装置３００か
らPHセンサ７、PCO2センサ６、PO2センサ９、
サーミスタ８、ヘモグロビン濃度センサ１０の較
正パラメータを入力し、記憶される。次にステツ
プS12のタイミングコントローラからのタイミン
グで、ステツプS13a〜13eに分岐し、PHセンサ
７、PCO2センサ６、PO2センサ９、サーミスタ
８、ヘモグロビン濃度センサ１０の出力データを
それぞれ入力して、ステツプS14で演算処理装置
４００内の記憶エリアに記憶する。
初めにステツプS15〜18で、サーミスタ８の抵
抗値を用い測定温度を算出・記憶・表示・出力し
た後、ステツプS19〜30で測定温度を用いて、順
次PHセンサ７、PCO2センサ６、PO2センサ９の
出力を予め入力してある各センサの較正パラメー
タにより温度補償してPH値，PCO2値，PO2値と
して記憶・表示・出力する。ステツプS31〜34で
は、ヘモグロビン濃度センサ１０の出力も較正パ
ラメータを用いてヘモグロビン濃度値として記
憶・表示・出力する。
抗値を用い測定温度を算出・記憶・表示・出力し
た後、ステツプS19〜30で測定温度を用いて、順
次PHセンサ７、PCO2センサ６、PO2センサ９の
出力を予め入力してある各センサの較正パラメー
タにより温度補償してPH値，PCO2値，PO2値と
して記憶・表示・出力する。ステツプS31〜34で
は、ヘモグロビン濃度センサ１０の出力も較正パ
ラメータを用いてヘモグロビン濃度値として記
憶・表示・出力する。
次に、ステツプS35〜35で、上記のステツプ
S19〜34で算出されたPH値，PCO2値，PO2値、ヘ
モグロビン濃度値を用いて、以下に示す式によ
り、Total［HCO3 -］、Total CO2、BE（Base
Excess）、酸素飽和度等の演算パラメータを算
出・記憶・表示・出力する。以下、連続モニタリ
ングの場合は、ここまでのステツプS12〜38を繰
り返し、終了の場合はステツプS39で分岐する。
S19〜34で算出されたPH値，PCO2値，PO2値、ヘ
モグロビン濃度値を用いて、以下に示す式によ
り、Total［HCO3 -］、Total CO2、BE（Base
Excess）、酸素飽和度等の演算パラメータを算
出・記憶・表示・出力する。以下、連続モニタリ
ングの場合は、ここまでのステツプS12〜38を繰
り返し、終了の場合はステツプS39で分岐する。
＜演算パラメータの算出式＞
１ Total［HCO3 -］＝0.0306×PCO2×10（PH−6.161
／0.9524）Siggard−Andersonの式 ２ Total CO2＝0.0306×PCO2 ＋［HCO3 -］ ここで、ａ＝0.00404＋0.000264×Hb HCO3（40）＝0.0306×40×10（PH（40）−6.161／0.952
4） PH（40）＝PH（Hb）−PH／logPCO2（Hb）−logPCO2 ×（log40−logPCO2）＋PH PH（Hb）＝0.0252×Hb＋59.80 −1.920×10(-0.10034×Hb logPCO2（Hb）＝−0.010968×Hb ＋3.4046＋2.12×10(-0.0947×Hb) ４ 酸素飽和度SAT＝ef(PO2)×100／１＋ef(PO2)％ ここで、 ｆ（PO2）＝loSAT0／１＋SAT0＋loPO2／PO20 ＋ｋ×tanh（（n0−１）×lo（PO2／PO20）／ｋ） SAT0＝0.867 ｋ＝3.50 n0＝2.87 PO20＝1.955×（P50）actual PH （PO50）actual PH ＝（P50）7.4×10-(0.48×(PH-7.4)) （PO50）7.4＝25.85mmHg 以上説明したように、本実施例のモニタリング
装置は、体外循環の静脈側と、動脈側とに、それ
ぞれPHセンサ、PCO2センサ、PO2センサ、サー
ミスタ及びヘモグロビン濃度測定部を設けて、
PH、PCO2、PO2、温度及びヘモグロビン濃度を
連続的に測定し、これらの値を用いて代謝因子
（Total［HCO3 -］、BE、酸素飽和度等）を演算・
表示して、リアルタイムの生体情報を連続的に得
