JPH0368692B2 - - Google Patents
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- JPH0368692B2 JPH0368692B2 JP59278524A JP27852484A JPH0368692B2 JP H0368692 B2 JPH0368692 B2 JP H0368692B2 JP 59278524 A JP59278524 A JP 59278524A JP 27852484 A JP27852484 A JP 27852484A JP H0368692 B2 JPH0368692 B2 JP H0368692B2
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Landscapes
- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Description
（産業上の利用分野）
本発明は血液中の炭酸ガス分圧（以下PCO2と
記す）を測定ないし監視する装置に関するもので
ある。更に詳しく言えば、体体内監視用途におい
て特別の有用性を示す血管内に挿入可能な血液中
の炭酸ガス分圧測定用装置に関するものである。 （従来の技術） 血液中の炭酸ガス分圧、酸素分圧、および水素
イオン濃度は血液ガスと総称され、生体の呼吸お
よび代謝機能の尺度として極めて重要である。従
来血液ガスの測定はもつぱら採血後血液ガス分析
装置を用いて行われてきた。しかしこの方法では
採血から測定完了までに時間がかゝること、連続
的測定が不可能なこと、患者の血液が失われるこ
と等の問題点があつた。このような問題点を解消
するものとして、本発明者らはいわゆる輸液方式
血液ガス測定装置を特開昭59−155240号に開示し
た。 該装置は、血管内に挿入されるカテーテルまた
は該カテーテルに連結された測定室内に気体分圧
センサーを装着し、該カテーテルまたは測定室と
輸液溜めを導管で連結して、該カテーテルまたは
測定室内に一定濃度の気体成分を含有する輸液を
供給するとともに、該カテーテルまたは測定室内
の輸液を吸引する手段により適宜血液をカテーテ
ルまたは／及び測定室内に吸引して、上記気体分
圧センサーの少くとも検出部が血液と接触するよ
う構成した装置である。該装置のねらいは、血液
中のガス分圧に等しいガス分圧を有する輸液でガ
スセンサーの校正を行うことにあつた。また特願
昭58−225216号にガス不透性の金属ラミネート有
機高分子フイルムよりなる輸液溜めを用いた装置
を提案した。しかしその後の検討により該装置に
は次のような問題点の存在することが判明した。 (1) 金属ラミネートフイルムはガスバリア性が高
いので一定のガスを含有する輸液を保存する容
器として適しているが、不透明であるために中
に異物が混入していても外部から発見できない
し、内部の液面レベルを見ることもできない。
これらの点は医学的な安全性において大きな問
題点である。 (2) 金属ラミネートフイルムを用いた輸液溜め
（輸液バツグ）を製造するには相当の成型技術
を要し、コストも高くつく。 （本発明が解決しようとする問題点） 一般に血液中のPCO2は30〜100mmHg、これに
対し空気中のPCO2は0.2mmHg程度である。
Severinghaus型のPCO2センサの出力電圧は通常
PCO2の対数に比例し、その感度は50mV／
logPCO2前後である。従つてPCO230〜100mmHg
はPCO2センサの出力にすると25mV程度の幅し
かない。それに対して0.2〜30mmHgの間は110mV
程度も離れている。このように空気と血液の間に
はPCO2センサの出力において大きな開きがある。
さらにPCO2センサの一般的特性としてPCO2数＋
mmHg以上のレベルから１mmHg以下のレベルに安
定化するまでには数十分から数時間の長時間を要
す。この２つの理由により、Severinghaus型
