JPS63226337A - 生体情報測定装置 - 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］ 本発明は生体情報測定装置に関する。詳しくは医用の循
環回路内の検体のセンシングおよびモニタ、又は生体内
のセンシングおよびモニタに用いる生体情報測定装置に
関する。

［従来の技術］ 臨床や医療の分野で、連続的なイオン濃度、ガス濃度や
生体物質、特に酵素などの濃度等の測定および連続的な
監視が望まれてきている。また、一般医療においても、
連続モニタリングに関する認識も高まりつつあるが、現
在連続モニタリングシステムは実用化に到達していない
。

これは、安定なイオンセンサや物質認識センサが生体中
や生体関係溶液中で安定でないという理由の他に、ガラ
ス電極に代表されるようなイオンセンサ、ガスセンサ、
酵素センサ等が一般に高いインピーダンスを持つため、
電気的な外乱の影響を受は易いなどにより、満足なモニ
タリング回路装置が無い事、また、長時間に亘るモニタ
の場合、温度変動が生じて測定の精度に影響を与えるた
め高精度モニタリングが困難であった事、また主に電気
的外乱の影響のため測定部と処理部との分離に距離等の
限界があった事等のためである。

［発明が解決しようとする問題点］ 本発明の目的は、上記先行技術の問題点を解決し、生体
液および生体関連溶液を用いた医用循環回路内および流
動溶液内の被検体の濃度等の生体情報を測定するための
生体情報測定装置を提供することにある。

又、生体液、生体関連溶液および測定装置の温度変動に
対応して、測定値の温度補償を行う生体情報測定装置を
提供することにある。

又、測定部と処理部とを主に電気的外乱の影６を受けな
い伝送手段を介して分離して、測定部での取り扱いの軽
便化と、処理部による遠隔からの集中管理とを容易にし
た生体情報測定装置を提供することにある。

更に、センサ出力（電流、起電力、抵抗など）を安定か
つ高精度に測定できる生体情報測定装置を提供すること
にある。

本発明者等は、連続モニタリングに適したイオンセンナ
、ガスセンサ、酵素センサを既に提供しており、医用分
野で使用に適する、即ち、安定にイオン濃度やガス濃度
測定および高精度測定が出来る連続測定装置に関し鋭意
研究の結果、目的とする生体情報測定装置の作製に到達
出来た。

［問題点を解決するための手段及び作用］上記目的を達
成する本発明の生体情報測定装置は、 生体情報を連続して測定する測定手段と、該測定手段に
より出力される生体情報信号を非電気的に伝送する伝送
手段と、該伝送手段により伝送された前記生体情報信号
を電気信号に変換する変換手段と、該変換手段により電
気信号に変換きれた前記生体情報信号を該生体情報の種
類に応じて分析する分析手段と、該分析手段の分析結果
を前記生体情報の種類に対応させて外部に出力する出力
手段とを備える。

本発明の好ましい態様として、伝゛送手段は１本又は複
数の光フアイバケーブルを有する光通信手段である。

本発明の好ましい態様として、出力手段は表示手段又は
記憶手段に出力する。

本発明の好ましい態様として、測定手段は内部電源を備
える。

本発明の好ましい態様として、測定手段は起電力測定手
段として入力抵抗が小さくとも１０１１Ωの差動増幅器
を備える。

本発明の好ましい態様として、測定手段は生体情報測定
部の温度補償の”ために該生体情報測定部の温度を測定
する温度測定手段を備える。

本発明の好ましい態様として、測定手段は測定される生
体情報の温度補償のために被測定生体の温度を測定する
温度測定手段を備える。

［実施例］ 以下、添付図面に従って本発明に係る実施例を詳細に説
明する。

第１図は本発明に係わる一実施例の生体情報測定装置の
ブロック図を示すものであって、入力装置１とインタフ
ェース２と演算処理装置３とから構成される装置 フアイバケーブル４で結合し、インタフェース２と演算
処理装置３゛とは（電気的）ケーブル５で結合している
。演算処理装置３の処理結果は表示装置６及び記録装置
フに出力される。

従来は入力装置１とインタフェース２とは一体となって
おり、測定データの出力部をホトカブラ等を用いて絶縁
していたが、入力装置１の入力インピーダンスが高い場
合には、更に絶縁を図る必要があった。しかるに本実施
例では、入力装置１を小型化し、１次電池あるいは２次
電池を用い、また出力信号は光信号に変換して光フアイ
バケーブル４で伝送するため高いアイソレーションが確
保できる。このため、アース回路や電源を通してのノイ
ズ重畳が少なくなり、高精度の計測が可能となった。ま
た、遠隔からの計測や監視も容易となった。

入力装置１は、１個以上のセンサ出力（起電力，電流，
抵抗値など）を測定する。測定値はＡＤ変換を行った後
、光信号に変換して光ケーブル４を通してインタフェー
ス２に測定データを転送する。この測定データの転送は
、１本の光ケーブルを使用する場合には、時分割方法に
より複数個のセンサ出力を転送できる。また、複数の光
ケーブルを用いてもよい。

入力装置１の一態様として、イオンセンサの起電力を測
定する高入力抵抗電圧計とそのセンサの内部補償のため
の温度センサ、および溶液内部の温度測定のための温度
センサの出力（抵抗）を測定する回路とで構成すること
によって、温度変動による影響を補償した高精度のイオ
ン濃度センシングが可能である。

第２図は本実施例の生体情報測定装置のより詳細なブロ
ック図である。

入力装置１ａはイオン、ガスおよび酵素濃度測定用の人
力装置であって、内部補償のための温度測定が同時に行
えるように、起電力測定のための高人力抵抗電圧計１０
、内部温度測定と溶液温度測定のための温度計１１と１
２、とそれぞれの出力をディジタル変換するためのＡＤ
変換器１３゜１４．１５と、ＡＤ変換した値を選択する
マルチプレクサ１６とディジタル値を光信号に変換し送
信するための光送信回路１７とから構成した。電源には
アースおよび商用電源から絶縁するための１次電池を用
いた。

第３図は起電力測定のための高人力抵抗電圧計として使
用される、イオンセンサ用の高入力抵抗差動増幅器の一
例である。高人力抵抗電圧計１０は高人力インピーダン
ス（１０１１Ω以上）の低ドリフト（２μＶ／を以下）
差動増幅器を市販のオペレーショナルアンプ（例えばバ
ーブラウン社１ｏＤＡｔ　１１８Ｍ、テキサスインスト
ルメント社Ｔ！ＪＪＴＬｃ−２７Ｌ２）で構成して用い
た。ＡＤ変換器１３，１４．１５は二重積分方式の４１
７２桁ＡＤ変換器（インターシル社製：ＩＣＬ７１３５
ＣＰＩ）を用いた。マルチプレクサ１６およびデジタル
回路は、消費電流を減らすためにＣＭＯＳロジックＩＣ
を用いた。ＡＤ変換器１３．１４．１５は約４００ｍ５
毎に同時にスタートさせ、それぞれの出力値にヘッダの
文字を付加してシリアル変換を行う。

第４図は温度測定用回路の一例である。温度計１１およ
び１２は、市販オペレーショナルアンプを用いて高精度
定電流源を作製した。この定電流源は７０μ八以下とな
るように設定することが好ましく、特に１０〜５０μＡ
となるようにするのが好ましい。定電流源として、温度
センサ（サーミスタ）素子の消費電力量を５０μＷ以下
となるような回路を設けてもよく、この場合温度センサ
（サーミスタ）素子の消費電力量が２０μＷとなるよう
設定することが好ましい。その定電流を温度センサ（サ
ーミスタ）に流したときの電圧をＡＤ変換器１４または
１５で測定した。装置の較正中は、これを意味する信号
をスイッチ２７より発生させ、マルチプレクサ１６から
インタフェース２へ通信されるように工夫した。

さて、本実施例の生体情報測定装置で連続して高精度の
生体情報を測定するためには、温度測定及び測定温度に
よる温度補償が精度良く、且つ迅速に行なわれる必要が
ある。特に、温度測定としては±０．０１ｔ：以内の精
度を必要とする。そのため、本実施例の温度測定には出
力電圧値が小さくて高性能な装置を必要とする熱電対や
白金抵抗体ではなくサーミスタを使用した。又、サーミ
スタは生体内部への挿入を考慮に入れて、絶縁チヱーブ
に挿入された微小サーミスタを使用し、自己発熱による
誤差を小さくするために、本実施例では特にサーミスタ
に流れる定電流値を５０μＡに設定した。

ところで従来の簡易形のサーミスタ温度計では、サーミ
スタ素子に直列に固定抵抗器を接続してリニアライズ回
路を構成し温度測定を行っていたため、精度としては±
０．５℃が限度であった。

これは、サーミスタの抵抗値Ｒ（Ω）より温度Ｔ（’Ｋ
）を算出する次の式より理解出来る。

１／Ｔ　−１／Ｔ、＝１／Ｂ　Ｍｎ（Ｒ／ＲＯ）ここで
、温度Ｔｏ（’Ｋ）における抵抗値がＲＯ（Ω）である
ことを基準とする。

又、Ｂは非常に狭い温度範囲（例えば±２℃）では定数
と見なし得るが、実際は温度の関数である。このため、
広い温度範囲（例えば０〜５０℃）では前述したように
リニアライズ回路では高精度の測定ができない。Ｂは温
度Ｔ０からＴ１（０Ｋ）の範囲で次の様に表わせる。

Ｂ＝Ｂａ＋　Ｃ（Ｘ−Ｘｏ）　　＋　　Ｅ４ｏ（Ｔ−Ｔ
＋）＋　Ｆ−Ｔ、（Ｔ−Ｔ、）（Ｔ＋Ｔ、＋Ｔ、）但し
、ｘ　＝　Ｉｔ　ｎ（Ｔ／Ｔｏ）　／　１／Ｔｏ−１７
ＴＢＯ，Ｃ，Ｘｏ、Ｅ、Ｆはそれぞれ定数であり、サー
ミスタの組成に関係する物性値である。

本実施例ではサーミスタからの抵抗値はＡＤ変換器１４
，１５．２１でデシマル値に変換され、光フアイバケー
ブル４．インターフェース２゜ケーブル５を経て演算処
理装置３に送られ、演算処理装置３で後述する演算プロ
グラムに従って温度が高速に且つ精度良く算出される。

入力袋［１ｂは、例えば０２のポーラログラフ電解電流
を測定してｏ２濃度を測定するための入力装置であって
、微小電流計１８と温度測定のための温度計１９とＡＤ
変換器２０．２１とマルチプレクサ２２および光送信回
路２３から構成されている。微小電流計１８は、−ｏ、
ｓｖ〜−０，７Ｖの定電圧源と、ｌ　Ｑ　−６〜ｌ　Ｑ
　−１１Ａの微小電流を電圧変換する回路とから構成し
た。第５図にポーラログラフ微小電流測定回路の一例を
示す。

ＡＤ変換器２０．２１は二重積分方式の４１７２桁ＡＤ
変換器（インターシル社製：　Ｉ　ＣＬ　７１３５ＣＰ
Ｉ）を用いた。マルチプレクサ２２及びデジタル回路は
、消費電流を減らすために、Ｃ０Ｍ５ロジツクＩＣを用
いた。ＡＤ変換器２０．２１は約４００ｍ５毎に同時に
スタートさせ、それぞれの出力値にヘッダの文字を付加
してシリアル変換を行う。

温度計１９は、市販オペレーショナルアンプを用いて、
高精度低電流源を作製した。この定電流源は７０μＡ以
下が好ましく、特に１０μＡ〜５０ｕＡとなるように設
定するのがよい。その定める電流を温度センサ（サーミ
スタ）に流したときの電圧を、ＡＤ変換器２１で測定し
た。装置の較正中は、これを意味する信号をスイッチ２
８から発生させ、マルチプレクサ２２からインクフェー
ス２へ通信されるよう工夫した。

インタフェース２は複数個（例５個）の人力チャンネル
を持つ光受信回路２４でそれぞれ入力装置１からの光信
号を電気信号に変換したのち、マルチプレクサ２５で選
択されたチャンネルの信号データをＩ１０インタフェー
ス２６を通して演算処理装置３に送信する。演算処理装
置３で信号データは濃度単位に変換されたのち、表示装
置６および記録装置７に出力される。

尚、表示装置６および記録装置７に出力するばかりでな
く、記憶装置に記憶して随時読み出せるようにしてもよ
い、又、入力装置１から受信した測定データは、直接演
算処理装置３に送られてもよいが、インタフェース２内
にＲＡＭ３２０を備え、ＲＯＭ３２１に格納されたプロ
グラムにより測定データを整“理して、一時格納するよ
うにすれば、演算処理装置３の負担が少なくてすむ。マ
ルチプレクサ２５は８ビツトＣＰＵを用いて受信データ
を文字および数値コードに変換し、チャンネル毎に記憶
し、Ｉ１０インタフェース２６からのデータ要求に対し
てデータの転送を行う。

Ｉ１０インタフェース２６にはＩ　ＥＥＥ−４８８バス
インタフエースを用いたが、汎用のＲ３−２３２Ｃ等を
用いることもできる。

演算処理装置３はＣＰＵ３３１と処理プログラムを格納
するＲＯＭ３３２と補助用ＲＡＭ３３３から構成され、
予め作成された較正曲線に従って演算によりイオン濃度
やガス分圧（濃度）の単位に変換する。また、センサ温
度を用いてセンサの温度変動補償を行うことができる。

演算処理装置３には、８ビツトＣＰＵや１６ビツトＣＰ
Ｕなどを持ったパーソナルコンピュータが利用できる。

インタフェース２はボード上に組立てることによって、
パーソナルコンピュータの拡張スロットに内蔵すること
ができる。表示装置６としてはパーソナルコンピュータ
用のモニタ装置が利用できる。

第６図には実施例の生体情報測定装置の概観図を示した
。第７図はＲＯＭ３３２に格納された演算処理装置３の
制御プログラムのフローチャート、第８図（ａ）、（ｂ
）はＲＯＭ３２１に格納されたインタフェース２の制御
プログラムのフローチャートである。

まずステップＳ７１でシステムが初期値化される。ステ
ップＳ７２でインタフェース２に測定データの送信を促
す割り込みをかけて、ステップＳ７３でインタフェース
２からの測定データの受信を待つ。

一方、インタフェース２では第８図（ａ）の手順で通常
は入力装置１からの測定データをスキャンしながら受信
している。ステップ５１０１で入力装置１からの測定デ
ータの受信を待ち、ステップ５１０２で人力装置１の接
続位置により異なる格納アドレスをセットし、ステップ
５１０３で入力装置１別にＲＡＭ３２０の記憶エリアに
記憶する。ステップ３１０１〜１０３を繰り返し、全入
力装置１を順にスキャンしながら測定データを記憶して
いる。尚、接続位置により異なる格納アドレスをセット
して、測定する生体情報の違いを区別したが、入力装置
１からの測定データに生体情報の種類を識別する識別コ
ードを含んでもよい。

こうすると、接続位置を考慮せずに生体情報の種類を識
別できるため、制御の自由度が高くなる。

演算処理装置３よりの測定データ送信を促す割り込みが
あった場合は、第８図（ｂ）に示す手順で処理される。

まず、ステップ５１０４で通常の手順のステップ５１０
３で記憶された測定データを読み出し、ステップ５１０
５で演算処理装置３に送信する。ステップ８１０６で全
測定データの送信を終了したか判断して、まだの場合は
ステップ５１０４に戻ってステップ８１０４〜１０６を
繰り返す。

演算処理装置３側では、前記ステップ ５１０４〜１０６で送信された測定データをステップＳ
７４で受信し、ＲＡＭ３３３に記憶する。

次に、ステップＳ７５、ステップＳ８４等で記憶された
測定データの種類によって異なる分析をする。尚、ここ
では代表的なイオンセンサとガスセンサについてのみ説
明する。他の生体情報についても同様の手順で処理を行
う。

イオンセンサの場合はステップＳ７５からステップＳ７
６に行って、イオン測定時の温度をイオンセンサと同じ
入力装置からの温度測定データから算出する。ステップ
Ｓ７７でｐＨの測定かどうかを判断し、ｐＨの測定の場
合はステップ５７８で測定データよりｐＨ値を算出し、
ステップＳ７９でステップ３７６で算出された温度に基
づいてｐＨ値の補正を行い、ステップＳ８０で補正後の
ｐＨ値を記憶する。ステップＳ７７でｐＨ測定でない場
合はステップＳ８１〜８３に行って、他イオンのイオン
濃度を算出、温度補償を行って記憶する。

ガスセンサの場合はステップＳ８４からステップＳ８５
に行って、ステップＳ８５でガスセンサの測定温度を同
じ入力装置の温度測定データより算出し、ステップ３８
６〜８８で気体温度を算出し、温度補償を行って記憶す
る。

ステップＳ８９では記憶されている種々の測定結果を表
示装置６や記憶装置７の出力形式に応じて配置し、ステ
ップ５９０で表示装置６や記憶装置７の出力装置に出力
する。ステップ５１００で測定の終了かを判断し、終了
でない場合は再びステップ８７１〜９０，１００を繰り
返し、次の時点での測定結果を出力する。尚、測定結果
の出力は一定のタイミングで行っても、所定の生体情報
が許容値を越えた場合に出力する等の多様な制御もでき
る。

次にステップＳ７６及びステップ３８５等の測定温度の
算出のフローチャートを第９図にポす。

ここで、ｍはカウンタ数、１は算出精度に関゛擁する計
算の繰り返し回数である。

まず、ステップＳ９１で初期値としてｍ＝ｏ。

■に所定数を設定、定数Ｔｏ　、ＴＩ、Ｂｏ。

Ｒ，、Ｘｏ、Ｃ，Ｅ、Ｆを設定する。次にステップＳ９
２では、ステップＳ７４で他の測定値と共にインターフ
ェース２より受信・記憶されたサーミスタ抵抗値Ｒを読
み出す。ステップＳ９３でＲを基に、 Ｔ＝　１　／　［（Ｊｌｎ（Ｒ／　Ｒｏ））　／　Ｂｏ
　＋　１　／Ｔｏ］からＴを算出し、ステップＳ９４で
ステップ３９３で算出されたＴを基に、 Ｘ＝　　（ＪＬ、（Ｔ／Ｔｏ））／　（ｔ／”ｒｏ　−
１／Ｔ）からＸを算出し、ステップＳ９５ではステップ
Ｓ９３で算出されたＴとステップＳ９４で算出されたＸ
とを基に、 Ｂ＝Ｂｏ　＋Ｃ（Ｘ−Ｘｏ）＋Ｅ−Ｔｏ（Ｔ−７１）＋
Ｆ−Ｔｏ（Ｔ−ＴＩ　）（ＴＩＴｏ　＋Ｔｔ）よりＢを
算出する。ステップＳ９６ではステップＳ９３で算出さ
れたＴとステップＳ９５で算出されたＢを基に新たなＴ
を算出する。ステップＳ９７でｍを１つカウントアツプ
して、ステップ３９８でｍがステップＳ９１で初期設定
した１以上であるかをチェックし、互より小さい場合は
ステップ３９４に戻って、ステップＳ９４〜９８を繰り
返す、１以上になった場合はステップＳ９９に行って、
現在のｍ、Ｔ、Ｂを記憶してリターンする。ここで、１
は一定回数であっても良いし、Ｔの値の１回の算出によ
る変化が所定値以下になるまでの回数に設定されても良
い。

（実験例１） サーミスタには、外直径１．００ｍｍ以下、ポリイミド
チューブに挿入した微小サーミスタで、Ｂｏ　”３２４
４−３４０１１　、　Ｒａ　＝７４００−７８００Ω。

Ｃ＝　３０．７、Ｅ　＝−０，０７６６、Ｆ　＝０．３
３８　ｘ　１０−’。

熱時定数５０ｍ５ｅｃ以下の特性のものを用いているの
が好ましく、ここでは外直径０．５５ｍｍ、　Ｂ　ｏ　
＝　３３５゜ＲＯ＝７７９３Ω、　Ｃ＝３０．７．　Ｅ
＝−〇、０７１ｉ６　、　　Ｆ＝０゜３３８　Ｘ　１０
’″４．熱時定数５０ｍ５ｅｃの特性のものを用いた。

又、定電流値を７０μＡ以下に設定してサーミスタの自
己発熱による誤差を小さくするように、　　したもの、
あるいは、サーミスタ素子の消費電力量を２０μＷ以下
とするような定電流源を用いるのが好ましく、ここでは
、サーミスタ素子に流れる定電流値が５０μＡとなるよ
うに第４図に示す回路を用いた。恒温槽にはクールニク
ス（ヤマト科学株式会社製）を用い、比較のため１７１
００℃精度の温度測定器（宝工業株式会社製：Ｄ６３２
）を用いて温度を測定した。

測定結果は表１のようになった。

一以下余白一 表１ 計算ループ回数の１回目ですでに１７１００　’Ｃ精度
が得られていることがわかった。また、比較のためにＤ
６３２で掛定した値とは０．００２℃の差でよく一致し
ており、高精度で迅速な温度測定が可能である（測定時
間は１００　ｍ５ｅｃ以下である）。

サーミスタ素子の消費電力量を２０μＷ以下とするよう
な定電流源を用いても同様の結果が得られた。

（実験例２） 第１図、第２図に示す装置を用いて、イオン濃度測定と
温度測定を同時に行って温度補償をしたイオン濃度測定
を行った。

人力装置１ａはイオン濃度測定の高入力抵抗電圧計１０
と実験例１と同様の温度測定回路１１゜１２から構成さ
れており、各々の出力はマルチプレクサ１６を通して、
時分割方式でインターフェース２との間で光ファイバ４
を通して光データ通信を行う。インターフェース２は演
算処理装置３にデータを入力するためのものであり、Ｇ
Ｐ−ＩＢゼインーフェースを用いた。演算処理装置３に
はバーツルナルコンピュータの日本電気株式会社製ＮＥ
Ｃ−ＰＣ−９８０１ＶＭ４を用いた。

イオン選択性電極ではイオン濃度［１ｏｎ］と起電力Ｅ
は一般にＮｅｒｎｓｔ式に従い、陽イオンの場合は、Ｅ
＝Ｅ０＋Ｒｒ／ｎ　ＦＭｎ［ｉ　ｏ　ｎ］［Ｉ　ｏｎｌ
　＝ｅｘｐ　（（ｎＦ／ＲＴ）（Ｅ−Ｅ’　））と表わ
せるので、温度Ｔと起電力Ｅが測定できれば、温度の変
化に影響されることなく、高精度のイオン濃度測定が可
能となるわけである。

具体的な例として、水素イオン濃度の連続測定を述べる
。

３種類の既知の温度およびｐＨの緩衝液中におけるｐＨ
センサの電位差Ｅを測定し、 較正式［：＝ａＴ　＋ｌ）Ｔ　’　Ｐ　Ｈ＋Ｃ＋”’　
（１）（ここで、Ｔ；絶対温度） の係数ａｌ＋　ｂｌ、　ｃ、を算出し、較正式を作成す
る。

次に、循環している標準血清（プレチレハムベーリンガ
ーマンハイム社製）中にｐＨセンサおよびサーミスタを
セットする。ｐＨセンサの電位差Ｅおよびサーミスタの
温度Ｔ（＝θ＋２７３．１５）を入力装置１ａ、マルチ
プレクサ１６．光ファイバ４．インターフェース２を通
じ演算処理装置３に取り込み、式（１）より循環液のｐ
Ｈ値を算出する。結果は第１０図に示すように、循環液
温θが変化してもｐＨ値を精度良く測定できることがわ
かった。図中＋印は市販のｐＨセンサ（ラジオメータ社
製ＡＢＬ３）を用いて測定した値である。

（実験例３） 第１図、第２図に示すシステムを用いて、二酸化炭素分
圧測定と温度測定を同時に行って温度補償を含めた二酸
化炭素分圧測定を行った。

入力装置１ａは、二酸化炭素分圧測定の高入力抵抗電圧
計１０と実験例１と同様の温度測定回路１１．１２から
構成されており、各々の出力はマルチプレクサ１６を通
して、時分割方式でインターフェース２との間で光ファ
イバ４を通して光データ通信を行う。インタフェース２
は演算処理装置３にデータを入力するためのものであり
、ＧＰ−ＩＢゼインフェースを用いた。演算処理装置３
には、日本電気株式会社製：パーソナルコンピュータＰ
Ｃ９８０１−ＶＭ４を用イタ。

本実験例で使用した二酸化炭素電極では、二酸化炭素分
圧［ＰＣＯ２］と起電力Ｅの関係は、以下のような一次
式で表される。

Ｅ（ＩｍＶ）＝８２＋ｂ２’　Ｔ＋ｓ　・ｌ　ｏｇ　［
ＰＣＯ２］ここで、ａ、、　ｂ２．　ｓ　：定数、Ｅ：
測定起電力、Ｔ：絶対温度である。

従って、次式 ％式％（２） となり、未知定数８２＋　ｂ２＋　Ｓを算出すれば、三
次方程式より二酸化炭素分圧の測定が可能となる。

ここで、３種類の既知の温度及び二酸化炭素分圧の溶液
中における二酸化炭素電極の電位差Ｅを測定し、温度Ｔ
　（’Ｃ）と電位差Ｅが測定できれば、温度の変化に影
習されることなく、較正式（２）より求められる。

以下に、二酸化炭素分圧の連続測定の具体的な例を述べ
る。

循環している溶液　（１０ｍＭ　ＮａＨＣＯ３”　１５
４ｍＭＮａＣ１）中に二酸化炭素電極及びサーミスタを
装着する。二酸化炭素電極の電位差Ｅ及びサーミスタの
温度Ｔを入力装置１ａ、マルチプレクサ１６゜光ファイ
バ４．インタフェース２を通じ、演算処理装置３に取り
込み、式（２）より循環液の二酸化炭素分圧を第１３図
に示すフローチャートに従って算出する。

ステップ５１３１で、予め計算された較正時のバランメ
ータａ２＋　ｂ２＋　　’が入力設定される。ステップ
５１３２で、入力装置１ａ、マルチプレクサ１６、光フ
ァイバ４．インタフェース２を通じ電位差とサーミスタ
からの抵抗値とを取り込み、ステップ５１３３で記憶す
る。

まずステップ５１３４では、第９図に示した温度算出の
フローにより温度Ｔを算出する。次に、ステップ５１３
５でこの温度Ｔと電位差Ｅとから式（２）によりｐｃｏ
２を算出し、ステップ５１３６でこの測定結果を表示す
る。ステップ５１３７は測定の継続か否かの分岐であり
、継続する場合はステップ５１３２に戻って、ステップ
５１３２〜１３７を繰り返す。

測定結果は、第１１図（ａ）〜（Ｃ）に示すように、循
環液温θが変化しても二酸化炭素分圧値を精度良く測定
できることがわかった。図中＋印は循環液をサンプリン
グし市販の二酸化炭素センサ（ラジオメーター社：　　
ＡＢＬ−３０）を用いて測定した値である。

（実験例４） 循環している溶液　（１０ｍＭ　Ｎａ）Ｉｃ（１３”　
１５４ｍＭＮａＣ１）の流量を５００〜２０００　ｍｌ
／ｍｉｎと変化させ実験例３と同様に連続測定を行った
一測定結果は第１２図（ａ）〜（Ｃ）に示すように、ロ
ーラーポンプのモータから生じる電気的ノイズや流量の
変化及びその時温度変化による影響は受けないことがわ
かった。また、データ通信方法として光ファイバを用い
ているので、入出力装置１ａとインタフェース２との間
で電気的外部ノイズの影響を受けるということも抑えら
れている。

（実験例５） 第１図、第２図に示すシステムを用いて、酸素分圧測定
と温度測定を同時に行って、温度補償を含めた酸素分圧
測定を行った。

入力装置１ｂは、酸素分圧測定の微小電流計１８と温度
測定回路１９から構成されており、各々の出力はマルチ
ブレｂす２２を通して、時分割方式でインターフェース
２との間で光ファイバ４を通して光データ通信を行う。

インタフェース２は演算処理装置３にデータを人力する
ためのものであり、ＧＰ−ＩＢゼインフェースを用いた
。

演算処理装置３には、日本電気株式会社製：バ−ソナル
コンピュータＰＣ９８０１−ＶＭ４を用いた。　酸素分
圧の算出のフローチャートを第１４図に示す。本実施例
で使用したＰＯ２センサでは、酸素分圧［ＰＯ２］と、
電流値■との関係は次式（３）で表される。

１　（Ａ）−ｅＸｐ（８７（Ｔ”２７３）　＋ｂ＋）　
・［ｐ０２］　（ｍｍｌ（ｇ）”　（Ｃ３Ｔ”ｄ３）・
・・（３） ここで、Ｔは測定時の温度（’Ｃ）とする。従って、予
め４種類の既知の温度及び酸素分圧の溶液中におけるＰ
Ｏ２センサの電流値Ｉを測定し、較正式（３）の未定係
数ａ３．　ｂ３．　Ｃ３＋　ｄ３を算出しておけば、温
度Ｔ　（ｔ）と電流値Ｉ　（Ａ）を測定することにより
、温度の変化に影響されることなく、高精度の酸素分圧
の測定が可能になる。

第１４図のステップ５１４１では予め求めて記憶させて
おいた各１）０２センサの係数”３．ｂ３＋Ｃ３＋　’
３を呼び出す。ステップ５１４２でサーミスタから算出
した測定時の温度Ｔ　（”Ｃ）を読み出す。さらにステ
ップ５１４３では、受信、記憶されたセンサの電流値１
　（Ａ）を読み出す。それらの値を、較正式（３）を変
形した式 ｐｏ（Ｉ−（ｃ３Ｔ＋ｄ３１／ｅｘｐ　（ａｓ／　（Ｔ
”２７３）　”ｂ３）に代入して、ステップ５１４４で
ＰＯ２値を算出して、ステップ５１４５で算出結果を記
憶あるいは表示する。

本実験例で用いたＰＯ２センサの較正式（３）における
係数は、各々次のような値である。

ａ３”−２４８，３，ｂ３＝−１８，９７ｃ３　＝−２
，２８ｘ　１０−” ｄ３　＝２．６５ｘ　１０−’ 人工肺１５１を含む第１５図に示す循環回路中のフロー
セル１５３に、ＰＯ２センサ及びサーミスタを装着し、
ＰＯ２センサの電流値Ｉ、ササ−スタの温度Ｔを人力装
置１ｂ、マルチプレクサ２２、光ファイバ４．インタフ
ェース２を通じて演算処理装置３に取り込み、式（３）
より循環液の酸素分圧を算出した。ここで、１５２は熱
交換器、１５４はリザーバ、１５５はロータリポンプで
ある。

測定結果を第１６図（ａ）、（ｂ）、（ｃ）に示す。第
１６図（ａ）はＰＯ２センサに流れたｏ２の還元電流値
、第１６図（ｂ）はサーミスタの温度、第１６図（Ｃ）
はその両者から算出したＰＯ２の値の変化を示している
。また、第１６図（Ｃ）中の実線は、その時人工肺１５
１に通じたＮ２，０２混合ガスの０２の容量分率と、水
蒸気圧とから計算したＰＯ２の理論値である。これらの
結果から温度、ＰＯ２が変化しても、本実施例のシステ
ムを用いることにより、精度良く酸素分圧センシングが
行えることがわかった。

以上述べた如く本実施例によれば、入力装置の電源が電
池で＃ｍ成され、小型化ができるため、手術やベッドサ
イドで場所をとらないし、出力に光フアイバケーブルを
用いているため、感電の心配がない。また、装置の測定
部と処理部とが分赳しており、入力装置が＠量であるの
で、取扱いが容易である。

また更に、イオン、ガス、酵素のセンシングには、高人
力抵抗差動増幅器を用いているため、外界のノイズの影
響を受けずに安定な測定ができる。

また更に、入力装置には複数の温度計を内蔵し、温度測
定およびセンサの温度補償ができるので、高精度の測定
ができる。

また、本実施例の温度設定及び温度補償においては、小
型（直径１ｍｍ以下）のサーミスタを用いているため、
熱容量が小さく温度変化に対して迅速に応答する。また
、イオンセンサ、ガスセンサあるいは酵素センサの内部
に格納して用いることが可能であるため、精度良く温度
補償ができる。