ることが可能なため、リザーバ２で行われる生体
代謝基の補液において、適正な補液（代用血漿、
総合電解質維持液、急性循環不全改善剤、PH調整
剤）の選択及び補液量を見積ることが迅速に行う
ことが可能であり、急激な生体の変化に速く対応
できる。また、人工肺を付与した体外循環系の場
合は、静脈・動脈側の酸素分圧及び酸素飽和度を
連続モニタリングしているため、人工肺に供給す
る酸素ガス流量の調節も生体に合せて早く対応す
ることができる。
／0.9524）Siggard−Andersonの式 ２ Total CO2＝0.0306×PCO2 ＋［HCO3 -］ ここで、ａ＝0.00404＋0.000264×Hb HCO3（40）＝0.0306×40×10（PH（40）−6.161／0.952
4） PH（40）＝PH（Hb）−PH／logPCO2（Hb）−logPCO2 ×（log40−logPCO2）＋PH PH（Hb）＝0.0252×Hb＋59.80 −1.920×10(-0.10034×Hb logPCO2（Hb）＝−0.010968×Hb ＋3.4046＋2.12×10(-0.0947×Hb) ４ 酸素飽和度SAT＝ef(PO2)×100／１＋ef(PO2)％ ここで、 ｆ（PO2）＝loSAT0／１＋SAT0＋loPO2／PO20 ＋ｋ×tanh（（n0−１）×lo（PO2／PO20）／ｋ） SAT0＝0.867 ｋ＝3.50 n0＝2.87 PO20＝1.955×（P50）actual PH （PO50）actual PH ＝（P50）7.4×10-(0.48×(PH-7.4)) （PO50）7.4＝25.85mmHg 以上説明したように、本実施例のモニタリング
装置は、体外循環の静脈側と、動脈側とに、それ
ぞれPHセンサ、PCO2センサ、PO2センサ、サー
ミスタ及びヘモグロビン濃度測定部を設けて、
PH、PCO2、PO2、温度及びヘモグロビン濃度を
連続的に測定し、これらの値を用いて代謝因子
（Total［HCO3 -］、BE、酸素飽和度等）を演算・
表示して、リアルタイムの生体情報を連続的に得
ることが可能なため、リザーバ２で行われる生体
代謝基の補液において、適正な補液（代用血漿、
総合電解質維持液、急性循環不全改善剤、PH調整
剤）の選択及び補液量を見積ることが迅速に行う
ことが可能であり、急激な生体の変化に速く対応
できる。また、人工肺を付与した体外循環系の場
合は、静脈・動脈側の酸素分圧及び酸素飽和度を
連続モニタリングしているため、人工肺に供給す
る酸素ガス流量の調節も生体に合せて早く対応す
ることができる。
次に、本実施例の連続モニタリング用装置に使
用したフロースルーセル３ａ，３ｂを、第７図〜
第９図により更に詳細に説明する。
用したフロースルーセル３ａ，３ｂを、第７図〜
第９図により更に詳細に説明する。
フロースルーセルは第７図に示すように、循環
液が流れるフロー部７１と、センサを組み込むセ
ンサ収納部７２と、センサ部７３及びセンサ出力
を装置に伝達するためのケーブルコネクタ部７４
の４つの部分で構成される。第７図には上記フロ
ースルーセルの分解見取り図を、第８図には横断
面図を示す。
液が流れるフロー部７１と、センサを組み込むセ
ンサ収納部７２と、センサ部７３及びセンサ出力
を装置に伝達するためのケーブルコネクタ部７４
の４つの部分で構成される。第７図には上記フロ
ースルーセルの分解見取り図を、第８図には横断
面図を示す。
＜フロー部７１＞
内径φ8mmの循環液の流路７５と、循環回路チ
ユーブを接続するたのホースニツプル部７６と、
センサ収納部７２を組み込むための接続部７７か
らなる。
ユーブを接続するたのホースニツプル部７６と、
センサ収納部７２を組み込むための接続部７７か
らなる。
＜センサ収納部７２＞
５本のセンサ（PCO2センサ６、PHセンサ７、
サーミスタ８、PO2センサ９、ヘモグロビン濃度
センサ１０）を収納するためのテーパーのある円
筒上の穴６ｃ〜１０ｃと、フロー部７１との接続
部７８及びケーブルコネクタ接続部７９からな
る。
サーミスタ８、PO2センサ９、ヘモグロビン濃度