PCO2センサのゼロ点校正に空気自身もしくは空
気と平衡関係にある水溶液を用いることは不可能
というのが従来の常識であつた。 しかし上に述べたように金属ラミネートフレキ
シブル輸液バツグの採用が困難であり、さらに臨
床現場に標準炭酸ガスのボンベを持ち込み、装置
内で炭酸ガス校正液を作る方法は標準炭酸ガスボ
ンベの交換が不便であること、校正液の減菌が困
難なこと等により実用性に乏しい。 以上の点を総合的に判断して、従来の常識に反
するが、空気と平衡にある水溶液を校正液として
用いる輸液方式PCO2モニの可能性について検討
してみることにした。もしこの方法が可能となれ
ば、既に市販されている輸液（例えば乳酸リンゲ
ル液）をそのまゝPCO2センサの校正液として用
いることができ測定シスムの大幅簡略化が可能と
なる。 （問題点を解決するための手段及び作用） 空気と気液平衡にある輸液を校正液とする
PCO2モニタリングシステムについて鋭意研究の
結果、以下に述べるシステムによつてそれが可能
となることを見出し、本発明に到達した。かゝる
システムとはカテーテルに連結された測定室内に
Severinghaus型PCO2センサを装着し、該測定室
内に測定液と、空気と平衡化した輸液とを交互に
所定時間おきに導入できる機能と、該PCO2セン
サの周期的応答の振幅Ｖを測定液のPCO2値Ｐに
換算する演算機能を有するシステムである。さら
に望ましくはＶを(1)式によつてＰに演算する機能
を有するシステムである。 Ｐ＝V.10(av2+bv+c) (1) ここで、ａ，ｂ，ｃは各PCO2センサについてあ
らかじめ決定された固有定数である。 次に本発明の基礎となつた実験結果について説
明する。第１図に本実験に用いた装置の一部分を
示す。第１図において１は恒温槽、２はその中に
置かれた容器で、その中には測定液３が入れられ
ている。該測定液中に留置針（カテーテル）４に
連結された測定室５が浸漬され、測定液・測定室
ともに恒温槽１によつて一定温度に保持されてい
る。測定室にはPCO2センサ６がＯリング７とネ
ジ８によつて固定されている。センサの出力はコ
ネクタ９にモニタを接続することによつてとり出
される。測定室５にはチユーブ１０が結合され、
ローラポンプ１１を経てフレキシブルバツグ１２
が連結されている。測定液３中にはバブラー１３
を通して所定のPCO2を有する炭酸ガス／窒素の
混合ガスがバブリングされる。留置針と測定室の
センサを除いた空間部分の容積は0.3ccであつた。 輸液としてフレキシブルバツグ（テルモ社、テ
ルパツク）入りの乳酸リンゲル液を用いた。この
フレキシブルバツグはガス透過性の高分子フイル
ムから出来ているので、乳酸リスゲル液は大気中
の炭酸ガスと平衡になつていた。炭酸ガスセンサ
６としては特開昭59−155240号や特願昭58−6120
号に記載の如き、PH感応性電界効果トランジスタ
をベースとするものを用いた。ローラポンプ１１
の回転速度を輸液の流速が正方向（輸液バツグか
ら測定室へ）、逆方向（測定室から輸液バツグへ）
いずれも0.35cc／分になるように設定した。ロー
ラポンプの回転時間は正方向4.5分、逆方向1.5分
とした。恒温槽の温度が37℃、吹き込み炭酸ガ
ス／窒素の容積比が５／95のときに得られる
PCO2センサの出力電圧（PH感応性電界効果トラ
ンジスタのソース電位）の変化を第２図に示し
た。第２図の時間軸のＲ（破線部）とＦ（実線部）
は各々ポンプの逆方向と正方向の回転時間帯を示
す。この図から明らかなように、ポンプが逆転始
めて、炭酸ガスを溶存している測定液が測定室内
に入つてくると、PCO2センサのソース電位が高
くなる（図では下方に動く）。 ポンプの回転が正方向に切り換ると測定室内に
は空気と平衡した乳酸リンゲル液が入つてくるの
でPCO2センサのソース電位は低下する。これら
のくり返しによつて第２図に示したような周期的
な波形が得られる。この波形の振幅のとり方とし
てはいく通りか考えられる。第２図にはそれらの
