JPS6340532A

JPS6340532A - 血液成分の監視装置

Info

Publication number: JPS6340532A
Application number: JP62078487A
Authority: JP
Inventors: 通宏中村; 誠矢野
Original assignee: Kuraray Co Ltd
Current assignee: Kuraray Co Ltd
Priority date: 1986-04-05
Filing date: 1987-03-30
Publication date: 1988-02-20
Also published as: DE3780061D1; EP0242644A3; EP0242644B1; EP0242644A2; US4736748A; DE3780061T2; JPH0554979B2

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〕本発明は血族中の化学成分の濃度もしくは分圧を測定な
いしは間欠的に監視する装置に１）ｌするものである。

更に詳しく言えば、血管内′ｆ１ｉｉｆ／釧に連結され
たフローセル内に間欠的に血液を吸引し、フローセル内
に設置された温度センサと化学成分センサを用いて、血
液中の特定の化学成分の濃度もしくは分圧を、血液を廃
棄することなく測定ないしは監視する装置ｕに関するも
のである。

〔従来の技術〕

血液中の酸素や炭酸ガス等のガス成分、水素、ナトリウ
ム、カリウム、力μシウム、１回素等のイオン、あるい
はグルコース、尿素、尿酸、タレアチニンのような化合
物等で代表される血液中の重要な化学成分を連続的ない
しは間欠的に測定することは、患者の病態の監視、手術
時の麻酔管理。

あるいは治療効果の観察等の目的に欠かせない重要な医
療技術となしつつある。血液中の化学成分を連続測定す
る方法としては、大別して、（ｉ）　　化学成分センサ
自身を血管内に留１ｄする１ｎｖｌｖｏ　　方式と、（１１）化学成分センサを体外に設置して、そこまで血
液を導（ｅｘ　ｖｉｖｏ方式とがある。

このうちｉｎ　ｖｉｖｏ方式は、特定部位における化学
成分濃度を測定するのには有用であるが、血管内に留置
されることから、サイズに制約があるので、マルチ化が
困難であること、常時血液に触れ（Ｑｌているので、タンパク吸賭によってドリフトが起りやす
いにもかかわらず、体内に留置した俵では校正しにくい
こと１等の理由で、まだ臨床分野で広範囲に用いられる
に１・よ至っていない。それに対して、　ａｘ　ｖｔｖ
ｏ方式ではセンサは体外に設置１ｆｆｉされるので、サ
イズ上の制約がゆるやかでマルチ化がより安易であるこ
と、自動校正およびセンサの周期的洗浄が可能であるの
でより長時間の安定測定が可能であること、等の理由に
より、今後大いなる発躾が期待されている。

このａＸ　ｖｉｖｏ方式血液成分監視装置は、さらに血
液廃棄方式と血液返送方式に分けられる。血液廃棄方式
とは、測定後の血液を廃棄する方式で、センサや校正液
が滅菌されていなくてもよいという長所と、貴重な血液
を廃棄してしまうという短所を七゛する。血液返送方式
とは、測定後の血液を血管に戻す方式で、センサが滅菌
されていること。

校正液も血液といっしょに血液に送入されるので生体に
とって無害であること、等が必要とされるが、患者の貰
重な血液を捨てないですむことに最大のメリットがある
。

血液廃棄方式の面中化学成分監視装置ｎの例としては、
１９７１年にＪ、Ｓ、ＣＩａｒｋ　＃にょって発表され
たｐＨ，ｐｃｏ２．　ｐｏ、　モニ、Ｊ　−（Ｊ、Ｓ、
Ｃ１ａｒｋ　ｅｔａｌ、　；Ｃｏｍｐｕｔｅｒｓ　ａｎ
ｄ　Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ　Ｒｅ５ｅａｒｃｈ　４　。

２６２（１９７１）’）や、１９８６年にＡ　、　Ｓ　
Ｉｂｂａｌｄ　等によって発表されたカリウム、ナトリ
ウム、カルシウム、および水素イオンモニタ（Ａ　、　
Ｓ　１ｂｂａｌｄａｔ　ａｌ、　ＨＭｅ旧ｃａｌ　ａｎ
ｄ　Ｂ　ｉｏｌｏｇｉｃａｌ　Ｅｎｇｌｎｅｅｒｌｎｇ
＆　Ｃｏｒｎｐｕｔｌｎｇ　２３　、８２９（１９８５
））等があげられる。これらのモニタにおいては、化学
成分を１１＋＋＋定するマルチセンサは、血管内に留置
したカテーテルとチューブ（導管）で連結された体外の
恒妃セル内に設置されており、血液はチューブを通って
恒温セル内に誘導され、υＩｉｌ定稜廃定言廃棄。この
方式の監視装置の最大の欠点は、勿論、血液を廃棄する
ことである。輸血しながら手術を行なっている患者は別
として、通常の重症患者から単なる血液成分の監視のた
めに１日に数十ｍｔ以」二の血液を廃棄することは、一
般的には杵容され鑓いと言える。

白液返送方式のａｘ　ｖｉｖｏ血液成分監視装置１ｔの
例としてＵ　Ｓ本発明者らにより１９７８年に出願され
た、いわゆる輸液方式血液成分監視装置ｆｆ　（特開昭
５５−７６６３９号）があげられる。該装置は、セン勺
校正用の輸液をセンサに送り込む輸液ライン用として血
管内に留置されているカテーテルの中に、血液成分セン
サを装着し、輸液中の任童の時間に血液を該センサ部ま
で吸引して、その化学成分の測定を行なっだ後、血液を
輸液と共に血管内に戻す方式のものである。その後、こ
の輸液方式血液成分監視装置ｔｊについては、種々の改
良がなされ、」、在に至っている（特開昭５９−１５５
２４０号、同６０−１１８８８２号）。

〔発明が解決しようとする間ν、０点〕本発明者らは、
」二記輸液方式血液成分監視装置の実用化を目指して動
物実験を重ねるうちに、次のような問題点に１ｕ而した
。

ｉｌｌ　　ｌ記輸液方式血液監視装置のように、　ｌ）
’Ｉ欠的に血液を吸引して測定を行なう方式においても
、センサが常時＋ｒｎ液に触れるｉｎ　ｖｌｖｏ方：Ｉ
−（：よりｒＪ：　１ｌｉｌ’を度トハいえ、や）−ｊ
：り化学ｆｌｙｌ十分サへのタンパク・血ｐｍフイプリ
ノゲン等の吸着が起す、センサの応答鈍化が生じる。

（２）　　血液を吸引し、再び血管に戻すという１Ｎの
ポンピングサイクルの間に検出部の温度が伶化するだめ
に、化学成分センサのり、Ａ度補償を行なう必要がある
。

（３）　　化学成分センサの固有バフメータを、あらが
じめ血液のモデルとなる血漿モデｌ’Ｉｎ準溶液を用い
て求めておくわけであるが、モデル溶Ｃ夜と実際の血液
とでは、例え化学成分濃度が同じであっても、同一ボン
ビングサイクＡ／に対するセンサの出力曲線が異なる場
合が多く、これが実際の測定値のｕ差となる。

上記問題点ｆｌｌ　Ｉｌよ、センサの交換頻度を高める
ことにより解決することもでき１問題点（３）は、たと
えげｐｃｏ、の測定センサについては、モデル溶液と実
際の血液との間で差が小さいので、重要で１なくなる。

本件第１の発明は、上としてＬ　ｒａ＋何１旧′」′１
点（２）を解決するためｆ々されたもので、化学成分セ
ンサの塩度４ｒｎ償を適切に行なって、正確に血液成分
を測′、ｊ！することを目的としている。

また本件を存２の）＋１明はに記聞ム゛１点（１）を１
ワイ決するためになされたもので、化学成分センサを’
：’５Ｅ液で十分洗浄することにより、化学センサの応
答ｆＩｉ化を防止することを目的としている。

ｃ問題点を解決するだめの手段〕上記１」的を？１成するために、本発明者らは鋭意研究
の結果、本発明に到達した。

まず、本件第１の発明の構成を第１１ｍ　ａを用いて説
明する。血管１に差し込まれて’ｆｉｌ　ｔｉｆｆされ
るカテーデＡ／２に直結可能なフローセ／Ｌ／８、輸液
Ｍめ４、該両者８．４を連結する導管５、および導管５
の途中に設置７された輸液ポンプ６にょシ輸液装置１１
７がｈｉ２　Ｆ＆されている。ｈ−１だ、上記フローセ
ル８内に装着された温度センサ９と１種類以上の化学成
分センサｌＯとにょシ検出部１１が構成されている。さ
らに上記輸液ポンプ６の運転を制御する輸液ポンプ駆動
回路１２、上記温度センサ９と化学成分センサ１０を作
動させるセンサ作動回路１８、上記輸液ポンプ駆動回路
１２と上記センサ作動回路１８とを同時に制御Ｌ　％セ
ンサ出力を読み取り、それを測定値に換算する処理装置
ｉｉ／１４．および該測定値を表示する外部の表示管の
ような出力袋ｆｆ１１５を備えている。

また、上記処理ｖｉ置１４は、ポンプ制御手段１７、代
表温度設定手段１９、温度補償手段２０および校正手段
２１を備えており、上記ポンプ制御手段１７により、上記フローセ／Ｌ／８
から血管ｌ内に輸液を挿入する方向を正方向、血液を血
管１内から上記フローセル８内に吸引する方向を逆方向
と定義したとき、上記輸液ポンプ駆動回路１２を制御し
て、上記輸液ポンプ６を、定められた運転プログラムに
従って、正・逆交互に運転させ、上記代表温度設定手段１９により、上記定められた運転
プログラムに従って輸液ｄ！ンプ６を運転させたときに
、１回のボンピングサイクル中のある特定の時間におけ
る、上記温；１センサ９によって感知された検出部の温
度を代表温度として設定し、さらに、上記温度補償手段２０により、上記定められた
運転プログラムに従って輸液ポンプ６を運転させたとき
に、１ｌｆｆｌのボンピングサイクル中に読み取られた
化学成分センサｌＯの出力と温度センサ９の出力とに、
基づき、上記化学成分センサ１０の出力を所定の温度補
償式に従って、上記設定された代表温度における出力に
換算し、上記校正手段２１により、この換算された出力
の振幅に基づく特性値を、所定の校正式に基づいて校正
して化学成分濃度を算出し、この算出された濃度を、−
ｈ層側定値として出力装置１５へ入力させる。

つぎに、本件筒２の発明シト１上記第１の発明のうち、
温度補償に関する部分を構成散水としない一方で、流通
調整手段１８をｔｊｌ成要素として加えたものである。

すなわち、本件′ｄｃ２の発明は、第１ｂｌΔに示すよ
うに１フローセル８、導管５および輸液ｌンプ６から成
る輸液袋Ｍ７と、１種類以上の化学成分センサ１０を有
する検出部１１と、輸液ポンプ駆動回路１２と、センサ
作動回路１８と、処理装置ｉ！７１４とを備えており、
この処理装置１４は、ｌンプ制御手段１７と、流量調整
手段１８と校正手段２１とを備えている。この流量調整
手段１８は、輸液ポンプの正転時間内および逆転時間内
に移動する輸液の容積をそれぞれ正流容積および逆流容
積と定義したとき、４．０≦正流容積／逆流容積≦８０
となるように流量を制御する。

〔作用〕

本件筒１および第２の発明によれば、上記ポンプ制御手
段１７により、輸液ボンデ６を、定められた運転プロゲ
ラ五に従って、正・逆交互に運転させるから、フローセ
ル８内に輸液と血液が交互に導入される。これにより、
化学成分センサ１゜は、輸液と血液の化学成分を交互に
検出するので、輸液による化学センサの校正を行ないな
がら、血液の化学成分の測定が可能になる。

ところで、化学成分センサ１０が設置されたフローセル
内の温度は、周囲の温度によっても変化するし、１回の
ボンピングサイクル中にも、互いに異なる温度の輸液と
血液の混入率が変動することから、１回のボンピングサ
イクル中にも、フローセルの温度は変化する。したがっ
て、化学センサ１０からの生の信号そのままでは、血液
の化学成分濃度は測定できない。そこで、本件筒１の発
明は、上記代表温度設定手段１９によυ、１回のボンピ
ングサイクル中の代表温度を設定し、さらに、上記温度
補償手段２０によシ、１回のボンピングサイクル中の化
学成分センサ１０の出力と温度センサ９の出力とを読み
取り、上記化学成分センサ１０の出力から、所定の温度
補償式に基づいて温度補償を行ない、さらに１温度補償
された出力から、上記校正手段２１により、所定の校正
式に基づいて化学成分濃度を算出している。したがって
、温度補償がなされた正確な血液の化学成分濃度が得ら
れる。

また、本件筒２の発明によれば、輸液をフローセル８か
ら血管ｌへと送り込む正流容積の方が、血液を血管ｌか
らフローセ）Ｖ　３内へ吸引する逆流容積よりも十分に
大きいから、血液によって汚された化学センサ１０が、
輸液によって十分洗浄される。なお、本件第２の発明で
は、通常フローセルを恒温槽内に収容して一定温度に保
持すること恒温槽を使用せずに高い測定精度を得るため
に、化学センサ１０の出力を温度補償する必要がある場
合には、本件ｆＡｌの発明と同様な温度補償の手法また
は、適宜の時間間隔をおいて採血し、その化学成分を血
液成分測定装置により測定して上記出力を補償する手法
をとることができる。

〔実施例〕

以下、本件第１および第２の発明を共に含んだ実施例を
説明する。

第２図は本発明の第１実施例を示す概略構成図で、同図
において、先に説明した部分については、その詳しい説
明を省略する。

処理装置汐１４は、ポンプ制御手段１７、代表温度設定
手段１９、温度補償手段２０および校正手段２１のほか
に、流量調整手段１８と補正手段２２とを備えている。

この実施例の血液成分監視装置は、次の（Ａ）〜（Ｅ）
のような機能を有している。

（Ａ）上記フローセル８から血管１内に輸液を導入する
方向を正方向、血液を血管１内から上記フローセル８内
に吸引する方向を逆方向と定義したとき、上記ポンプ制
御手段１７により、上記輸液ポンプ６を、定められた流
速一時間プログラムに従って、正逆交互に運転する。

（Ｂ）輸液ポンプ６の正転および逆転時間内に移動する
輸液の容積を、それぞれ正流容積および逆流容積と定義
したとき、上記流量調整手段１８によｌ’ｌ、４．０≦
正流容積／逆流容積≦３０となるように制御する。

（Ｃ）測定対象血管１内に、辷し込壕れたカテーテル２
にフローセル８を連結し、上記の定められた流速一時間
プログラムに従って輸液ポンプを運転させたときに、上
記代表温度設定手段１９により、１回のボンピングサイ
クル中のある特定の時間における、温度センサ９によっ
て１１＆知された検出部１１の温度を代表温度として設
定する。

（Ｄ）測定対象血管１内に差し込まれたカテーテ／Ｌ’
２にフロー七ル３を連結し、上記の定められた流速一時
間プログラムに従って輸液ポンプを運転させたときに、
上記温度補償手段２０によ９１回のポンピングサイクル
中の化学成分センサ１０の出力と温度センサ９の出力を
並行的に読み取シ、上記化学成分センサ１０の出力を、
所定の温度補償式に基づいて（Ｃ）において設定された
代表温度における出力に換算し、さらに、１ボンピング
サイクル中の換算出力曲線の振幅もしくは振幅に準する
値、つまり振幅に基づく特性値を、所定の校正式に基づ
いて校正して、化学成分濃度を算出する。

（Ｅ）本発明の装置とは異なる構成の他の装＋Ｎ　（以
下、独立した装置という）によシ測定された同一測定対
象血液中の化学成分の測定値と本発明の装置による化学
成分濃度の測定値とが等しくなるるよう、上記（Ｄ）で
得た化学成分濃度を、上記補正手段２２により補正する
。

このうち（Ａ）ｒｄ輸液方式（ｎＬ液成分監視装置の基
本的な（良能であるが、（Ｂ）から（Ｅ）までの機能は
、前に述べだｌ）から（３）までの問題点を解決する手
段として導入された機能である。すなわち、（１）に述
べた化学成分センサへの血中成分の吸着による応答鈍化
を防止するだめの手段が（Ｂ）の機能であシ、（２）に
述べた温度補償を行うための手段が（Ｃ）と（Ｄ）の機
能であり、（３）に述べたモデル溶液と血液の間のセン
サ出力のずれを解消するだめの手段が（Ｅ）の機能であ
る。

以下、それぞれの機能について、輸液方式血液−ｐＨ，
ＰＣＯ２，ＰＯ，監視装置を例として詳しく説明する。

第８図は、第１図の化学センサ１０およびそれを収納す
るフローセ／Ｌ／８を例示する。第３Ｍにおいて、ＩＯ
Ａ、ＩＯＢおよびＩＯＣはそれぞれ、Ｉ　５ＦＥＴ　（
イオン感応性電界効果トランジスタ）をペーストスるｐ
Ｈセンサ、■５ＦＥＴをベースとすｒ９９）るｐｃｏ、センサ、およびクラーク型ＰＯ２センサでア
ル。つ’！’Ｄ、化学センサ１０は８つのセンサ１０Ａ
、ＩＯＢ、ＩＯＣを備えたマルチセンサである。上記ｐ
ＨセンサＩＯＡには温度センサ９も内蔵されていて、検
出部１１の温度を測定することができる。２４はセンサ
のリード線部を埋め込んだ樹脂成型部、２５は各センサ
ＩＯＡ〜１０Ｃの入出力用ピン、２６は絶縁樹脂、２７
はコネクタ本体、２８はコネクタ本体２７をフローセル
８にねじ込むねじ部である。これら１０．２４〜２８が
マルチセンサ一体化コネクタ８０を形成している。この
マルチセンサ一体化コネクタ８０は０リング８１を介し
てフローセ／Ｌ／８に密着している。

ｈテーテ／Ｖフローセル８には、会を舟齋呑幹２に挿入されるオステ
ーバ部８２と、導管５を接続するためのメステーバ部８
Ｂを有し、オステーバ部８２にはフカチーチルロー七／Ｌ／８と賛弁弁２を結合固定するだめのルアロ
ック８４が付いている。

つぎに、輸液方式血液ｐ　Ｈｓ　Ｐ　ＣＯｓ　ｔ　Ｐ　
Ｏｘ監視装置の買気回路のブロック図を第４図に示す。

第４図において、４１はｐ　Ｉ−Ｉセンサ用のｌ５ＦＥ
Ｔ、４２はｐＩ（センサ用の比較電極、４８はｐＨ−ｌ
５ＦＥＴ４１と一体化された温度センサ用ダイオードで
ある。４４はＰＣＯ２センサ用のｐＨ−ｌ５ＦＥＴ。

４４はＰＣＯ２センサ用ｐＨ−ｌ５ＦＥＴ４４に対する
比較電極、４６はｐｃｏ、センサ用のガス透過膜でアル
。４７ｉＪ：Ｐｏｔセンサ用のアノード、４８は同じく
カソード、４９はＰＯ２センサ用のガス透過膜である。

５０と５１はそれぞれｐＨセンサ用およびＰＣＯ！セン
サ用ｐＨ−ｌ５ＦＥＴ４１．４４を作動させるだめの定
電流回路で、各ｐＨ−ｌ５ＦＥＴ４１．４４に一定のド
レイン電流を流す機能を有する。まだ、５２−１．５２
−２はこれら２つのｐＨ−ｌ５ＦＥＴ４１．４４にドレ
イン電圧を供給するだめの直流定電圧源である。５２は
定電流回路で、各ｐＨ−ＩＳＩＴ４１．４４が事故によ
シ短絡した鳩舎に、各ｌ５ＦＥＴ４１．４４に所定以上
の過電流を流さないような機能を兼有する。５８はＰ０
２センサのアノード、カソード間に一定の電圧を供給す
るための直流定電圧源である。５４と５５はそれぞれｐ
Ｈセンサ用ｐＨ−ｌ５ＦＥＴ４１のソース電位とダイオ
ード電位を読み取るだめの増幅器である。５６はｐｃｏ
、センサ用ｐＨ−ｌ５ＦＥＴ４４のソース電位読み取シ
用の増幅器である。５７はＰＯＩＩセンサの還元電流を
読み取るだめの電流電圧変換器である。

５８はマルチプレクサで、増幅器５４　、５５　。

５６、電流電圧変換器５７から送られる各センサの出力
を選択して、アイツレ−Ｖヨン増幅器５９に送る。６０
はアナログ／デジタル変換器、１４はたとえばマイクロ
コンピュータで構成される中央演算処理装置である。マ
ルチプレクサ５８はフォトカプラ６２を通して中央演算
処理装置１４からの信号によって操作される。６８は直
流安定化電源、６４は磁気結合を利用したＤＣ／ＤＣ変
換器である。上記アイソレーション増幅器５９、フォト
カブフロ２およびＤ　Ｃ／Ｄ　Ｃ変換器６４によシ、セ
ンサ作動回路１８内で、電源６Ｂおよび中央演算処理装
置１４側と、生体に接続される検出部１１との間の電気
的なアイソレーションを図っている。１２は輸液ポンプ
６の運転を制御するだめの駆動回路で、中央演算処理装
置１４からの信号によって操作される。１５は出力装置
で、測定結果を数値やグラフで表示する表示装置からな
る。

このように、この装置は、輸液ポンプ６やこの第４図に
は示していないが輸液溜め、導管、フローセＶ尋から成
る輸液装置、検出部１１、輸液ポンプ制御回路１２、セ
ンサ作動回路１８、中央演算処理装置１４、および出力
装置１５の６個の部分から成るシステムである。また、
本装置は医療用装置であるので、センサ作動回路１８は
、前述のようにアイソレーションパートとなっており、
検出部１１から測定対象生体へのもれ電流を極めて低く
するように設計されている。

次に本装置の運転条件について説明する。

ｉｆ、ｐＨセンサおよびＰＣＯ２センサ用ｐＨ−ｌ５Ｆ
ＥＴ４１．４４の作動条件について説明する。

両ｐＨ−ｌ５ＦＥＴ４１．４４のチャンネル特性値βと
しては、２００〜８００μＡ／Ｖ”のものを使用した。

ドレイン重圧ｔ１８〜５ｖである。゛また、ドレイン電
流としては５〜１０μＡと低い領域を選んだ。とれは特
開昭６０−４８５１号およびオ、シ開昭６０−２２５０
５６号に開示されているごとく、低いドレイン電流下で
ｌｅｔ、ｐＨ−ｌ５ＦＥＴのソース電位の温度依存性が
直線的となるために、温度補償が容易となるためである
。比較！［４２，４５に対するｐ　Ｈ−Ｔ　Ｓ　Ｆ　Ｅ
Ｔ　４１　＋　４４のソース電位はｐＩ（センサＩＯＡ
％ｐｃｏ、センサＩＯＢともに、−〇、５ないし＋２．
Ｏｖである。

ｐｏ、センサ１０Ｃは、アノード（陽極）Ｐｇ！地とし
、カソード４８側に電流計５７を取り付けた。アノード
、カソード間の直流電圧としては０．６ｖを採用した。

上記ＰＯｌセンサ１０Ｃの還元電流は、通常０から５０
０μＡの範囲であった。

本発明の装置において、輸液は各センサを校正するため
の標準溶液としての機能を有し、且つ患者に長時間輸液
しても害のないものでなければならない。いくつかの輸
液とその輸液を用いて校正できるセンサを例示すると、
次のようになる。

生■！１（食塩水：　ＰＣＯ２，ＰＯ２，Ｎａ　　、Ｃ
１−センサリンゲル液：　ＰＣＯ２、ＰＯ□、Ｎａ″−
；Ｋ”、Ｃａ”。

Ｃ／−−センサ乳酸リンゲル液：　ＰＣＯ□、ＰＯ２，Ｎａ　　、Ｋ　
　。

Ｃａ！＋１ｐＨＩＣｔＬ乳酸イオンセンサブドウ糖−乳酸りンゲル液：　ＰＣＯｘ　、　ＰＯ２。

Ｎａ”、Ｃａ２　　、ｐＨ，Ｃｚ　　、乳酸イオン、グ
ルコースセンサソルビット−乳酸リンゲル液、ｐｃｏ、、ｐｏ、。

Ｎａ＋、に＋、Ｃａ″＋、ｐＨ，Ｃ４，乳酸イオンセン
ザ例として説明してきたｐＩｒ、ＰＣＯ□、ＰＯ８監視装
置用の輸液としては、乳酸りンゲｐ液、ブドウ糖−乳酸
リンゲル液、ソルビット−乳酸リンゲｌ液等を用いるこ
とができるが、本装置の９．５験においては、主として
乳酸リンゲル液を用いた。

次に本装置の１回のポンピングサイクル中における運転
プログラムを第５図に示した。輸液ポンプの回転が正方
向Ｆから逆転方向Ｒに変った時刻を時間ゼロとすると、
時間ゼロからｔ　の間、ポンプは逆方向ＲＫ回転し、時
間ｔ　からｔ　の間ＲＴけ正方向Ｆに回転する。したがって１．＝１．−１Ｒと
すると、ポンプの正転時間はｔ　、逆転時間はｔ、１サ
イク／Ｌ／に要する時間がｔｌということになる。一方
、ポンプの流速は時間ゼロからｔＲまでｖｌ、ｔ　から
１　　＋１．までＣ２に、１　Ｒ＋１．からＲＲ１までマ１に設定されている。

各センサの出力の読み取りのタイムヌケジュールとして
はいくつか可６１」であるが、本装置においては１時間
ｔ　からｔ　までの時間１．をｎ等分ＲＴしく各分割時間を１で代表する）、ｔＲから始めて時間
ｔ／ｎ毎に第４図の４つのセンサ９＃１０Ａ、ＩＯＢ、
ＩＯＣの出力を読み取った。第４［Ｃ１のｌンプ逆転の
時間帯０−１　　は、読み取ったセンサ出力から各化学
成分の濃度や分圧を演算するために用いた。

第６図には、ｌポンピングサイクル中の温度の動キ、お
よびｐｉ（、ＰＣＯ，、ｐｏ、センサについて温度？＋
ｆｉ正後ｏ　出力曲線ＶＳ（１）、　ＶＣ（１）、　Ｖ
Ｒ（１）　ヲ例示しＣ２９）ているが、これらについては後で説明する。

さて、次に従来の輸液方式血液成分監視装置における問
題点を解決するだめの手段として本発明の装置Ｆ！１に
取り入れられた前述（Ｂ）〜（Ｅ）の機能につき該ｐＨ
，ＰＣＯ，，ＰＯ，監視装置を例にとってよシ詳しく説
明する。

（Ｂ）の機能；この機能は、第２１ｄの流！調整手段１
８が発揮する。

まず、センサ表面への血液成分の吸情によるセンサの応
答鈍化に対する対策について説明する。

本発明の装置のように間欠的にセンサと血液を接触させ
る方式においても、センサ表面にタンパク、血球成分、
フイブリノゲン等の血中成分が吸着し、センサの応答が
鈍化することが動物実験の結果明らかとなった。特に、
窒化ケイ素のようなセラミックをゲート膜とするｐＨ−
ｌ５ＦＥＴを直接血液に接触させると、急激に応答が鈍
化する。このような現象を防止するために、本装置の輸
液である乳酸リンゲル液の中に、血栓抑制剤であるヘパ
リンを加えておくことが極めて効果的であることが判明
した。

乳酸リンゲル液中にヘパリンを加えずに犬の動脈血につ
いて本装置を用いたところ、数回のポンピングサイクル
で、明らかに血栓がセンサの表面に形成されるのが観察
され、ｐＨ，ＰＣＯ，、ＰＯ□全センサの応答鈍化が起
った。しかし、乳酸リンゲル液１ｔに対して１．０００
〜２０．０００単位のヘパリンを加えておくと、血栓の
生成は抑制され、各センサの急激な応答鈍化は抑えられ
たが、それでも何回か測定をくシ返すうちに、応答鈍化
が認められた。そこで、この応答鈍化を防止する方法に
ついて種々検討した結果、ポンプの正流容積の逆流容積
に対する比率を高めて、センサに長時間輸液を触れさせ
、血液に触れる時間を短くすることが応答鈍化の抑制に
効果的であることが見出された。この点に関する礒論を
始める前に、まず本装置の輸液ポンプの運転プログラム
がどのような制約に基いて決められるかを説明しておく
。

輸液ポンプの運転条件として臨床医学的見地から重要な
ものは、正味の輸液速度ｑ　（ｍ４／ｍｉ　ｎ　）と、
１回のサイクルの長さｔ　　（ｍｉｎ）である。正味の
輸液速度とは、単位時間内に患者の体内に注入される正
味の輸液容積であり、これは患者の体重、腎臓や肝臓の
機能（処理能力）等とも関連するが、通常５００ｍｔ／
２４　ｈｒ（０，８４７ｍｔ／ｒｎｉｎ）以下、好まし
くは２００ｍｔ／２４ｈｒ（０，１８９ｍｔ／ｍ１ｎ）
以下が、腎臓等の処理能力を越えないので望ましい。一
方、１サイクルの長さは血液成分の変化の速さを十分追
従できる程度でなければならないが、それは、通常は８
０分以下、好ましくは１０分以下である。

第５図に示したようなポンプの運転プログラムのもとで
は、ポンプの逆流容積Ｑ　はＱ、＝Ｖ１　ｅ　ｔ　Ｒｆｉ）正流容積Ｑ　はＱ　＝Ｖｌｌ　＠　ｔＢ　＋ｖ３　＊　ｔＢ　　　　　
　　ｆ２１で表わされる。正味の輸液速度はｑ−（Ｑ、−ＱＲ）／ｌＴ　　　　　　　（３１で表わ
される。正流容積と逆流容積の比をｆとするとｆ＝Ｑ　　／Ｑ　　　　　　　　　　　　　　　１４）
Ｒであるから、（３）と（４）よシｑ−ｔＴ＝（ｆ−１）・ＱＲ（５）となる。ここで、逆流容積ＱＲは血液を第２図の血管１
内から留置針２を経てフローセＡ／ａ内に逆流させる容
積であるが、センサと血液とが十分接触するためには、
逆流容積ＱＲは少なくとも留置針２とフローセＡ／８の
死容積の和程度なければならない。

さて、上記ｐＨ，ＰＣＯ，、ＰＯ２監視装置の運転プロ
グラムを、以上のような制約条件のもとに、次のように
設定した。

ｔ　　ｗｏ、６７ｍ１ｎｔ　ｗ９．８８ｍ１ｎｔ　　＝１０．００ｍ１ｎｔＢ　＝４．８８ｍ　ｉ　ｎｔｌｚ５．００ｍ１ｎＶｌ　＝０．４２ｍｔ／ｍ　ｉ　ｎこれから、逆流容積Ｑ　＝ｖｌ＊ｔＲ＝＝０．２８ｍｔ
である。この値は、第８図に示しだフローセ／Ｉ／８の
内容積からセンサ部分の占める体積を差し引いた死容積
０．１４ｍｔに、留置針２の比容ｆａ　０．１７ｍｔを
加えた値０．１８ｍｔにほぼ等しい。

次に、ｖｌ＝０．５ｖｌの関係を保持させなからｖ２を
０．０６から２．００　ｍｌ／ｍ　ｉ　ｎの範囲で変化
させて、ｐＨセンサーＯＡの応答鈍化を調べた。ｐＨセ
イサＩＯＡの応答鈍化を表わす値としては、第５図にお
けるｐＨ七ンサの温度補正後応答曲線ｖ　ｓ　（ｉ）の
分割時間１＝１における振幅を、ＭＳ、＝ＶＳ（１）　
−Ｂ　Ｓ　（１）としたとき、測定開始時のＭＳｌの値
に対する測定開始後５時間後のＭＳｌの値の比を用いた
。この実験の間、犬に取シ付けたレスピレータ（、人口
呼吸器）の呼吸回数をコントロールすることによって、
動脈血のｐＨを７．４５±ｏ、０５に保持した。夾検の
結果を第１表に示した。またとの実験において、輸液と
して２０，０００単位１ｔのヘパリンを含む乳酸リンゲ
ル液を用いた。

第　　　　　１　　　　　表第１表から明らかなように、ｐＨセンサＩＯＡの応答鈍
化はｆが４以上で抑制されることが判る。

比ｆが大きければ大きいほど、応答鈍化に対する抑制効
果は高くなるが、ｆが８０を越えると抑制効果に飽和現
象が見られる。しだがって、本装置は４≦ｆ≦８０の範
囲で運転することが、センサ、特にｐＨセンサＩＯＡへ
の血液成分の吸着を防ぐだめに望゛ましいと言える。第
１表から明らかなように、フローセルを用いるとｆが２
０以上で正味の輸液注入速度ｑが上に述べた臨床的に望
ましい上限値０．８４７ｍｔ／ｍｉｎを越えてしまう。

このような場合、（５）式からもわかるように、フロー
セルの死容積を小さくシ、逆流容ｂ”ｔ　Ｑ　Ｒを下げ
、ポンプの流速を下げることが必要である。しかし、マ
ルチセンサやフローセルの小型化やポンプ流速の低下に
は技術的な制約があり、この点からもｆを８０以上にす
ることは好−ましくない。一般にタンパク吸着による応
答鈍化は、ｐＨセンサにおいて最も顕著なので、他のＰ
ＣＰ、センサおよびＰＯ２センサについては、上記ｆの
範囲内で、十分な応答性が確保される。

ポンプ運転プログラムを規定する（５）式の中のｑ。

ｔ　　、ｆは、以上のように、主に臨床医学的な必要性
に基づいて決められたが、使用する化学成分センサの応
答特性から考えた妥当性についても吟味しておくことが
当然必要である。これ迄に例示してきたｐＨ，ＰＣＯ２
，ＰＯ２監視装置は、ｐＨセンサとガスセンサといった
応答特性の異なるセンサを用いているために１全てのセ
ンナにとって満足な運転プログラムを設定するためには
、慎重な検討が必要である。その−例としてｐ　Ｈセン
サの応答特性について説明する。

本実験の輸液として用いた乳酸リンゲル液のｐＨは約６
．５であり、それに対して犬の動脈血のｐＨは約７．４
である。一方、ｐＴＩ−ＩＳｌ（’ＥＴのソース電位は
ｐＨが高くなると下がるので、ポンプが逆転し、輸液よ
りもｐ　Ｈの高い血液がフローセル内に入ってくるとソ
ース電位は下がり、正転に切り替ると、逆にソース電位
は元に戻るので、第５図のような応答曲線が得られる。

ｐＨセンサは一種のイオンセンサであるからセンサ自身
の応答時間は１秒以下であり、血液が吸引されるポンプ
運転時間ｔＲ（例えば０．６７分）と比較して十分短い
。したがって、ポンプが逆転し血液が逆流してフロー七
ル内に吸引されてくると、すみやかにｐＨセンサの出力
は血液のｐＨに対応する値に達する。第５図の１−０か
らｔ−ｔＲに／Ｑり）おけるｐ　Ｔ（センサの応答曲線（破線）がそれを示し
ている。第５図のＶ　Ｓ　（１）の時点、つまり、ポン
プの逆転終了時点で、血液とｐＨセンサは十分接触して
いるので、この時点での読み取シ値Ｖ　Ｓ　（１）が、
血液のｐＴＩに対応するソース電位と見なされる。

ところが、不思議なととに、ポンプが正転に切）替って
、血液がフローセルから血管内に戻り始めても、ｐ■■
センサの出力は０〜ｔＲの間はど速やかには乳酸リンゲ
ル液（輸液）のｐＨに戻らない。第５図に示したごと（
、ＶＳ（１）の後、ソース電位はもつと高ｐＨ側（ソー
ス電位の低い側）に動き、極小値を経て、極めてゆつく
シと乳酸リンゲル液のｐＨに戻る。この原因はまだ十分
解明されていないが、血液と乳酸リンゲル液が互いに混
合されるときに、血液中の溶存炭酸ガスや重炭酸イオン
等が乳酸リングμ中に拡散して、境界領域の血液や乳酸
リンゲル液のｐＨを変えるだめと推察される。いずれに
しても、ｐＨセンサの血液対応値から乳酸リンゲル液対
応値への回復は予想外に長時間を要する。そのためにポ
ンプの正転時間ｔ　は８分ないし２０分、より好壕しく
け６分ないし１５分であることが望ましい。

一方ｐｃｏ、センサは裸センサの９０％応答時１ｆｌｉ
カ０．５ないし２分とイオンセンサ（ｐ　Ｉｔ主センサ
に比べて遅い。したがって、例えば上述の実験例のよう
に、ｔＲ−０，６７分のように逆流時間が旬い場合、ｐ
ｃｏ、センサの応答は、第５［ヌ１のＰＣＯ。

センサのソース電位で示した曲線のようになる。

すなわち、ボンデが逆転を始めてしばらく後にソース電
位は上昇（ｐＨが低−ド）しはじめ、ｔＲを過ぎてしば
らく後にソース４位の極大値に達し、その後極めてゆっ
くり下降する。したがって、ＰＣＯｌセンサにとっても
、８分ないし２０分、より好ましくは６分ないし１５分
の正ｌ肱時間が必要である。

つ１’　Ｋ　ｓ　Ｐ　Ｏｓセンサは裸センサの９０％応
ｔｒ　時間が１０ないし８０秒と短いために、正転時間
は１分ないし２０分、よ如好ましくは２分ないし１０分
である。

一般的に、正転時間が長くなるほど輸液注入量が増し、
且つ測定周期が長くなるので、臨床医学的には好ましく
ない。一方、センサの応答特性や第１表を用いて先に述
べた血液成分の吸着防止の点からは、正転時間は長い方
が好ましい。この両者の条注が一致しないとき、それを
解決する一つの手法として考え出されたのが、上で例示
した正転時のポンプの流速を可変にすることである。第
５図に示したごとく、正転時の前半を流速ｖ２で、後半
をそれより低い流速ｖ３で運転することによシ、全域を
ｖ２で運転する場合に比べて、輸液の生体への注入量を
少くすることができる。

（Ｃ）の機能：この機能は第１図の代表温度設定手段１
９が発揮する。

さて、次に本発明の装置における（Ｃ）の特徴について
説明する。一般的に、血液中の化学成分の濃度は、温度
の変化に応じて敏感に変化する。また、その測定に用い
られる各センサの感賞・ゼロ点・応答速度も温度依存性
を有している。したがって、これまでに知られている血
液成分測定装訝は、はとんど例外なく恒温セルを有し、
その中で測定が行われている。それに対し、本発明のこ
の実施例の装置では、フローセルは導管を省略して、導
管内での血液成分の変化を避けるために、留置針に直結
されるので、フローセル自体の大型化が困難であり、そ
のために、フローセルを恒温セルとすることが離しい。

そのために、本発明者らは、従来の常識に反するが、恒
温でないフローセル−を採用し、その代り検出部に温度
センサを設け、測定された温度・データを用いて、各セ
ンサの温度補償を行なうこととした。

ところで、生体は通常８７℃付近であり、乳酸リンゲル
輸液は室温であるから、１回のボンピングサイクル中の
フローセル内検出部の温度は、第５図の温度曲線のよう
に、逆転時間ｔＲ中は血液が導入されることで上昇し、
正転時間１Ｆ中に徐々に下降する。このような場合、こ
の１回のサイクルによって測定された血液の温度は、何
度だったのか定義し難い。しかし、上述のように、血液
中の化学成分濃度は温度に敏感に依存するので、測定さ
れた値が何度における値であるのか指定することが重要
である。

そこで本発明者らは、便宜的な温度として代表温度とい
う概念を導入した。この代表温度とは、変化する温度下
で血液成分を測定したときに、測定温度を代表するもの
として便宜的に設定された温度である。代表温度は、第
５図のＴ（１）〜Ｔ　（ｎ）の中から、各センサの応答
曲線の憑幅を決定するのに最も重要な寄与をした時点に
おける温度を選ぶのが合理的と考えられる。例えばｐ　
Ｈセンサの場合、ｖｓ（ｉ）が血液のｐＨに対する平衡
出力と見なされるので、Ｔ（１）を代表温度と見なすの
が最も合理的である。ｐｃｏ、センサやＰＯ２センサは
応答時間が遅いので、その出力のピーク（あるいはボト
ム）はｉ＝１よシ遅いところに現われる。しかしこの場
合でも、これらのガスセンサのピーク（あるいはボトム
）出力を決定するのに最も重要な寄与をしたのは、ｌ＝
１付近の時間帯に各センサに接していた血液であると推
定される。その理由は、１＝１で、各ガスセンサは逆流
してくる血液に最も深く浸入している上に、ｉ−１でセ
ンサに触−江る血液の温度は最高となっているために、
血液とガスセンサのガス透過膜の間のガス交換は最も活
発化していると考えられるからである。以上の考察に基
づき、ｐＨ，ＰＣＯ，、ＰＯ，センサとともに、代表温
度としてはＴ（１）を設定した。本実験例では、Ｔ（１
）は８２℃であった。

なお、上記代表温度はＴ　（１）以外の温度としてもよ
いことは言うまでもない。

（Ｄ）の機能；この機能は第２図の温度補償手段２０お
よび校正手段２１が発揮する。

さて、次に本発明の装置における（Ｄ）の特徴について
、やはりｐＨ，ＰＣＯ，、ＰＯ２監視装置装置側として
説明する。ｐ　Ｈセンサの温度補償する前のソース電位
をＶＳ、（１）、ＰＣＯ２センサの温度補償前のソース
電位をＶＣｏ（１）、ＰＯ２センサの温度補償前の還元
電流をＶＲ（１（ｉ）とする（　１＝１　、２　、８、
−−−−−−。

ｎ）。これら各センサの生の出力を上で設定した代表温
度Ｔ（１）に分ける出力Ｖ　Ｓ　（１）　、　Ｖ　Ｃ（
ｉ）　、　ＶＲ，（１）に４′、！するため尾は、各セ
ンサの出力番力の温度依存性を却ることか必要である。

ｐＨ，ＰＣＯ２センサ用ｐＨ−ｌ５ＦＥＴのソース電位
は、前と述べたように、低ドレイン電流領域で温度の１
次関数（直線的比例関係）となる。また、ＰＯ２センサ
の還元電流は、近似的ン′Ｃ温度変化に比例した比率で
変化する。したがって、つぎの（６）〜（８）の温度補
償式が得られる。

ＶＳ（ｔ）＝ＶＳｏ（ｉ）　＋　ＴＳ　−△Ｔ（ｉ）　
　　　　　　（６）ＶＣ（ｉ）冨ＶＣｏ（ｉ）　＋　Ｔ
Ｃ・ΔＴ　（ｉ）　　　　　　　（７）ＶＲ（ｉ）＝Ｖ
Ｒｏ　（ｉ）　（１＋　Ｔ　Ｒ−△Ｔ（ｉ）　）　　　
　　（８）△Ｔ（ｉ）＝　Ｔ（１）−Ｔ（ｉ）　　　　
　　　　　　　　（９）ｉ工１〜ｎここで、ＴＳ、ＴＣ，ＴＲはそれぞれｐＨセンサ、ＰＣ
Ｏ２センサ、ＰＯ２センサの出力の温度係数である。Ｔ
ＳとＴＣは通常０．３〜２．０　ｍＶ／℃、ＴＲは０．
０２〜０．０６／℃である。このようンこして代表温度
Ｔ　（１）　Ｋおける値に換算された出力的３ｖｓ。

ＶＣ，ＶＲが第５図に例示されている。

次に、との白炭から振幅もしくは振幅に準する値、つま
シ振幅に基づく特性値を求める必要がある。振幅を求め
る方法としてはいくつか可能であルカ、ココニ例示しり
ｐＨ、ＰＣＯ２、ＰＯ，監ＪＮ装置ｕにおいては、ｔ−
０とｔ　における点をｌ吉ぶ直線（第５図における１点
鎖線）をベースラインＢＳ。

ＢＣ，ＢＲとした。ｐＨセンサの振幅ＭＳＩとしては前
に述べたように、　Ｖ　Ｓ　（１）　−Ｂ　Ｓ　（１）
をとった。

即ち、ＭＳ　１　＝ＶＳ（１）−Ｂ　５（１）　　　　　　　
　（１０）ｐｃｏ、センサの振幅ＭＣＩとしてはｖ　ｃ
　（ｇの最大値（これをＶＣ（ＫＣ）とする）とその時
のベースライン値（これをＢＣ（ＫＯ）とする次差をと
ることとした。即ち、ＭＣＩ＝ＶＣ（ＫＣ）−ＢＣ（ＫＣ）　　（１１）また
、ＰＯ！センサについてはＶＲ（１）の極値（これをＶ
Ｒ（ＫＲ）とする）とそのときのベースライン値（とれ
をＢＲ（ＫＲ）とする）の比を、振幅に準する値ＭＨＩ
とした。即ち、ＭＲ１＝ＶＲ（ＫＲ）／ＢＲ（ＫＲ）　　　（１２）ｐ
ｏ、センサの場合、ＶＲ（ＫＲ）とＢＲ（ＫＲ）との差
を振幅とする代りに、その比を振幅に準する値として採
用したのは、この方が振１唱の大きさのセンサ間パラつ
きが小さくなるためである。つｔす、ＰＣ）ａセンサの
ベースライン値Ｂ　Ｒ（センサに流す電流値）は、個々
のセンサにより大きく異なるので、振幅（ＶＲ−ＢＲ）
を採用すると、センサ間のバラつきが大きくな）すぎる
のである。

長時間の測定中にＰＯ２センサの感度が変化したとき、
振幅として比をとっておけばその影響を小さくすること
ができるという利点もある。

次に、これらの振幅もしくは振幅に準する値、即ち特・
１−を値を用いて代表温度における化学成分濃度を求め
る。このときに振幅の大きさと化学成分良度の間を関係
づける方式が、いわゆる校正式である。本監視装置につ
いては、　ｐ　Ｈ、Ｐ　Ｃ０２、Ｐ　Ｏｘセンサについ
て次の（１３）〜（１５）で示される校正式％式％（１
８）ＰＯ，＝　ｆ　−ＭＨＩ　　　　　　　　　　　　　　
　　（１５）ここでａ、ｂ、・・・・・・、ｆは代表温
度Ｔ（１）におけゐ各センサの固有定数で、これらは後
述のように、温度に依存する。これらの校正式は、各セ
ンサの振幅と化学成分濃度の関係を詳細に調べて見出さ
れタモのである。ｐＨセンサについては、振幅Ｍ　Ｓｌ
と血液のｐＨの間には１次関数（直線）の関係が成立す
る。まだ、ＰＯ，センサの振幅に準する値ＭＨＩと血液
の酸素分圧の間には、正比例の関係が成立する。ＰＣＯ
２センサの校正式（１４）は、本発明者らにより見出さ
れ、特願昭５９−２７８５２４号に開示されたものであ
る。

さて、　　（１８）〜（１５）式中のセンサの固有定数
ａ〜ｆは、測定を開始する前にあらかじめ決めておく必
要がある。そのためには、化学成分濃度が既知の標準溶
液を用いて、化学成分濃度と１辰幅との関係からこれら
固有定数を求めることになる。一般に、ｍ個の固有定数
を決めるためにはｍ個の標準溶液が必要であるので、ｐ
Ｈセンサについては２種Ｍ、ＰＣＯｘ七ンサセンサては
８種類、ＰＯ２センサについては１種類の標準溶液が必
要である。

本装置ａのマルチセンサの固有定数を求めるために、血
漿に近い組成を持つ２４ミリモル／ｌの重炭酸ナトリウ
ムと１２４ミリモｔｖ／ｌの食塩を含む水溶液に、５％
ＣＯ，＋５％０３．１０％ＣＯ，＋１０％Ｏｈ　２０％
Ｃｏ！＋２０％０！の各標準ガスを吹き込み飽和させた
８つの血漿モデル標準溶液を用いた。

実際には、ａとｂを求めるためにはこのうちの２つの血
漿モデｌ′ｖｍ準溶液を、ｃ、ｄ、ｅを求めるために８
つの血漿モデル標準溶液を、′まだｆを求めるために１
つの血漿モデル標準溶液を用いた。

