JPS59171537A - 生体内ガス分圧の測定方法および装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は医学分野に於いて生体の状態を定猷的ｔ、ｃ把
ｍする手段の７つとして行われている％ｌ＝一体組織、
生体液１特に血液中の各椋ガス濃度測定方法に関する□ （従来技術） 従来このような測定は大別して一つの方法がとらｎでい
る。

第１の方法は生体から血液をとりだして、化学的分析手
法でガスｉｌｉｄＭｌを測定するいわゆる非連続的な測
定方法である。

第コの方法は生体中に微小なセンサーを挿入し電気信号
としてガス濃度を測定よる方法である０ 第１の方法は結果を得るまでに時間がかかること・及び
生体外へ血液を取り出すプロセスで外気に接触したりし
て夕本気との間でガス交換が生じ生体中のガス濃度とし
ての測定値が不正確に成り易いといった欠点を有してい
た０一方圧コの方法では即時に結果が得られ生体のオン
ラインモニタリングが可能なすぐれた方法でボーラログ
ラフイの手法を主として各種これまでに提案されている
が、この方法は電極反応を応用しているため得られる電
流値あるいは電圧値が温度によって大きく変化するので
生体を一定温度に保たないと正確な値が得られない欠点
があった。

例えは液中の酸素′ｆＡ良測定用センサとしては・一般
に金、白金、銀等の責金属を電極とし、銀−塩化銀から
なる車枠を陽極として陰極表面で酸素全還元し、この還
元反応にともなう微小を流値を測定する。この電流値は
液中の酸素濃度や液の湿度に依って変化するため、電流
値の変化があったからといってただちに液中の酸素濃度
か変化したとは断定できない訳である。従って正確ｔ、
Ｌ　ｌ’ｆ＋素を音度の変化を知るためＫは検体の温度
を一定に保つかあるいは湿度変化を測定し、それを補正
して基準温度での酸素濃度へ換算する必要がある。

しかしながら検体が生体のような場合生体を定温に保つ
ことは実際上山難であり、かつ本来の生体オンラインモ
ニタリングの主旨に反することから適切な温反袖懐が要
求されていた０またさらに一前記貴金属のみによる電極
では血液中のガス分圧測定では、脈動による測定値の変
動、血液成分の電極表面への何着による反応の低下など
が生ずるため電極面に各種被覆を施１−ことが提案きれ
ているが、この場合にはさらに前記以外にこの被覆材そ
のものの法晶度依存性が出ることからより一層館４度袖
慣が必要であった０ （！′ｉｌ！明の目的） 本発明ではこれを解決するために、ガス濃度センサと温
度センサを併用することによって迅速に温度補償し、ま
たこのことから正確な検量？ｆＭを求める方法を提供す
るものである。

ここていう横風線とは屯解弗１流値を現在・一般的に使
用されている血にクカス分析装置の血液カス分ＩＥイ１
Ｂと対応させることをいい、本発明では、更にこの温度
補正した電解電流値からガス分圧を求めるための方法に
ついてもいくつかの方法を遠択できることができるよう
にした。

（発明の會イｉシ） 即ち本発明はポーラログラフイの原理を応用した生体内
カス分圧を測定する方法に於いてポーラログラフイの原
理そのものおよび主に電極に、使用する被覆材等によっ
て生ずる温度依存性を改悟するために、ガス分ｌｆ測定
センサーとこれとは別Ｖこ設置した温度測距センサーを
生体に設置し、ガス分圧測定センサー力）ら得られる出
力’？ｉ：　１ｌｒｎ　ＩＫ測定センサーから得られる
生体潅、１９１悄慢とあらかじめ設定した温度補正式に
従ってＨ醜的ｖＣｆｌＩＩ正し・該補正さ２′１．た値
を用いて基準温度におけるガス分圧測定センヤーのガス
分圧に対する検量線から連続的にガス分圧を求める゛　
ものである。

以下本発明を図示の実施例に従って詳細に説明する。

第１図は、ポーラログラフイの原理を示すための図であ
る。

陽極／および陰極−にたいし屯諒３において屯田を印可
すると電解反応によって電流Ｉが流れる。電流■は、例
えは水銀滴下電極の場合イルコビツチの式にみられるよ
うに温ル依存性があり温度のみの依存性としては／Ｃに
ついて約コ％であるとされている。