センサ１０）を収納するためのテーパーのある円
筒上の穴６ｃ〜１０ｃと、フロー部７１との接続
部７８及びケーブルコネクタ接続部７９からな
る。
＜ケーブルコネクタ部７４＞
各センサからのリード線を束ねて出力側へ伝達
する。
する。
モニタリング時の連続モニタリング用器具の模
式図を第９図に示す。第９図に示すように、各セ
ンサの被測定溶液に触れる部分は、フロースルー
セルの界面に沿つてぬれるだけであり、溶液中に
長く挿入している訳ではない。従つて、溶液中に
含まれている蛋白付着、ゴミ付着などの妨害を受
けることなく長時間の連続モニタリングが可能で
ある。
式図を第９図に示す。第９図に示すように、各セ
ンサの被測定溶液に触れる部分は、フロースルー
セルの界面に沿つてぬれるだけであり、溶液中に
長く挿入している訳ではない。従つて、溶液中に
含まれている蛋白付着、ゴミ付着などの妨害を受
けることなく長時間の連続モニタリングが可能で
ある。
＜センサ部７３＞
フロースルーセル中に収納されるセンサの構成
は、第１０図ａ〜ｅに示す通りである。センサの
外側のハウジング部は、PHセンサ７、PCO2セン
サ６、サーミスタ８及びヘモグロビン濃度センサ
１０はポリカーボネートであり、PO2センサ９は
ポリプロピレンで作製した。センサ収納部７２は
ポリプロピレンで作製されていて、センサの出し
入れがスムーズに行われ、また液漏れ、膨潤等が
なくセンサ部７３の絶縁に適している。
は、第１０図ａ〜ｅに示す通りである。センサの
外側のハウジング部は、PHセンサ７、PCO2セン
サ６、サーミスタ８及びヘモグロビン濃度センサ
１０はポリカーボネートであり、PO2センサ９は
ポリプロピレンで作製した。センサ収納部７２は
ポリプロピレンで作製されていて、センサの出し
入れがスムーズに行われ、また液漏れ、膨潤等が
なくセンサ部７３の絶縁に適している。
以下に各センサの構造について詳細に述べる。
第１０図ａはPHセンサ７、第１０図ｂはPCO2セ
ンサ６、第１０図ｃはPO2センサ９、第１０図ｄ
はサーミスタ８、第１０図ｅはヘモグロビン濃度
測定センサ１０の各々の断面概略図を示す。
第１０図ａはPHセンサ７、第１０図ｂはPCO2セ
ンサ６、第１０図ｃはPO2センサ９、第１０図ｄ
はサーミスタ８、第１０図ｅはヘモグロビン濃度
測定センサ１０の各々の断面概略図を示す。
（PHセンサ６）
円筒状（直径2.5mm、長さ４mm）のカーボン４
１は、リード線４２をハンダ４３付けしたコネク
タ部４４と導電性接着剤４５とによりコンタクト
される。カーボン４１の周囲はエポキシ樹脂４６
で絶縁される。カーボン４１の端面には電解重合
法により酸化還元膜４７が被覆され、次いで、電
解質（PH4.0リン酸塩 Buffer）を含むポリビニ
ルアルコールゲル４８（膜厚0.2mm 10重量パー
セント）を、さらに下記組成の水素イオンキヤリ
ヤ膜４９（膜厚0.8mm）を被覆してPH感応部を構
成する。
１は、リード線４２をハンダ４３付けしたコネク
タ部４４と導電性接着剤４５とによりコンタクト
される。カーボン４１の周囲はエポキシ樹脂４６
で絶縁される。カーボン４１の端面には電解重合
法により酸化還元膜４７が被覆され、次いで、電
解質（PH4.0リン酸塩 Buffer）を含むポリビニ
ルアルコールゲル４８（膜厚0.2mm 10重量パー
セント）を、さらに下記組成の水素イオンキヤリ
ヤ膜４９（膜厚0.8mm）を被覆してPH感応部を構
成する。
基準電極部は再生セルロースからなる液絡部５
０と、銀塩化銀電極５１と、飽和塩化ナトリウム
を含む寒天ゲル５２（２重量パーセント）からな
る。コモン電極部は銀線５３である。以上のPH電
極と基準電極とコモン電極とがハウジング部５７
に収納されている。
０と、銀塩化銀電極５１と、飽和塩化ナトリウム
を含む寒天ゲル５２（２重量パーセント）からな
る。コモン電極部は銀線５３である。以上のPH電
極と基準電極とコモン電極とがハウジング部５７
に収納されている。
水素イオンキヤリヤ膜組成
TDDA ６重量部
KTpCIPB 0.6重量部
DOS 66.6重量部
PVC 33.4重量部