うちの２通りを例示している。 第１の方法はポンプの逆転の開始時点Ａ，Ｂを
結ぶ直線ABをベースラインとするCDを振幅V〓
とするもの、第２の方法は波形の谷Ｅ，Ｆを結ぶ
直線EFをベースラインとするGHを振幅V〓とす
るものである。ここでは第１の方法を採用し、測
定液のPCO2と振幅V〓の関係を調べた。その結果
を第３図に示した。第３図において実線が実測値
（黒丸）をなめらかな曲線で結んだものである。
それに対して白丸は(1)式によつて計算した値を示
す。この場合パラメータａ，ｂ，ｃは第３図中の
３つの＋印の実測値を用いて算出した。即ち３つ
の実測定におけるV〓とPCO2を（V1，P1），（V2，
P2），（V3，P3）とすると aVi2＋bVi＋Ｃ＝log（Pi／Vi） （ｉ＝１〜
３） (2) が成立する。これを解くと下式によつてａ，ｂ，
ｃが求まる。 ａ＝log（P1／V1）V1 １ log（P2／V2）V2 １ log（P5／V3）V3 １／Ｑ (3) ｂ＝V1 2log（P1／V1） １ V2 2log（P2／V2） １ V3 2log（P3／V3） １／Ｑ (4) ｃ＝V1 2V1log（P1／V1） V2 2V2log（P2／V2） V3 2V3log（P3／V3）／Ｑ (5) ここで V1 2 V1 １ Ｑ＝ V2 2 V2 １ (6) V3 2 V3 １ である。 第２図から明らかなごとく、実測のPCO2と(1)
式から計算したPCO2の値はPCO2＝０〜200mmHg
の範囲で極めて良い一致を示す。すなわち輸液方
式PCO2センサの出力振幅ＶとPCO2との間には(1)
式の関係が成立することが実験的に見出されたわ
けである。 一般的にPCO2の値Ｐは振幅Ｖの関数ｆ（Ｖ）と
して表わされる。 Ｐ＝ｆ（Ｖ） (7) 本発明者らは試行錯誤的に(1)式に到達したが、
(1)式に到るまで下記のようないくつかの関数によ
るシミユレーシヨンを試みた。 Ｐ＝V.（av2＋bv＋ｃ） (8) Ｐ＝Ｖ・10av+b (9) Ｐ＝Ｖ・（10av＋bv＋ｃ） (10) Ｐ＝Ｖ・（10(av2+bv)＋ｃ） (11) しかしいずれの関数も(1)式ほどの良好な結果を与
えなかつた。 本発明の装置において校正液としては空気と平
衡にある水溶液を用いることができる。本装置に
おいて、校正液は患者の血管中に注入されるの
で、患者の病態に応じて選定された輸液を用いる
ことが好ましい。よく用いられる輸液としては乳
酸リンゲル液、生理食塩水、ブドウ糖乳酸リンゲ
ル液、ブドウ糖電解質液、アミノ酸液等がある。
校正液中の炭酸ガス分圧は大気のそれ（PCO2＝
0.2mmHg）と通常平衡になつているが、必ずしも
PCO2が0.2mmHgに等しくなつている必要はなく、
PCO2が０〜２mmHgであればよい。PCO2が２mm
Hg以上では振幅が計算値からずれてくる。校正
液や測定液の流量に関しては留置針や測定室の死
容積によつて最適条件を決める必要がある。例え
ば留置針と測定室の全死容積が0.3ccのとき測定
液の測定室への逆流量としては0.3〜0.5cc程度必
要である。一方校正液の測定室内への注入量とし
ては、上記の測定液を測定室外（血管中）に押し
出すに十分な量が必要である。通常これは逆流量
の1.1〜５倍程度、望ましくは1.5〜３倍程度であ
る。またポンプの正転、逆転、さらに必要に応じ
て停止のプログラムについては主としてセンサの
応答時間に応じて最適プログラムを決定する必要
がある。一般的にSeveringhaus型PCO2センサの
90％応答時間は0.5〜３分程度である。したがつ
てポンプの正・逆の周期が数秒ではセンサが応答
し切れないし、周期が10分以上では長すぎてモニ
タリングの用を足さない。通常ポンプの周期は、
0.5〜10分程度が好ましい。ここでポンプの周期
とは逆転の開始から（停止）→正転→（停止）を
経て次の逆転を開始するまでの時間を意味する。 本発明の装置において、測定室内にPCO2セン
サに加えて、他のセンサも加えた多重センサを設
置し、輸液方式のマルチモニタとすることも可能
である。例えばPH、センサとPCO2，PO2の血液
ガスセンサを設置した血液モニタ、さらにはこれ
にNa+，K+，Ca2+センサを加えた血液ガス・電
解質モニタ等があげられる。血液ガス・電解質モ
ニタにおいて校正液である輸液としてはPHが一定
で、Na+，K+，Ca2+イオンの濃度が一定のもの
で、且つPCO2とPO2が空気のそれと平衡になつ
ているもの、例えば乳酸リンゲル液が用いられ
る。 （実施例） 実施例 １ 第４図のような輸液方式PCO2測定装置を製作
した。フレキシブル輸液バツグ２１はポンプ２２
を経て、管体２３（シリコーンゴムチユーブ）を
通つて測定室２４と連結されている。輸液として
は乳酸リング液を用いた。測定室には留置針２５
が結合され、PCO2センサ２６が設置されている。
PCO2センサとしては特願昭58−6120号に記載の
ものを用いた。センサはセンサ回路２７によつて
作動され、その信号はＩ／Ｏユニツト２８を経て
CPU２９によつて処理され、測定結果はデイス
プレイ３０、プリンタ３１およびレコー３２に出
力される。ポンプの運転はCPU２９、Ｉ／Ｏユ
ニツト２８、ポンプコントロール回路３３によつ
ておこなわれる。測定室としては第１図中に記載
したようなものを用いた。留置針と測定室の死容
積は0.3ccであつた。 測定室、測定液ともに37℃とし、まず既知の
PCO2を有する水溶液を用いてPCO2センサのパラ
メータａ，ｂ、およびｃを求めた。即ちPCO2＝
36，72および214mmHgの水溶液についてV〓を求
めたところ各々25.0，40.5、および57.5mVであつ
た。これから(3)，(4)，(5)式によつてａ，ｂ，ｃを
求めるとａ＝0.000399b＝−0.0202c＝0.415が得ら
れた。なおポンプの運転は逆転1.5分、正転4.5
分、停止０分、合計6.0分周期で、且つ正逆とも
に流速は0.35cc／分でおこなつた。 次に同一の運転条件下で未知のPCO2を有する
水溶液につきV〓を測定し、これと上で求めたａ，
ｂ，ｃを用いて(1)式よりPCO2を算出し、市販の
PCO2分析計(株)クラレPH／PCO2モニターKR−
500）で測定たPCO2値と比較した。その結果を第
１表に示した。これから明らかなごとく本発明の
装置によつて得られたPCO2値は真のPCO2にほゞ
正確に一致する。
記す）を測定ないし監視する装置に関するもので
ある。更に詳しく言えば、体体内監視用途におい
て特別の有用性を示す血管内に挿入可能な血液中
の炭酸ガス分圧測定用装置に関するものである。 （従来の技術） 血液中の炭酸ガス分圧、酸素分圧、および水素
イオン濃度は血液ガスと総称され、生体の呼吸お
よび代謝機能の尺度として極めて重要である。従
来血液ガスの測定はもつぱら採血後血液ガス分析
装置を用いて行われてきた。しかしこの方法では
採血から測定完了までに時間がかゝること、連続
的測定が不可能なこと、患者の血液が失われるこ
と等の問題点があつた。このような問題点を解消
するものとして、本発明者らはいわゆる輸液方式
血液ガス測定装置を特開昭59−155240号に開示し
た。 該装置は、血管内に挿入されるカテーテルまた
は該カテーテルに連結された測定室内に気体分圧
センサーを装着し、該カテーテルまたは測定室と
輸液溜めを導管で連結して、該カテーテルまたは
測定室内に一定濃度の気体成分を含有する輸液を
供給するとともに、該カテーテルまたは測定室内
の輸液を吸引する手段により適宜血液をカテーテ
ルまたは／及び測定室内に吸引して、上記気体分
圧センサーの少くとも検出部が血液と接触するよ
う構成した装置である。該装置のねらいは、血液
中のガス分圧に等しいガス分圧を有する輸液でガ
スセンサーの校正を行うことにあつた。また特願
昭58−225216号にガス不透性の金属ラミネート有
機高分子フイルムよりなる輸液溜めを用いた装置
を提案した。しかしその後の検討により該装置に
は次のような問題点の存在することが判明した。 (1) 金属ラミネートフイルムはガスバリア性が高
