JPH0479251B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ この発明は、血液中の酸素濃度（分圧）と局部
循環血流量とを同時に経皮的に測定する測定装置
に関するものである。

［従来の技術］ 患者の病態の診断に際して、患者の血液中の酸
素濃度（分圧）と局部循環血流量とを知ることは
有意義である。

そこで、従来、両者を同時に経皮的に測定する
装置が知られている（特開昭55−88750号参照）。

この装置は、酸素センサに設けられた加熱体で
被験者の皮膚表面を加熱しながら、皮下組織の毛
細血管中の酸素濃度を測定する一方で、上記加熱
体を皮下の血流による冷却効果に抗して一定温度
に保持し、そのときに必要な加熱電力を測定する
ことにより血流量を測定するものであり、経皮
的、つまり人体内へ無侵襲である利点を有してい
る。

［発明が解決しようとする問題点］ ところが、上記測定装置で血流量を測定する場
合、皮膚表面を加熱する加熱体の冷却要因には、
測定対象である局部循環血流量のほかに、 (イ) 加熱体装着部付近の人体組織への静的熱伝導
による放熱、 (ロ) 加熱体を備えた酸素センサを含むセンサ部全
体から空気中への放熱、 (ハ) センサ部と計測部とを接続するセンサリード
線から空気中への放熱 があり、これら３つの放熱による冷却効果が測定
誤差となる。

このうち、(イ)の静的熱伝導は個人差および測定
部位による差が小さく、末梢部位では結搾による
血流停止でその値を知ることができるので、補償
が容易である。これに対し、(ロ)，(ハ)のセンサ部お
よびセンサリード線から空気中への放熱は、室内
の温度や、空気の流動により変動するので、補償
が容易でない。

そこで、この測定装置による血流量の測定精度
を向上させるために、上記特開昭55−88750号公
報の技術では、センサ部を断熱材で覆つている
が、これによつても、センサ部およびセンサリー
ド線から空気中への放熱は若干存在し、この放熱
量が周囲温度により変動するので、測定誤差が生
じる。

また、センサ部を温度制御された金属外套で覆
つたものも知られている（特開昭55−88749号公
報参照）が、これによれば、上記金属外套を加熱
して温度制御する装置が必要になる分だけ構造が
複雑になるうえに、センサ部からの放熱量は一定
にできるが、センサリード線からの放熱量は一定
にできないので、やはり測定誤差が残る。

この発明は、上記従来の問題を解消するために
なされたもので、血中酸素濃度と血流量の同時測
定装置において、簡単な構造で、そのセンサ部お
よびセンサリード線から空気中への放熱量による
測定誤差を正確に補償することを目的とする。

［問題点を解決するための手段］ 発明者らは、種々の考察および実験の結果、酸
素センサを覆う断熱カバーの外表面の温度と、加
熱体を一定温度に保持するための加熱電力とが比
例関係（線形）にある事実を見い出した。

この発明は、上記事実に基づいてなされたもの
で、酸素センサを覆う断熱カバーの外表面の温度
を検出し、上記断熱カバーの温度に対する加熱体
の加熱電力の変化率を示す感度を、外部からの操
作で予め入力しておき、この感度と、カバー温度
と、加熱電力とから、カバー温度に関して線形の
演算式に基づいて上記加熱電力の温度補償を行な
うことにより、加熱電力のうち血流により奪われ
る熱量を供給する血流加熱電力を算出し、これに
よつて、血流量を測定するように構成している。

［作用］ 上記構成によれば、血流量測定の際の３つの誤
差要因、つまり、(イ)加熱体装着部付近の人体組織
への静的熱伝導による放熱、(ロ)加熱体を備えた酸
素センサを含むセンサ部から空気中への放熱、お
よび(ハ)センサ部と計測部とを接続するセンサリー
ド線から空気中への放熱による測定誤差が、すべ
て補償されるので、正確な血流加熱電力、つまり
血流量が得られる。また、カバーの加熱装置が不
要になる。しかも、血流加熱電力の計測部は、単
純な演算回路の組合せにより構成できる。

［実施例］ 以下、この発明の実施例を図面にしたがつて説
明する。

第１図は血中酸素濃度と血流量の同時測定装置
のセンサ部１０を示す。同図において、１１は被
験者の皮膚表面１２に接触する酸素透過性の電極
膜で、この電極膜１１に、Kclを主体とする電解
液１３が含浸されている。上記電解液１３に接触
して、ほぼ円柱状の陰極１４と、ほぼ円筒状の陽
極１５とが配置されており、両極１４，１５の間
は、合成樹脂のような電気絶縁物１６により仕切
られている。上記陰極１４は、たとえば金または
白金からなり、陽極１５は、たとえば銀からな
る。両極１４，１５には、それぞれリード線２５
ａ，２５ｂが接続されている。