（PCO2センサ６）
PHセンサ７と同じ参照番号のものは、上記と同
様であるので説明を省く。
様であるので説明を省く。
水素イオンキヤリヤ膜４９上には、電解質（50
ｍＭ NaHCO3＋154ｍMNaCl）を含むポリビ
ニルアルコールゲル54（５重量％）を封入し、次
いでスペーサ５５（例えばナイロンメツシユ）を
のせ、ガス透過膜５６（例えばシリコーン膜、膜
厚25μｍ）を被着する。ガス透過膜５６とハウジ
ング部５７との被着方法は超音波溶着あるいは熱
溶着あるいは接着剤等により行う。
ｍＭ NaHCO3＋154ｍMNaCl）を含むポリビ
ニルアルコールゲル54（５重量％）を封入し、次
いでスペーサ５５（例えばナイロンメツシユ）を
のせ、ガス透過膜５６（例えばシリコーン膜、膜
厚25μｍ）を被着する。ガス透過膜５６とハウジ
ング部５７との被着方法は超音波溶着あるいは熱
溶着あるいは接着剤等により行う。
（PO2センサ９）
円筒状のカーボン５８（直径0.25mm、長さ４
mm）をPHセンサ７と同様にリード線４２とコンタ
クトをとり、周囲を絶縁する。カーボン５８端面
には酸素の還元触媒である高分子膜５９（例えば
ポリ（メソーテトラ（０−アミノフエニル）コバ
ルトポルフイリン））を被覆し、作用極とした。
対向電極は銀塩化銀線６０からなる。これらの電
極上には、電解質（PH7.4リン酸塩 Buffer，
0.154M NaCl）を含むポリビニルアルコールゲ
ル61（５重量パーセント）を封入し、さらにガス
透過膜６２（例えばポリプロピレン膜、膜厚25μ
ｍ）をハウジング部５７に被着する。
mm）をPHセンサ７と同様にリード線４２とコンタ
クトをとり、周囲を絶縁する。カーボン５８端面
には酸素の還元触媒である高分子膜５９（例えば
ポリ（メソーテトラ（０−アミノフエニル）コバ
ルトポルフイリン））を被覆し、作用極とした。
対向電極は銀塩化銀線６０からなる。これらの電
極上には、電解質（PH7.4リン酸塩 Buffer，
0.154M NaCl）を含むポリビニルアルコールゲ
ル61（５重量パーセント）を封入し、さらにガス
透過膜６２（例えばポリプロピレン膜、膜厚25μ
ｍ）をハウジング部５７に被着する。
PCO2センサ６、PO2センサ９のガス透過膜５
６，６２は、上記の方法でハウジング部５７に直
接被着しているため、膜のたるみや膜の伸び縮み
がなく、流動の影響を受けることが少ない構造で
ある。
６，６２は、上記の方法でハウジング部５７に直
接被着しているため、膜のたるみや膜の伸び縮み
がなく、流動の影響を受けることが少ない構造で
ある。
（サーミスタ８）
サーミスタ６３と、金属板６５及びサーミスタ
６３と金属板６５が直接接触することを防ぐため
の絶縁剤６４からなる。
６３と金属板６５が直接接触することを防ぐため
の絶縁剤６４からなる。
（ヘモグロビン濃度センサ１０）
ヘモグロビンフオトメータの受光部および２つ
の発光部から導かれた３本の光フアイバケーブル
６６（直径0.5mm）を、エポキシ接着剤４６で固
定した構成である。
の発光部から導かれた３本の光フアイバケーブル
６６（直径0.5mm）を、エポキシ接着剤４６で固
定した構成である。
以上説明したように、本実施例の連続モニタリ
ング用器具による連続モニタリングには、次のよ
うな効果がある。
ング用器具による連続モニタリングには、次のよ
うな効果がある。
(1) センサ先端が界面で少し液面に触れるだけで
測定出来るため、血漿、蛋白、その他塵付着が
少ない。
測定出来るため、血漿、蛋白、その他塵付着が
少ない。
(2) センサの挿入長は、センサ固定部で調整さ
れ、従来のような挿入長のバラツキが少ない。
れ、従来のような挿入長のバラツキが少ない。
(3) センサの温度補償の精度にバラツキが少な
く、しかも界面から決まつた長さに固定されて
いるので温度測定精度が正確であり、センサの
連続測定での精度が高い。
く、しかも界面から決まつた長さに固定されて
いるので温度測定精度が正確であり、センサの
連続測定での精度が高い。
(4) PCO2センサ、PO2センサのガス透過膜は直
接センサのハウジング部に溶着しているため、