さらに第Ω図に示［−に如く本発明者らが既に米国出願
第λＡ−９／　／コ号・ＥＰＣ出願記ｇ／、３０／’）
２．３．３号等に示したような平均孔径２　ＯＡ　−０
，７μｍの微細孔を有する薄いち積換からなる収外層と
、これに連続して一体化した平均孔径０．９μｍ以上の
微細孔を有する多孔質内層とから購成さｎた俣で先端表
…１を被櫨した生体電極を用いた場合、即ちｉｉｊ＋Ｉ
１ｇ／の先端に多孔性薄換フを被侃したものを用いた場
合には、該多孔性薄嘆７そのものの孔径表面親和性、俟
厚等々多くの要素が加わるため、水銀滴下電極より大き
な温度依存性を示し、ガス分圧測定上好ましくない。本
発明者等は柚々検削の結果、′ｍ解屯流Ｉは測定糸の温
度とある比例関係にあることをづ６見した。従ってセン
サーの２２！度係数を求めることにより温度補正を可能
ならしめた。

第３図は本発明を実施する為の回路ブロック図例である
。この例では前記問題点を改善するための温度補正演壊
および検瞳線作収のために演算ユニット（／２）にマイ
コンポードを用いて、インターフェイスユニットＩ　（
９）　”ｉ：　介してデジタル値化されて演算ユニツ）
　（／、２）に人力される電１（ｆＩをインターフェイ
スユニツ）　［（／／）ｋ介してからデジタル値化され
て演算ユニット（／、２）に入力される生体ｒＭ度情報
と予めあたえられた値及びプログラム式にしたがってガ
ス分圧値２計算する。７可昇ユニツト（／コ）としては
マイコンでなくミニコンであっても′Ｅに逆に専用の論
理回路を組んでも結果Ｇま同じである。

本発明のもうひとつの特徴は、このようにプログラムで
補正できるようにしたことで測定前の検量線作成のため
のデータ入力たけでなく測定中でも容易に任意の時点で
中断して新しい値を入力し得るようにしたことにある。

即ち、ポーラログラフイーのような原理では、時間の経
過によるセンサー出力の変化は単に温度のみでなく、例
えば血液中の成分の句着などによって起こることは前述
したが、このことは多孔質膜を付与した場合にも完全に
はなくすることができない。したがって、ある程度測定
が址んだ段陀ｆでも新たな検量線作成のための値が人力
できることは極めて好ましいことになる。

次に具体的な補止の手１１１０について説明する。

ポーラログラフイの原理を応用していることがら、電解
電流値とガス分圧との間には直線関係ｐ＝ａｌ＋ｂ・・
・・（１）　　式　　（Ｐはガス分圧、■は電流値、ａ
、ｂは定数）か成立する。従って、予め’ｔｉ　’１％
　ｉｃｅ流値とガス分圧との間の定数ａ。

ｂを求めておけは、電解“電流１直を測定することによ
り、ガス分圧を求めることができる。すなわち、これが
検量線の作ＦＥＪに相当する。

ここで、電解電流は、前述した如く湿度依存性がある。

本発明者らは、柿々検討の結果、−流値と温度の間に近
似的には以下の式が成り立つことを見い出した。

Ｔ−ｔ　　、。

Ｉｔ＝　ＩＳＴ　（Ｋ）　　　　・・・（２）ここでＩ
ｔは湿度ｔにおける電解′電流値、ＩｓＴは基準温１す
Ｔでの亀詭値、Ｋは温度係数である。この温度係数Ｋ　
ＧＸガス分圧測定センサー固有の値であるが、同一条件
下で作製したガス分圧測定センサーにおいては、はぼ同
じ値を示す。しかし、厳密な測定を必要とする場合は、
既知のガス分圧値を有する浴液を数種用意し、各溶液に
対して温度を変化させ、その時の電流値及び湿度を測定
して檗＋ｈニ乗法などによって該センサーの固有値を求
めるのかよい。例えば前述した多孔性薄膜を被覆した白
金電極の場合ある製造条件下の同一ロットでのＫは平均
θ９ｔであり、６値のバラツキは±０．０７であった。

したがって一般ＶＣはこの程度装態条件が管理さｎてい
れば一定値と見なしても７１ｔｌｌ定には差支えない。

次Ｖこ（コ）式の温度補止式を用いてガス分圧と電流値
との間の関係式（検量線〕を求める。関係式はいくつか
の方法により求めることができる。

（ａ）被測定物にガス分圧測定センサー及び温度測定セ
ンサー２人ね、そのときの′嶋ｆ＆値１及び温度ｔと該
測定物のガス分土値を他の装置例えは市販のバッチ式酸
素分圧測定装置を用いて求めたガス分圧値ＰＳＴ　　史
に、該ガス分圧測定センサーの残余電流値Ｉ。（ｊｆス
分圧θのときの電流値）とから求める方法〇即も温度上
〇で測定した一流値Ｉから（−２）式を用いて基準温度
ＴＣにおける一流値ＩＳＴを求める。この袖正し’１：
　ｌＧ１１流値ＩＳＴが（１）式の関係からガス分圧Ｐ
ＳＴに対応する。（１）式の定数ａは一流値とガス分出
との傾きを示すことから、ａ　＝　ＰｓＴ／（ＩｓＴ　
　Ｉｏ　）となる。ｂはｂ＝ｐ−ａｌとなり、Ｐ　””
　ＰＳＴ、　ａ　””　ｐｓ’ｒ、’（ＩＳＴ−Ｉ、）
、Ｉ＝ＩＳＴ　　’＆代入してｂＢ求め゛る。

（ｂ）　　既知のガス分圧値ＰＳＴを有する溶液１種に
ガス分圧測定センサー及び温度測定センサーを入れ・そ
の時の電流値Ｉ及び温度ｔ１ガス分圧値Ｐ及びガス分圧
センサーの残余電流■。

とから求め、以降（ａ）と同様の手順を踏んでａ。

ｂを求める方法である。

（Ｑ）　　予め既知のガス分圧値を南する。２種の溶液
にガス分圧センサー及び温度センサーを入れ、その時の
電流値１ｉ、ｔ７及び■コ、ｔ、２と各々のガス分圧値
Ｐ／、Ｐコとから求める方法がある。

即ち・（ａ）及び（ｂ）の方法と同様にして電流値１／
及び１．２を基準温度ＴＣにおける電流値に直し、同様
に（／７式の定数ａ及びｂを求めゎはよい。

それら（ａＪ　、　（ｂＪ　、　（Ｇ）のいずれかの方
法で求められたａとｂを用い、（り式により電解電流値
■から酸素分圧Ｐを求めることができる。

また（ａ）法及び（ｂ）法における残余電流Ｉ。はガス
分圧測定センサー固有の値であるが、温度係数にと同様
に同一条件下で製作したガス分圧センサーの残余電流を
ガス分圧に侠算するとほぼ同じ値を示すことを本発明者
等は見出した０例えは前述した多孔性薄嗅′ｆ：被覆し
た白金電極の場合は、残余電流は酸素ガス分圧として約
−ａｚＨ９に相当する値である。

ここでいう既知のガス分圧を有する溶液は寛凄質イオン
を含むものであわはよいが、好ましくは生理食塩水、又
は血液がよい。

上記３つの方法のどれを用いるかはオペレーターが適宜
匈択すれはよい。′ｆた温度係数は、予め固定した係数
をインプットしておくが厳密な測定であれはセンサーご
とにオペレーターが係数をインプットしてもよい。

さらに本発明を装置にした場合の実施例について図に従
い説明する。

第９図においてガス分圧センサー３１からの出力はアン
プλ３ＶＣよって適宜増幅されリモートスイッチ、２／
からＡ／Ｄ変換器−〇を経て、ＣＰＵパスラインに入る
。ＣＰＵパスラインには０Ｐ（Ｊ／、７、ＲＯＭ／　＋
、ＲＡＭ／　ｊ’ｘタイマー／Ａ、及び各種／１０ボー
ド／７、．２コ。

コ３，２ｑが接続されている。

前述したように、出力されたガス分圧データは、ＲＯＭ
／ダに予め記憶されていたプログラム及びＣＰＵ／３の
作用によってＲＡＭ／ｊの適切なエリアに収納される。

−万、温度センサーからの出力は、適当μ時間、間隔（
例えは血液中の敞累ガス分圧測定では、余り急激な匿化
の確認は一般に必要ないので２００ｍ〜１０００１００
０位のインターバルであり、生体組織中のものであわば
さらに長（！；”□ｌ　Ｏｓｅａ位）でリモートスイッ
チ、２／が同様にプログラムに従ってアウトプットボー
ト２２を迎しての司令によって切換えられることによっ
てＣＰＵ／３へ取込まれ以下１ｔｉｊ述した方法によっ
て補正さｎに後、その値が衣厚冊ニアへ表示される。

また、この例では単に数字が表示されるたけですく、デ
ィジタルプリンタ１５ヘゲラフを伴なった記録を残すこ
ともできるように考慮しである。

更に、一般のアナログレコーダ３０へ出力するためのラ
インも適当な個所から引き出すこともできる。

スイッチコｇは前述した補正を行う際、オペレータの指
令を入力するためのコンソールパネルスイッチ（複数）
であり、ランプλ９はこれらの操作を確認するための表
示ランプ（複数〕である。

本例では、／系列のみを示しているが、米マークを付加
した部分（ガス分圧測定センサーユニット、湿度測定セ
ンサーユニット、各インターフエイスユニツ）　（Ｉ）
　、但））を二重に設備することによって、例えは、動
脈血の酸素分圧と、心筋内の生体組織の酸素分圧とを同
時に測定し、かつ一台のレコーダに結果？描かせる、及
び／又は補正後の結果に対して管理限界を予め設定して
おき、これを外れたらブザー（図示せず）を作動させる
等々、より使い易くできることに言うまでもない。

また・更に生体側を保護するために、アンプ２３．２６
としてトランス結合でアイソレーションされたアンプを
使用したり、その他のラインＶこついてもフォトアイソ
レーションしたりすることは、特に人体を測定する場合
には特に好ましい。

（発明の効果） 生体中のガス分圧としては通常３７Ｃ前後を基準温度と
するか、手術時にＧ１体温が十数Ｃ低下することがル〕
す、特に心臓手術等では／ＱＣ以下に冷やす場合があり
、また価後ＶＣは、り者が四十数Ｃに発熱することも多
い。

このように手術時では士数度から、２ｏｒ：程度、術後
でも！　−４Ｕ基準温度が変化する。

先に述べたように水銀滴下成極でも電解電流は湿度が／
Ｃ変化すると一％変化し本発明に例示しＴ−宙□極では
３％程度変化１−る。

例えは生体温度が、２０Ｃ基準温度からずれると゛屯屏
屯扉、は弘０〜６０％正常の値からずれることになる。

したがって本発明の補正を行わない場合は生体中のガス
濃度を示す値が火陥のガス濃度とは大きく異なる値を示
すことになる。

これに対し本発明の方法を採用するとこの誤差が大巾に
低減され生体中め火陥のガス濃度を正確に表示でき、医
師宥謹婦等が臨時患者のガス濃度を正確に知ることがで
きる。

以上説明したように本発明は、生体内のガス分圧を正確
にかつ連続的にモニタリングすることを可能にしたもの
で臨床用、実験用共に極めて有益である。

【図面の簡単な説明】

第１図はボーラログラフイの原理を示すための図であり
、第一図は電極の先端に多孔性薄換を仮置した場合の図
である。第３図は本発明を裏部するための回路ブロック
図であり、第を図は本発明を用いた装置の悔収を示す図
である。 ／：白金電極　　　　２：対比電極 ３：電　源　　　　ダニ容　器 ９：容　液　　　　　Ａ二電流計 ７　：多孔性跡ｓ　　　　　ｇ：　ガス分圧センサユニ
ット９　：　インターフェイスユニットＩ ＩＯ：温度測定センサユニット ｌｌ　：　インターフェイスユニ７）ＴＩ／２＝演算ユ
ニット　　／、？：ＣＰＵ／’Ａ　　：　　ＲＯＭ　　
　　　　　　／！；　　：　　ＲＡＭ／Ａ＝タイマー　
　　　ｌり：■１０ １ｇ：テイジタルプリンタ　／９　：　Ｄ／Ａ変換器コ
ｏ　：　Ａ／Ｄ変侠器　　ユ／：切替えスイッチ、２．
２，２１Ｉ：　Ｏ／　Ｐ　　　　コ３　：　Ｉ／Ｐ、２
Ｓ：ガス分圧センサアンブ ム：温度センサアンプ　ニア：表示器 、２ｇ：スイッチ　　　　コ９二ランプ３０：レコーダ
　　　　３／：ガス分圧センサ３．２＝温度センサ　　
　３３：電　源米：、２系列測定可能な装置においてコ
系列必要なユニットを示す。 ＋Ｉ閏　　　　　　　閣 背　３　図 １： 一タに 一一一「 寺４図