いので一定のガスを含有する輸液を保存する容
器として適しているが、不透明であるために中
に異物が混入していても外部から発見できない
し、内部の液面レベルを見ることもできない。
これらの点は医学的な安全性において大きな問
題点である。 (2) 金属ラミネートフイルムを用いた輸液溜め
（輸液バツグ）を製造するには相当の成型技術
を要し、コストも高くつく。 （本発明が解決しようとする問題点） 一般に血液中のPCO2は30〜100mmHg、これに
対し空気中のPCO2は0.2mmHg程度である。
Severinghaus型のPCO2センサの出力電圧は通常
PCO2の対数に比例し、その感度は50mV／
logPCO2前後である。従つてPCO230〜100mmHg
はPCO2センサの出力にすると25mV程度の幅し
かない。それに対して0.2〜30mmHgの間は110mV
程度も離れている。このように空気と血液の間に
はPCO2センサの出力において大きな開きがある。
さらにPCO2センサの一般的特性としてPCO2数＋
mmHg以上のレベルから１mmHg以下のレベルに安
定化するまでには数十分から数時間の長時間を要
す。この２つの理由により、Severinghaus型
PCO2センサのゼロ点校正に空気自身もしくは空
気と平衡関係にある水溶液を用いることは不可能
というのが従来の常識であつた。 しかし上に述べたように金属ラミネートフレキ
シブル輸液バツグの採用が困難であり、さらに臨
床現場に標準炭酸ガスのボンベを持ち込み、装置
内で炭酸ガス校正液を作る方法は標準炭酸ガスボ
ンベの交換が不便であること、校正液の減菌が困
難なこと等により実用性に乏しい。 以上の点を総合的に判断して、従来の常識に反
するが、空気と平衡にある水溶液を校正液として
用いる輸液方式PCO2モニの可能性について検討
してみることにした。もしこの方法が可能となれ
ば、既に市販されている輸液（例えば乳酸リンゲ
ル液）をそのまゝPCO2センサの校正液として用
いることができ測定シスムの大幅簡略化が可能と
なる。 （問題点を解決するための手段及び作用） 空気と気液平衡にある輸液を校正液とする
PCO2モニタリングシステムについて鋭意研究の
結果、以下に述べるシステムによつてそれが可能
となることを見出し、本発明に到達した。かゝる
システムとはカテーテルに連結された測定室内に
Severinghaus型PCO2センサを装着し、該測定室
内に測定液と、空気と平衡化した輸液とを交互に
所定時間おきに導入できる機能と、該PCO2セン
サの周期的応答の振幅Ｖを測定液のPCO2値Ｐに
換算する演算機能を有するシステムである。さら
に望ましくはＶを(1)式によつてＰに演算する機能
を有するシステムである。 Ｐ＝V.10(av2+bv+c) (1) ここで、ａ，ｂ，ｃは各PCO2センサについてあ
らかじめ決定された固有定数である。 次に本発明の基礎となつた実験結果について説
明する。第１図に本実験に用いた装置の一部分を
示す。第１図において１は恒温槽、２はその中に
置かれた容器で、その中には測定液３が入れられ
ている。該測定液中に留置針（カテーテル）４に
連結された測定室５が浸漬され、測定液・測定室
ともに恒温槽１によつて一定温度に保持されてい
る。測定室にはPCO2センサ６がＯリング７とネ
ジ８によつて固定されている。センサの出力はコ
ネクタ９にモニタを接続することによつてとり出
される。測定室５にはチユーブ１０が結合され、
ローラポンプ１１を経てフレキシブルバツグ１２
が連結されている。測定液３中にはバブラー１３
を通して所定のPCO2を有する炭酸ガス／窒素の
混合ガスがバブリングされる。留置針と測定室の
センサを除いた空間部分の容積は0.3ccであつた。 輸液としてフレキシブルバツグ（テルモ社、テ
ルパツク）入りの乳酸リンゲル液を用いた。この
フレキシブルバツグはガス透過性の高分子フイル
ムから出来ているので、乳酸リスゲル液は大気中
の炭酸ガスと平衡になつていた。炭酸ガスセンサ