膜のたるみや伸び縮みがなく、流動の影響が小
さく循環系での測定に適している。
接センサのハウジング部に溶着しているため、
膜のたるみや伸び縮みがなく、流動の影響が小
さく循環系での測定に適している。
(5) センサ収納部は、センサの外部および収納部
をテーパー状にすることで出し入れを容易に
し、また液のシール性を向上させた。
をテーパー状にすることで出し入れを容易に
し、また液のシール性を向上させた。
［発明の効果］
本発明により、体外循環系において所望の生体
代謝基の補液を行う場合に、補液の選択や補液量
の見積もりなどの正確性を高め、判断・処理に遅
れが生じることを無くした連続モニタリング用回
路を提供できる。
代謝基の補液を行う場合に、補液の選択や補液量
の見積もりなどの正確性を高め、判断・処理に遅
れが生じることを無くした連続モニタリング用回
路を提供できる。
第１図は本実施例の連続モニタリング用装置の
構成図、第２図はフロースルーセル部の拡大図、
第３図ａ，ｂは他例のフロースルーセル部の拡大
図、第４図はモニタリング装置の構成図、第５図
ａは入力装置の構成図、第５図ｂはフオトメータ
の構成図、第６図はモニタリング装置の作動のフ
ローチヤート、第７図はフロースルーセルの分解
構成図、第８図はフロースルーセルの断面構成
図、第９図はフロースルーセルの組立断面図、第
１０図ａ〜ｅの各センサの断面構成図である。 図中、１……生体、２……リザーバー、３ａ，
３ｂ……フロースルーセル、４……ローラーポン
プ、５……人工肺、６……PCO2センサ、７……
PHセンサ、８……サーミスタ、９……PO2セン
サ、１０……ヘモグロビン濃度センサ、１１……
モニタリング装置、１２……塩ビチユーブ、７１
……フロー部、７２……センサ収納部、７３……
センサ部、７４……ケーブルコネクタ部である。
構成図、第２図はフロースルーセル部の拡大図、
第３図ａ，ｂは他例のフロースルーセル部の拡大
図、第４図はモニタリング装置の構成図、第５図
ａは入力装置の構成図、第５図ｂはフオトメータ
の構成図、第６図はモニタリング装置の作動のフ
ローチヤート、第７図はフロースルーセルの分解
構成図、第８図はフロースルーセルの断面構成
図、第９図はフロースルーセルの組立断面図、第
１０図ａ〜ｅの各センサの断面構成図である。 図中、１……生体、２……リザーバー、３ａ，
３ｂ……フロースルーセル、４……ローラーポン
プ、５……人工肺、６……PCO2センサ、７……
PHセンサ、８……サーミスタ、９……PO2セン
サ、１０……ヘモグロビン濃度センサ、１１……
モニタリング装置、１２……塩ビチユーブ、７１
……フロー部、７２……センサ収納部、７３……
センサ部、７４……ケーブルコネクタ部である。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 閉じた体外循環系の少なくとも一部を形成す
る連続モニタリング用回路であつて、 貯血及び所望の生体代謝基の補液を行うリザー
バ手段と、 前記体外循環系の該リザーバの下流に設置さ
れ、複数の生体情報を連続してモニタし、該生体
情報から代謝因子を算出して出力する連続モニタ
リング手段とを備え、 前記連続モニタリング手段は、 前記閉じた体外循環系に直列に接続され、温度
情報を含む複数の生体情報を測定する複数のセン
サを有する測定手段と、 該測定手段の測定する前記複数の生体情報を連
続してモニタするモニタリング手段と、 前記温度情報により温度補償された前記複数の
生体情報から代謝因子を算出する算出手段と、 前記複数の生体情報及び／または代謝因子を出
力する出力手段とを備えることを特徴とする連続
モニタリング用回路。 ２ 前記測定手段は、複数のセンサを組み込んだ
フロースルーセルを備えることを特徴とする特許
請求の範囲第１項記載の連続モニタリング用回
路。 ３ 前記代謝因子は、Total ［HCO3 -］、Total
CO2、BE（Base Excess）、酸素飽和度等である
ことを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の連