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 ｌ　ホ゛−ラログラフイの原理を応用した生体内ガス分
   圧を測定する方法においてガス分圧測定センサーとは別
   に温度測定センサーを生体に設憤、し、こｆ′１．によ
   って得られた生体温度情報を基に連続的にガス分圧測定
   センサーからの出力値を基準温度における出力値に補正
   し、補正された該出力値とあらかじめ作成しておいた基
   準温度におけるガス分圧測定センサー出力のガス分圧に
   対する検量＆七と力）ら連続的にガス分圧を求める方法
   。 ユ　ガス分ＩＥ　１ｉｉｌｌ定センザーの出力値を基準
   温度におＧツる出力値に軸止する式として Ｉｔ＝　ｌ５Ｔ（ｋ）　　　（ｙ　シ”ＣＩｔ　Ｇｔ　
   ：ｌｆ　Ｘ　分ＨＥｉｔｌ定センサーからのｔＣにおけ
   る出力値、■ｓＴは基準温度Ｔ　Ｉ／Ｃおける出力値、
   ｋはガス分圧測定センサーの温度・係数、ｔは温度測定
   センサーによる測定温度）を用いることを特徴とする特
   許請求の範囲第１項記載の方法３　ガス分圧測定センサ
   ーとして平均孔径２０λ〜０．７μｍの微細孔を有する
   薄いち密換から成る最ｌＡ層と、これに連続して一体化
   した平均孔径θりμｍ以上の微細孔を有する多孔質内層
   とから購成された膜で先端表面を被覆した生体′電極を
   使用することを特徴とする請求 ダ　生体ガス分化測定用電極及び対比電極から成るホ゜
   −ラログラ７イの原理を応用したガス分圧測定センサー
   ユニットと該ユニットからの出力ヲ泗算ユニットへイン
   ターフェイスすルタメのＡ／Ｄコンバータを含むインタ
   ー７エイスユニツト（ｌ）と・温ａ　ｆｉＪｌ）定セン
   サーユニソトと該ユニットからの出力を前記ＧＩ算ユニ
   ットヘインターフエイスするためのＡ／Ｄコンバータヲ
   含むインターフエイスユニット四と、各々インター７エ
   イスユニツト（Ｉ）ｌ■を介して入力ざｔ’ｔたガス分
   圧測定センサーユニットと温度測定センサーユニットの
   出力値とあらかじめ入力しておいた基準温度におけるガ
   ス分圧測定センサー出力のガス分圧に対する検量線とか
   ら基準温度でのガス分圧を計算する演算ユニットと計算
   結果を表示するユニットを少くとも構成要素の一部とす
   る生体内ガス分圧の測定装置。 Ｓ　ガス分圧測定センサーユニット、インターフェース
   ユニット（■）、温度測定センサーユニット、インター
   ７エイスユニツト■に各ＩＣ２系列と、その他の構成要
   素は／系列とから渦成さｎＸコ系列のカス分ＦＥ測定が
   同時に行え、該コ系列の測定結果を７台のグラフィック
   プリンターに表示できることを特徴とする特許請求の範
   囲第を項記載の装置。 ム　ガス分圧測定ユニットに用いる一極として平均孔径
   −０′Ａ〜Ｏ９μｍの微細孔を有する薄いち’ｇ膜から
   成る最外層と、これに連続して一体化した平均孔径０７
   μｍ以上の微細孔を有する多孔質内層と力・ら醸成され
   た膜で先端表面を被覆した生体電極を使用することを特
   徴とする特許請求の範囲第ダ項または第５項記載の装置
   ０