１７は被験者の皮膚表面１２を加熱するための
加熱体で、銀、銅、アルミニウム、またはこれら
の合金のような熱伝導性に優れた材料からなる加
温部材１８を有し、この加温部材１８の外周の溝
２０に、加温部材１８を加熱するための電熱線か
らなる加熱コイル１９が巻装されている。この加
熱コイル１９には、リード線２５ｃが接続されて
いる。また、上記加温部材１８の上部には、加温
部材１８の温度を検出する第１の温度検出素子２
２が装着されている。この第１の温度検出素子２
２にはリード線２５ｄが接続されている。

上記陰極１４、陽極１５、電気絶縁物１６、加
熱体１７、第１の温度検出素子２２、およびそれ
らのリード線２５ａ〜ｄは、外形を整えるため
に、エポキシ系またはテフロン等からなる整形体
２６でモールドされて、一体の酸素センサ２７を
形成している。ここで、上記陰極１４、陽極１
５、電気絶縁物１６および加熱体１７は、互いの
間に若干の隙間を有した状態でモールドされてい
る。２８は電極膜１１を固定するためのリング状
の電極膜ホルダで、上記整形体２６の下部に嵌合
されている。

加熱体１７からの熱は、陰極１４および陽極１
５を介して皮膚表面１２に加えられるようになつ
ており、酸素センサ２７の皮膚加熱面２７ａ（陰
極１４および陽極１５の下面）と、電極膜ホルダ
２８とを残して、他の部分が、ポリアセタール系
の断熱カバー２９で覆われている。上記断熱カバ
ー２９は、酸素センサ２７からの放熱を抑制する
ためのものであるから、上記電極膜ホルダ２８を
覆つてもよく、要するに、酸素センサ２７の少な
くとも皮膚加熱面２７ａを残して、他の部分を覆
うものであればよい。

上記断熱カバー２９と酸素センサ２７との間に
は、断熱効果を向上させるために空気層３０が設
けられている。上記断熱カバー２９は、ほぼ円筒
形であり、その上面に、断熱カバー２９の外表面
の温度を検出する第２の温度検出素子３２が装着
されている。２５ｅは、第２の温度検出素子３２
と計測部３３とを接続するリード線である。

上記第１の温度検出素子２２および第２の温度
検出素子３２は、サーミスタまたは白金抵抗体等
からなる。

こうして、この発明による血中酸素濃度と血流
量の同時測定装置のセンサ部１０が構成されてお
り、測定時には、上記センサ部１０の下面に、酸
素センサ２７の皮膚加熱面２７ａを除いて、薄い
両面接着テープ３７を張り付け、センサ部１０を
皮膚表面１２に装着する。

つぎに、上記センサ部１０を用いた血中酸素濃
度と局部循環血流量の測定のうち、この発明の特
徴である局部循環血流量の測定原理について説明
する。

まず、第１図のセンサ部１０を恒温槽の中に入
れ、加温部材１８の温度、つまり加熱体１７の温
度を、43℃、44℃のそれぞれに保ち、恒温槽の温
度を変化させたとき、つまり周囲温度を変化させ
たときの加熱体１７の加熱に必要な加熱電力を測
定した。その結果を第２図に示す。

同図より、周囲温度と加熱電力との間には直線
関係があり、加熱体１７の設定温度が変化して
も、勾配は同じで、平行移動することがわかる。
これは、一般に、高温体（センサ）から低温体
（周囲の空気）への熱伝達の量は、両者の温度差
に比例することから、容易に理解できる。

つづいて、同一のセンサ部１０を手のひらに装
着して恒温槽の中に入れ、加熱体１７を43℃に保
つて、恒温槽の温度、つまり周囲温度を変化さ
せ、そのときの断熱カバー２９の温度と、定常血
流状態および止血状態の加熱電力との関係を調べ
た。その結果を第３図に示す。

同図より、加熱電力とカバー温度とが直線関係
にあることがわかる。この事実が、この発明の重
要な基礎である。

上記直線関係が得られたのは、第２図の結果と
合せて考えて、断熱カバー２９の温度と周囲温度
とが比例関係にあるためと考えられる。このよう
な加熱電力とカバー温度とが比例直線関係にある
センサを用いて、断熱カバー２９の温度を測定す
れば、放熱による測定誤差を容易に修正できるこ
とになる。