続モニタリング用回路。 ４ 前記測定手段は、高入力抵抗差動増幅式電位
差計からなるPH測定手段と、高入力抵抗差動増幅
式電位差計からなるPCO2測定手段と、微小電流
計からなるPO2測定手段と、抵抗計からなるサー
ミスタ測定手段と、パルス発振回路と同期した発
光ダイオード及びフオトトランジスタからなるヘ
モグロビン濃度センサ測定手段とを備えることを
特徴とする特許請求の範囲第１項記載の連続モニ
タリング用回路。 ５ モニタリング手段は、センサの較正用パラメ
ータを入力するための入力手段と、サーミスタの
抵抗値より温度を算出し、それぞれの較正用パラ
メータによりセンサの測定データを温度補償する
ための較正手段とを備えることを特徴とする特許
請求の範囲第１項記載の連続モニタリング用回
路。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62165435A JPS6411531A (en) | 1987-07-03 | 1987-07-03 | Continuous monitoring apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62165435A JPS6411531A (en) | 1987-07-03 | 1987-07-03 | Continuous monitoring apparatus |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6411531A JPS6411531A (en) | 1989-01-17 |
| JPH0367408B2 true JPH0367408B2 (ja) | 1991-10-22 |
Family
ID=15812374
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62165435A Granted JPS6411531A (en) | 1987-07-03 | 1987-07-03 | Continuous monitoring apparatus |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS6411531A (ja) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7468033B2 (en) * | 2004-09-08 | 2008-12-23 | Medtronic Minimed, Inc. | Blood contacting sensor |
| GB201210439D0 (en) * | 2012-06-13 | 2012-07-25 | Softcell Medicals | Apparatus |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS61280844A (ja) * | 1985-06-06 | 1986-12-11 | 住友電気工業株式会社 | 血液ガスモニタ− |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS639287Y2 (ja) * | 1979-04-25 | 1988-03-18 |
-
1987
- 1987-07-03 JP JP62165435A patent/JPS6411531A/ja active Granted
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS61280844A (ja) * | 1985-06-06 | 1986-12-11 | 住友電気工業株式会社 | 血液ガスモニタ− |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6411531A (en) | 1989-01-17 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |