JPS62207433A - 血中酸素濃度と血流量の同時測定装置 - 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】 〔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１１１１１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、上記に＋１定装置で血流量を測定する場合、
皮Ｉｓ表面を加熱する加熱体の冷却要因には。

′Ａｌｌ定対象である局部循環血流ｒＡ：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市で
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、空気の波動
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っているが、これによって
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）π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ったもの
も知られている（特１５）１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１、種々の考察および実験の結果、酸素セン
サをＹａ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、」二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人力しておき、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、これによっ
て、血流は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ｆ＆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って説明する。

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、はぼ円柱状の陰極１４と、
はぼ円筒状の陽極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０両極１４
．１５には、それぞれリード線２５ａ、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、Ｌ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２２が
装着されている。この第１の温度検出素子２２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２
５ａ−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１５、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１９１１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１５を介し
て皮膚表面１２に加えられるようになっており、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、酸素センナ２７からの放熱を抑
制するだめのものであるから、上記電極膜ホルダ２８を
覆ってもよく、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、はぼ円筒形であり、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
、Ｌ記センサ部ｌＯ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、ｆＪＳ１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（センナ）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、同一のセンナ部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°Ｃに保って、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
力、バー２９の温度と、定常血波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８Ｔｆ、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＝　−Ａ　Ｔ　＋　Ｂ　＋　Ｈ（ｆ）　　　　　　・
・・（１）Ａ：加熱電力の温度係数 Ｂ：温度０°Ｃでの空気中への放熱量 Ｈ（ｆ）：血流加熱電力 ここで、Ｌ記Ａは、カバー温度に対する加熱電力の変化
率を示す感度に相出するものであり、その大きさは１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
着部位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が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Ｔ、、Ｈ，とする
と、止血時はＨ（ｆ）＝Ｏであるから、（１）式は、 １（１＝−ＡＴ＋Ｂ 故に、　Ｂ＝ＡＴ、＋Ｈ。

これを（１）式に代入して、 Ｈ＝−Ａ　　（Ｔ−Ｔ自）　　＋　　）（＋＋　　Ｈ（
Ｄ　　　　　・・・　（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．Ｈス、　Ｈ＋（ｆ）　とすると、（
１）式は、ＨＬ＝　−Ａ　’ｒ、＋　Ｂ　＋　Ｈ，（ｆ
）故に、 Ｂ　　＝　　Ａ　　Ｔ２＋　　Ｈ２−Ｈｌ（ｆ）これを
（１）式に代入して、 Ｈ＝　　Ａ　（Ｔ　−Ｔ２）＋　Ｈｘ−Ｈｌ（ｆ）　十
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ｆｉ）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６
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の説明に先立って、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０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では銀の醸化反応がそれぞれ起きて、両
極１４．１５間は還元電流が流れる。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によりシジ定
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１周
知の回路構成の測温ブリッジ５１によって、加熱体１７
の温度ＴＯが検出される。

」―記Δ−温ブリッジ５１からのＴＯ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、上記温度Ｔｏ
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５３は、たとえば、駆動回路
５４を連続的に制御する、いわゆる　ＰＩＤ　（Ｐｒｏ
ｐ”ｏｒ　−ｔｉｏｎａｌ　ＩｎｔｅｇｒａｌＤｉｆｆ
ｅｒｅｎｃｉａｌ）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、測温ブリッジ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２周囲部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３
２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、−
Ａ　Ｔ、　−Ｈ，に相当するバイアスが発生し。

この−ＡＴＩ−Ｈ，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
たがって、零点調整回路６１からは、Ａ　（Ｔ−Ｔ、）
−Ｈ，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−Ｔ＋）
　　Ｈ＋（＝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。

に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、 −ＡＴスス−Ｈ２＋　　Ｈｉ（Ｄ 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図は同センナ部の温
度特性を示す特性図、第４０図は同実施例の全体構成を
示す系統図である。 １工・・・電極１漠、１２・・・皮膚表面、１３・・・
電解液、１４・・・陰極、１５・・・陽極、１７・・・
加熱体、２２・・・第１の温度検出素子、２７・・・酸
素センサ、２７ａ・・・皮膚加熱面、２９・・・断熱カ
バー、３２・・・第２の温度検出素子、２５ａＮｅ・・
・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。 化シサ周１」漬羨（０Ｃ）

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. （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。