サーミスタには５０μＡ以下の電流しか流さない定電流
源を用いているため、サーミスタ自身による自己発熱が
無視でき、精度良い抵抗測定つまりは温度測定が可能で
ある。この抵抗値をコンピュータを用いて高速に繰り返
し演算処理することにより、連続的に変化する系におい
ても精度良く迅速に温度に変換することができる。そし
て、この温度を用いれば、イオンセンサあるいはガスセ
ンサを精度良く温度補償することが可能である。

尚、本実施例においては、非電気的伝送手段が光通信の
場合を説明したが、音等の主に電気的外乱の彫りを受け
ないものであればよい。又、測定対象はｐＨやガス濃度
に限らず、他の生体関連物質でもよく、この場合には酵
素センサや微生物センサ等のバイオセンサで測定すれば
よい。

［発明の効果］ 本発明により、生体液および生体関連溶液を用いた医用
循環回路内および流動溶液内の被検体の濃度等の生体情
報を測定するための生体情報測定装置を提供することが
できる。

又、生体液、生体関連溶液および測定装置の温度変動に
対応して、測定値の温度補償を行う生体情報測定装置を
提供することができる。

又、測定部と処理部とを主に電気的外乱の影響を受けな
い伝送手段を介して分離して、測定部での取り扱いの軽
便化と、処理部による遠隔からの集中管理とを容易にし
た生体情報測定装置を提供することができる。

更に、センナ出力（電流、起電力、抵抗など）を安定か
つ高精度に測定できる生体情報測定装置を提供すること
ができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は実施例の生体情報測定装置のブロック図、 第２図は実施例の生体情報測定装置の更に詳細なブロッ
ク図、 第３図はイオンセンサ層高人力抵抗差動増幅器の一例図
、 第４図は温度測定用回路の一例図、 第５図はポーラログラフ微小電流測定回路の一例図、 第６図は実施例の生体情報測定装置の概観図、第７図は
演算処理装置３の制御プログラムのフローチャート、 ｍ８図（ａ）、（ｂ）はインタフェース２の制御プログ
ラムのフローチャート、 第９図は測定温度の算出プログラムのフローチャート、 第１０図は実施例の生体情報測定装置による測定温度値
と温度補償されｋｐＨ値の測定結果を示す図、 第１１図（ａ）〜（ｃ）は実施例の生体情報測定装置に
よる測定温度値と電位と温度補償されたｐｃｏ２分圧値
との測定結果を示す図、第１２図（ａ）〜（ｃ）は循環
液流量を変えた場合の本実施例の生体情報装置による測
定温度と電位と温度補償されたｐｃｏ□分圧値との測定
結果を示す図、 第１３図は二酸化炭素分圧の算出プログラムのフローチ
ャート、 第１４図は酸素分圧の算出プログラムのフローチャート
、 第１５図は実験例で用いた循環回路の模式図、第１６図
（ａ）〜（Ｃ）は実験例５の測定結果を示す図である。 図中、１．ｌａ、ｌｂ・・・入力装置、２・・・インタ
フェース、３・・・演算処理装置、４・・・光フアイバ
ケーブル、５・・・ケーブル、６・・・表示装置、７・
・・記録装置である。

Claims (7)

【特許請求の範囲】
1. （１）生体情報を連続して測定する測定手段と、該測定
   手段により出力される生体情報信号を非電気的に伝送す
   る伝送手段と、該伝送手段により伝送された前記生体情
   報信号を電気信号に変換する変換手段と、該変換手段に
   より電気信号に変換された前記生体情報信号を該生体情
   報の種類に応じて分析する分析手段と、該分析手段の分
   析結果を前記生体情報の種類に対応させて外部に出力す
   る出力手段とを備えることを特徴とする生体情報測定装
   置。
2. （２）伝送手段は、１本又は複数の光フアイバケーブル
   を有する光通信手段であることを特徴とする特許請求の
   範囲第１項記載の生体情報測定装置。
3. （３）出力手段は、表示手段又は記憶手段に出力するこ
   とを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の生体情報測
   定装置。
4. （４）測定手段は、内部電源を備えることを特徴とする
   特許請求の範囲第１項記載の生体情報測定装置。
5. （５）測定手段は、起電力測定手段として入力抵抗が小
   さくとも１０＾１＾１Ωの差動増幅器を備えることを特
   徴とする特許請求の範囲第１項記載の生体情報測定装置
   。
6. （６）測定手段は、生体情報測定部の温度補償のために
   該生体情報測定部の温度を測定する温度測定手段を備え
   ることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の生体情
   報測定装置。
7. （７）測定手段は、測定される生体情報の温度補償のた
   めに被測定生体の温度を測定する温度測定手段を備える
   ことを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の生体情報
   測定装置。