そこで、加熱体１７を一定温度に保つための加
熱電力をＨとすると、Ｈは次式で表わされる。

Ｈ＝−AT＋Ｂ＋Ｈ(f) …(1) Ａ：加熱電力の温度係数 Ｂ：温度０℃での空気中への放熱量 Ｈ(f)：血流加熱電力 ここで、上記Ａは、カバー温度に対する加熱電
力の変化率を示す感度に相当するものであり、そ
の大きさは、人体における加温部材装着部位の相
違、および加温部材装着部付近の人体組織への静
的熱伝導による放熱量の個人差により、ばらつき
はあるものの、大体−６〜−8mw／℃である。
このＡは、センサ部１０をその被験者の皮膚表面
に装着して、異なる２つの周囲温度の下（たとえ
ば室内とこれより高い恒温槽内）で、加熱電力と
カバー温度とを測定し、その差の比、ΔH／ΔT
から容易に求められる。また、上記Ｂの空気中へ
の放熱量は、先に述べた、(ロ)センサ部１０から吸
気中への放熱量と、(ハ)センサリード線２５ａ〜ｅ
から空気中への放熱量の両方を含んでいる。上記
Ｈ(f)の血流加熱電力は、加熱電力のうち血流によ
り奪われる電力をいう。

たとえば、ある周囲温度（たとえば室温）での
カバー温度、止血状態の加熱電力を、それぞれ
T₁，H₁とすると、止血時はＨ(f)＝０であるから、
(1)式は、 H₁＝−AT＋Ｂ 故に、Ｂ＝AT₁＋H₁ これを(1)式に代入して、 Ｈ＝−Ａ（Ｔ−T₁）＋H₁＋Ｈ(f) …(2) また、上記周囲温度でのカバー温度、定常血流
状態の加熱電力および血流加熱温度を、それぞれ
T₂，H₂，H₁とすると、(1)式は、 H₂＝−AT₁＋Ｂ＋H₁(f) 故に、 Ｂ＝AT₂＋H₂−H₁(f) これを(1)式に代入して、 Ｈ＝−Ａ（Ｔ−T₂）＋H₂−H₁(f)＋Ｈ(f) …(3) と表わされる。

故に、(2)式または(3)式を利用して、放熱による
測定誤差の補正、つまり、血流量測定の温度補償
ができる。

第４図に、血液中の酸素濃度を計測する酸素濃
度計測回路３４と、上記(2)式を用いて温度補償を
行ないながら局部循環血流量を計測する血流量計
測回路３５とを備えた計測部３３の一例を示す。

まず、上記酸素濃度計測回路３４の説明に先立
つて、血管中の酸素濃度を測定する原理について
述べる。第１図の加熱体１７により陰極１４およ
び陽極１５を介して被験者の皮下組織が加熱され
ることにより、局部的に動脈化され、皮下組織の
酸素分子が皮膚表面より流出し、電極膜１１を透
過して、電解液１３中を拡散し、陰極１４に到達
する。両電極１４，１５間に酸素分子の還元に必
要な電圧を印加しておくと、陰極１４では酸素の
還元反応が、陽極１５では銀の酸化反応がそれぞ
れ起きて、両極１４，１５間に還元電流が流れ
る。この還元電流は血管中の酸素濃度に比例して
いるので、還元電流を計測すれば、血管中の酸素
濃度を測定できる。

そこで、第４図に示すように、還元電流Ｉを、
電流／電圧変換器４１に入力して、電圧信号に変
換する。ここで、陰極１４と陽極１５間のバイア
ス電圧は、上記電流／電圧変換器４１を介してバ
イアス回路４２により設定されている。

電流／電圧変換器４１からの電圧信号は、外部
からダイヤル操作される感度調整回路４３におい
て、酸素濃度に対する電圧変化率、つまり感度が
調整される。この感度調整回路４３には、やはり
外部からダイヤル操作される零点調整回路４４が
接続されており、感度調整回路４３からの出力信
号のレベルを、酸素濃度が零のときに零になるよ
うに調整する。感度調整回路４３からの出力信号
は、酸素濃度表示器４５へ入力され、酸素濃度が
表示される。

上記酸素濃度の計測部は、従来と同一の構成で
ある。

つぎに、上記(2)式を用いて温度補償を行なうこ
の発明の特徴である血流量計測回路３５について
説明する。

加熱体１７の温度を検出する第１の温度検出素
子２２は温度に比例した抵抗変化を示す。この抵
抗変化から、周知の回路構成の測温ブリツジ５１
によつて、加熱体１７の温度T₀が検出される。
上記測温ブリツジ５１からのT₀を表す温度検出
信号を受けて、加熱回路５２の加熱制御回路５３
が制御信号を発生し、駆動回路５４を駆動して、
上記温素T₀が一定値に保たれるように、加熱体
１７へ加熱電力を供給する。上記加熱制御回路５
３は、たとえば、駆動回路５４を連続的に制御す
る、いわゆるPID（Propor−tional Integral
Differencial）制御方式により動作する。上記駆
動回路５４が出力する加熱電力は、周知の回路構
成の２乗増幅器からなる電力測定器５５により検
出される。