６としては特開昭59−155240号や特願昭58−6120
号に記載の如き、PH感応性電界効果トランジスタ
をベースとするものを用いた。ローラポンプ１１
の回転速度を輸液の流速が正方向（輸液バツグか
ら測定室へ）、逆方向（測定室から輸液バツグへ）
いずれも0.35cc／分になるように設定した。ロー
ラポンプの回転時間は正方向4.5分、逆方向1.5分
とした。恒温槽の温度が37℃、吹き込み炭酸ガ
ス／窒素の容積比が５／95のときに得られる
PCO2センサの出力電圧（PH感応性電界効果トラ
ンジスタのソース電位）の変化を第２図に示し
た。第２図の時間軸のＲ（破線部）とＦ（実線部）
は各々ポンプの逆方向と正方向の回転時間帯を示
す。この図から明らかなように、ポンプが逆転始
めて、炭酸ガスを溶存している測定液が測定室内
に入つてくると、PCO2センサのソース電位が高
くなる（図では下方に動く）。 ポンプの回転が正方向に切り換ると測定室内に
は空気と平衡した乳酸リンゲル液が入つてくるの
でPCO2センサのソース電位は低下する。これら
のくり返しによつて第２図に示したような周期的
な波形が得られる。この波形の振幅のとり方とし
てはいく通りか考えられる。第２図にはそれらの
うちの２通りを例示している。 第１の方法はポンプの逆転の開始時点Ａ，Ｂを
結ぶ直線ABをベースラインとするCDを振幅V〓
とするもの、第２の方法は波形の谷Ｅ，Ｆを結ぶ
直線EFをベースラインとするGHを振幅V〓とす
るものである。ここでは第１の方法を採用し、測
定液のPCO2と振幅V〓の関係を調べた。その結果
を第３図に示した。第３図において実線が実測値
（黒丸）をなめらかな曲線で結んだものである。
それに対して白丸は(1)式によつて計算した値を示
す。この場合パラメータａ，ｂ，ｃは第３図中の
３つの＋印の実測値を用いて算出した。即ち３つ
の実測定におけるV〓とPCO2を（V1，P1），（V2，
P2），（V3，P3）とすると aVi2＋bVi＋Ｃ＝log（Pi／Vi） （ｉ＝１〜
３） (2) が成立する。これを解くと下式によつてａ，ｂ，
ｃが求まる。 ａ＝log（P1／V1）V1 １ log（P2／V2）V2 １ log（P5／V3）V3 １／Ｑ (3) ｂ＝V1 2log（P1／V1） １ V2 2log（P2／V2） １ V3 2log（P3／V3） １／Ｑ (4) ｃ＝V1 2V1log（P1／V1） V2 2V2log（P2／V2） V3 2V3log（P3／V3）／Ｑ (5) ここで V1 2 V1 １ Ｑ＝ V2 2 V2 １ (6) V3 2 V3 １ である。 第２図から明らかなごとく、実測のPCO2と(1)
式から計算したPCO2の値はPCO2＝０〜200mmHg
の範囲で極めて良い一致を示す。すなわち輸液方
式PCO2センサの出力振幅ＶとPCO2との間には(1)
式の関係が成立することが実験的に見出されたわ
けである。 一般的にPCO2の値Ｐは振幅Ｖの関数ｆ（Ｖ）と
して表わされる。 Ｐ＝ｆ（Ｖ） (7) 本発明者らは試行錯誤的に(1)式に到達したが、
(1)式に到るまで下記のようないくつかの関数によ
るシミユレーシヨンを試みた。 Ｐ＝V.（av2＋bv＋ｃ） (8) Ｐ＝Ｖ・10av+b (9) Ｐ＝Ｖ・（10av＋bv＋ｃ） (10) Ｐ＝Ｖ・（10(av2+bv)＋ｃ） (11) しかしいずれの関数も(1)式ほどの良好な結果を与
えなかつた。 本発明の装置において校正液としては空気と平
衡にある水溶液を用いることができる。本装置に
おいて、校正液は患者の血管中に注入されるの
で、患者の病態に応じて選定された輸液を用いる
ことが好ましい。よく用いられる輸液としては乳
酸リンゲル液、生理食塩水、ブドウ糖乳酸リンゲ
ル液、ブドウ糖電解質液、アミノ酸液等がある。
校正液中の炭酸ガス分圧は大気のそれ（PCO2＝
0.2mmHg）と通常平衡になつているが、必ずしも
PCO2が0.2mmHgに等しくなつている必要はなく、
PCO2が０〜２mmHgであればよい。PCO2が２mm