一方、断熱カバー２９に装着された第２の温度
検出素子３２の抵抗変化から、測温ブリツジ５６
および積分回路５７を経て、断熱カバー２９の温
度Ｔが検出される。上記積分回路５７は、周囲温
度変化に対する加熱電力の応答性と、第２の温度
検出素子３２の応答性との差を補正するためのも
のであり、一般に、第２の温度検出素子３２の応
答時間の方が短いので、第２の温度検出素子３２
からの信号の方に時定数を与えるために用いられ
ている。

５８は感度設定回路で、予め求めた感度（温度
係数）Ａを外部からのダイヤル操作で設定するも
のである。この感度設定回路５８と、上記積分回
路５７からの温度Ｔを表わす温度検出信号とが、
温度補償回路５９の乗算回路６０へ入力され、
ATを表わす信号が出力される。この信号は、零
点調整回路６１へ入力される。

零点調整回路６１では、外部からのダイヤル操
作で、−AT₁−H₁に相当するバイアスが発生し、
この−AT₁−H₁を零点とするように調整される。
つまり、周囲温度に対応した零点調整がなされ
る。したがつて、零点調整回路６１からは、Ａ
（Ｔ−T₁）−H₁を表わす信号が出力される。この
信号は、補正演算回路６２に入力され、電力測定
器５５からの加熱電力Ｈを表す信号に加算され
て、Ｈ＋Ａ（Ｔ−T₁）−H₁（＝Ｈ(f)）が得られる。

こうして得られた血流加熱電力Ｈ(f)は血流量に
正確に対応している。この血流加熱電力Ｈ(f)は血
流加熱電力表示器６３で表示される。

上記実施例とは異なり、(3)式を用いる場合に
は、調整回路６１のバイアス値が、 −AT₂−H₂＋H₁(f) となるだけで、回路構成は全く同一でよい。

この発明は以上のような構成であるから、つぎ
の利点がある。

(1) 無侵襲で、第１図の皮膚表面１２にセンサ部
１０を貼り付けるだけでよいから、簡単に、し
かも、被験者に苦痛を与えることなく、血中酸
素濃度と血流量の同時測定ができる。

(2) 周囲温度に対応して放熱量が補正されるの
で、血流量の測定が精度よくなされる。

(3) カバーを加熱して一定温度に温度制御するよ
うな装置が不要なので、構造が簡単になる。

(4) 感度設定回路５８に外部操作で入力する感度
Ａは、前述のように、２つの周囲温度で加熱電
力Ｈおよびカバー温度Ｔを予め測定しておくこ
とにより、容易に求められるから、測定操作が
簡単である。

［発明の効果］ 以上説明したように、この発明によれば、血中
酸素濃度の測定と同時に、血流量の測定を精度よ
く行なうことができ、しかも、構造が簡単で操作
も容易である。

【図面の簡単な説明】

第１図はこの発明の一実施例による測定装置の
センサ部を示す縦断面図、第２図および第３図は
同センサ部の温度特性を示す特性図、第４図は同
実施例の全体構成を示す系統図である。 １１…電極膜、１２…皮膚表面、１３…電解
液、１４…陰極、１５…陽極、１７…加熱体、２
２…第１の温度検出素子、２７…酸素センサ、２
７ａ…皮膚加熱面、２９…断熱カバー、３２…第
２の温度検出素子、２５ａ〜ｅ…リード線、３３
…計測部、３４…酸素濃度計測回路、５２…加熱
回路、５５…電力測定器、５８…感度設定回路、
５９…温度補償回路、Ａ…感度。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 電解液を保持し、被験者の皮膚表面に接触す
   る酸素透過性の電極膜、電解液に接触する陰極と
   陽極、および被験者の皮膚表面を加熱する加熱体
   を備えた酸素センサと、 上記酸素センサの少なくとも皮膚加熱面を残し
   て他の部分を覆う断熱カバーと、 上記陰極と陽極間の電流を測定して血中酸素濃
   度を計測する酸素濃度計測回路と、 上記加熱体の温度を検出する第１の温度検出素
   子と、 この第１の温度検出素子からの温度検出信号を
   受けて上記加熱体を一定温度に保持するように上
   記加熱体に加熱電力を供給する加熱回路と、 上記加熱電力を測定する電力測定器と、 上記断熱カバーの外表面の温度を検出する第２
   の温度検出素子と、 上記断熱カバーの温度に対する上記加熱電力の
   変化率を示す感度を外部からの操作で設定する感
   度設定回路と、 この感度設定回路からの感度信号、上記第２の
   温度検出素子からのカバー温度信号、および上記
   電力測定器からの加熱電力信号を受けて、上記カ
   バー温度に関して線形の演算式に基づいて上記加
   熱電力信号の温度補償を行なうことにより、加熱
   電力のうち血流により奪われる熱量を供給する血
   流加熱電力を算出する温度補償回路とを備えてな
   る血中酸素濃度と血流量の同時測定装置。