Hg以上では振幅が計算値からずれてくる。校正
液や測定液の流量に関しては留置針や測定室の死
容積によつて最適条件を決める必要がある。例え
ば留置針と測定室の全死容積が0.3ccのとき測定
液の測定室への逆流量としては0.3〜0.5cc程度必
要である。一方校正液の測定室内への注入量とし
ては、上記の測定液を測定室外（血管中）に押し
出すに十分な量が必要である。通常これは逆流量
の1.1〜５倍程度、望ましくは1.5〜３倍程度であ
る。またポンプの正転、逆転、さらに必要に応じ
て停止のプログラムについては主としてセンサの
応答時間に応じて最適プログラムを決定する必要
がある。一般的にSeveringhaus型PCO2センサの
90％応答時間は0.5〜３分程度である。したがつ
てポンプの正・逆の周期が数秒ではセンサが応答
し切れないし、周期が10分以上では長すぎてモニ
タリングの用を足さない。通常ポンプの周期は、
0.5〜10分程度が好ましい。ここでポンプの周期
とは逆転の開始から（停止）→正転→（停止）を
経て次の逆転を開始するまでの時間を意味する。 本発明の装置において、測定室内にPCO2セン
サに加えて、他のセンサも加えた多重センサを設
置し、輸液方式のマルチモニタとすることも可能
である。例えばPH、センサとPCO2，PO2の血液
ガスセンサを設置した血液モニタ、さらにはこれ
にNa+，K+，Ca2+センサを加えた血液ガス・電
解質モニタ等があげられる。血液ガス・電解質モ
ニタにおいて校正液である輸液としてはPHが一定
で、Na+，K+，Ca2+イオンの濃度が一定のもの
で、且つPCO2とPO2が空気のそれと平衡になつ
ているもの、例えば乳酸リンゲル液が用いられ
る。 （実施例） 実施例 １ 第４図のような輸液方式PCO2測定装置を製作
した。フレキシブル輸液バツグ２１はポンプ２２
を経て、管体２３（シリコーンゴムチユーブ）を
通つて測定室２４と連結されている。輸液として
は乳酸リング液を用いた。測定室には留置針２５
が結合され、PCO2センサ２６が設置されている。
PCO2センサとしては特願昭58−6120号に記載の
ものを用いた。センサはセンサ回路２７によつて
作動され、その信号はＩ／Ｏユニツト２８を経て
CPU２９によつて処理され、測定結果はデイス
プレイ３０、プリンタ３１およびレコー３２に出
力される。ポンプの運転はCPU２９、Ｉ／Ｏユ
ニツト２８、ポンプコントロール回路３３によつ
ておこなわれる。測定室としては第１図中に記載
したようなものを用いた。留置針と測定室の死容
積は0.3ccであつた。 測定室、測定液ともに37℃とし、まず既知の
PCO2を有する水溶液を用いてPCO2センサのパラ
メータａ，ｂ、およびｃを求めた。即ちPCO2＝
36，72および214mmHgの水溶液についてV〓を求
めたところ各々25.0，40.5、および57.5mVであつ
た。これから(3)，(4)，(5)式によつてａ，ｂ，ｃを
求めるとａ＝0.000399b＝−0.0202c＝0.415が得ら
れた。なおポンプの運転は逆転1.5分、正転4.5
分、停止０分、合計6.0分周期で、且つ正逆とも
に流速は0.35cc／分でおこなつた。 次に同一の運転条件下で未知のPCO2を有する
水溶液につきV〓を測定し、これと上で求めたａ，
ｂ，ｃを用いて(1)式よりPCO2を算出し、市販の
PCO2分析計(株)クラレPH／PCO2モニターKR−
500）で測定たPCO2値と比較した。その結果を第
１表に示した。これから明らかなごとく本発明の
装置によつて得られたPCO2値は真のPCO2にほゞ
正確に一致する。
【表】
（効果）
以上のように本発明の装置においては、PCO2
センサの固有パラメータ（上記の例ではａ，ｂ，
ｃ）をメーカーが求めておけば、臨床現場におい
ては特別に調製された校正液や標準ガスボンベを
用いなくとも、市販の輸液を校正液として測定液
中のPCO2を簡便かつ高精度に求めることができ
る。また測定終了後の血液は輸液とともに患者に
戻されるので患者の血液は全く失わない。
センサの固有パラメータ（上記の例ではａ，ｂ，
ｃ）をメーカーが求めておけば、臨床現場におい
ては特別に調製された校正液や標準ガスボンベを
用いなくとも、市販の輸液を校正液として測定液
中のPCO2を簡便かつ高精度に求めることができ
る。また測定終了後の血液は輸液とともに患者に
戻されるので患者の血液は全く失わない。
第１図は本発明の実験に用いられた実験装置を
示す図である。第２図は輸液方式PCO2モニタの
センサ出力曲線を示す。第３図はPCO2センサ出
力の振幅とPCO2の関係を示す。第４図は本発明
の装置の構成図である。
示す図である。第２図は輸液方式PCO2モニタの
センサ出力曲線を示す。第３図はPCO2センサ出
力の振幅とPCO2の関係を示す。第４図は本発明
の装置の構成図である。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 血管内に挿入されるカテーテルに連結された
測定室内にセベリングハウス型炭酸ガス分圧セン
サーを装着し、該測定室と輸液溜めとを導管で連
結して、該測定室内に２mmHg以下の炭酸ガス分
圧を有する輸液を供給するとともに、該測定室内
の輸液を吸引する手段により適宜血液をカテーテ
ル及び測定室内に吸引して、上記炭酸ガス分圧セ
ンサーの少くとも検出部に輸液と血液とを交互に
且つ一定時間おきに接触させて該センサーの電位
を検出し、かつ該検出値の周期的応答の振幅Ｖを
血液中の炭酸ガス分圧Ｐに換算する手段により血
液中の炭酸ガス分圧に換算するよう構成したこと
を特徴とする血液中の炭酸ガス分圧測定用装置。 ２ 測定値の周期的応答の振幅Ｖを血液中の炭酸
ガス分圧Ｐに換算する手段が下記演算式に従つて
換算する特許請求の範囲第１項記載の装置。 Ｐ＝V.10(av2+bv+c) ここで、ａ，ｂ、およびｃは各炭酸ガス分圧セン
サーに固有の定数である。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59278524A JPS61154540A (ja) | 1984-12-26 | 1984-12-26 | 血液中の気体濃度測定用装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59278524A JPS61154540A (ja) | 1984-12-26 | 1984-12-26 | 血液中の気体濃度測定用装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61154540A JPS61154540A (ja) | 1986-07-14 |
| JPH0368692B2 true JPH0368692B2 (ja) | 1991-10-29 |
Family
ID=17598478
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP59278524A Granted JPS61154540A (ja) | 1984-12-26 | 1984-12-26 | 血液中の気体濃度測定用装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS61154540A (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2019098339A1 (ja) * | 2017-11-17 | 2019-05-23 | 良弘 鈴木 | 抗癌剤の製造方法、抗癌剤及び医薬 |
-
1984
- 1984-12-26 JP JP59278524A patent/JPS61154540A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS61154540A (ja) | 1986-07-14 |
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