この場合、各センサの固有定数は測定温度にも依存する
。したがって、ここでは２７℃と８７℃の２つの温度に
おける固有定数ａｌｌ？　＊　ｂｔｙ　ｓ・・・・・・
。

ｆ２７；ａ３７＊ｂ８？＊・・・・・・、ｆ３７を求め
た。そして前に述べた代表温度Ｔ（１）における固有定
数は、　　（１６）式のような比例配分によって算出し
た。

ｘ＝ａ　、　ｂ　、・・・・・・　、ｆこのように、本
装置においては、あらかじめ決めておくべき固有定数が
ａｌ７　＊　ｂ＊’ｌｉ・・・・・＋ｆ！？ｔ＆３１　
＃　ｂ１７　ｓ　”・・・・ｅ　ｆｌ？　＊それに（６
）〜（８）式に用いられるＴＳ、ＴＣ，ＴＲと、合計１
５個もあるので、−見煩雑であるが、これらの定数はい
ずれも、マルチセンサの供給者が１例えば自動検定装置
によシ自動的に測定しておくことができるものである。

そうすれば、使用者はこれらの定数値を本装置の中央演
算処理装置に入力するのみでよい。

（Ｅ）の機能；この機能は第２図の補正手段２２が発揮
する。

次に本発明の装置の特徴（Ｅ）につき、やは如ｐＨ，Ｐ
ＣＯ，，ＰＯ，監視装置を例として説明する。

各センサの生の出力と各センサの固有定数を用いて、（
６）〜（１８）式の演算処理を行なうことによって、各
化学成分の濃度や分圧を算出することができるはずであ
る。しかし、実際に動物実験を行なってみると、本装置
で測定した値と市販の採血分析方式の血液ｐ　Ｈ、Ｐ　
ＣＯｓ　、　Ｐ　ＯＩＩ測定装置、例えばＩＬメータ（
自動血液ガス分析装置、ｓｙｓｔｅｍ　１８０８を用い
て測定した値が、特にｐＨとＰＯ２について大きくくい
違うととが判明した。その−例を第２表に示した。

第　　　　　２　　　　　表この結果は、ｖ２＝　０．４２　ｍｌ／ｍ　ｉ　ｎとし
、その他の条件は先の第１表を求めるだめの実験条件と
同じ条件のもとに、測定開始後４０分目に得られたもの
である。またＩＬメータによる測定は、測定用の恒温箱
の中で８７℃で行われるが、本装置の本サイクルにおけ
る代表温度Ｔ（１）は８２℃であったので、■Ｌメータ
の測定値を８２℃における値に換算した。その際の換算
式としては次の（１７）〜（１９）式を用いた（　Ｅ　
、　Ｒ、Ａｓｈｗｏｏｄ　ｅｔ　ａｌ。

Ｃｌ１ｎｉｃａｌ　ＣｈｅｍｉｓｔｒｙＮａ２９　、Ｐ
、　１８７７（１９８Ｂ））。

ｐ　Ｈａ　ｙ　＝ｐ　Ｈｔ　　０．０１４６　（ｔ　８
７　）　　　　　（’７　）１０ｇ（ＰＣＯｓ）ｓｙ＝
ｌｏｇ（ＰＣＯｓ）ｔ＋０．０１９（８７−ｔ）十０．
０１８　　　　　　　　　　　　　　　　（１９）ここ
でけｔ　＝　Ｔ　（１）である。

第２表から明らかなごとく、特にｐＨとＰＯ２の誤差が
大きい。この原因を調べだ結果、（Ｄ）の機能の説明の
欄で述べた血漿モデル標準溶液を用いて求めたセンサの
固有定数が、そのま′ま実際の血液にはあてはまらない
ことが判明した。実際の血液と血漿モデ／Ｌ／　、ＵＡ
準溶液とでは、ｐ　Ｉｆの平衡に関与するタンパク質の
有無、ＰＯ２の平衡に関するヘモグロビンの有無、そし
て粘性の違い等の大　な相違点があり、これらのことが
上記のくい違いの原因と推察される。

この問題を解決する最も理想的な方法は、各センサの固
有定数を血液を用いて求めることであるが、それはセン
サの汚染、煩雑さの問題があるだめ、実際的とは言えな
い。本発明者らな、上、この問題を解決する方法につき
種々検討した結果、振幅補正パラメータを導入すること
が最も現実的であることを見出した。即ちＭＳ　１　、
ＭＣ１、ＭＲｌ等の実測の振幅の代シに、次の（２０）
〜（２２）式で表わされるＭＳ　２　、ＭＣ２、ＭＲ２
を用いるわけである。

ＭＳ　２＝ＭＳ　１　＋ＸＳ　　　　　　　　　　　（
２０）ＭＣ２＝ＭＣ１・ＸＣ（２１）ＭＲ２＝ＭＲ１・ＸＲ（２２）ここでＸＳ　、ＸＣ、ＸＲが振幅補止パラメータである
。振幅補正パラメータと元の振幅は、（２０）式のよう
な和の関係になる場合と、（２１）、（２２）式のよう
に積の関係になる場合がある。本実験においてｌｄｂ　
ｐ■センサについては和、ＰＣＯ２とＰＯ，センサにつ
いては債の関係托した方が、広い測定範囲を１つの補正
パラメータで補正できることが判明した。

これらの補正パラメータは、上記ＩＬメータを併用した
実験の結果、通常、Ｋ　Ｓ　＝−５〜−４０ｍＶ、多くの場合−２０〜−８
０ｍＶ。

ＸＣ＝０．５〜１．４、多くの場合０．９〜１．１、Ｘ
Ｒ＝０．５〜１．５、多くの場合０．７〜１，８であっ
た。

補正パラメータとして上述の範囲にある予め定めた所定
の数値、゛ま７″′ｃ、は過去の測定経験から得だｒｉ
ｒ定位を用いても構わないが、より正確なパラメータを
求めるだめには、まず、被測定血液について本装置によ
ってＭＳ　１　、ＭＣＩ　、ＭＲＩを一度測定し、同時
にそのときの被測定血液のｐ　Ｈ、ＰＣＯ２，およびＰ
ＯＱを本装置とは独立の装置、例えば上記ＩＬメータに
よ）測定する。次に、この■Ｌメータによυ測定され、
代表温度Ｔ（１）における値に換算されたｐＨ，ＰＣＯ
２，ＰＯ２の値をそれぞれｐＨ”、ｐｃｏ−、およびＰ
Ｏ７とすると、（１３）〜（１５）式と（２０）〜（２
２）式より、補正パラメータは次の式で求められる。

Ｘ５＝（ｐＨ”−ｂ）ａ−ＭＳＩ　　　　　　　（２Ｂ
）ＸＲ＝Ｐ０２”／　（ｆ　−ＭＲ１）　　　　　　（
２４）ＸＣについては、ＸＸＣなる址を導入し、このＸ
ＸＣを０から２．０の間で小きざみ（例えば０．０１お
き）に変えながら、ｆｖｉｃｌの代しにＭＣ２＝Ｍｃ　
１−ｘｘｃを用いて（１４）式右辺を計算し、これがＰ
ＣＯ２”と最も近くなったときのＸＸＣをＸＣとした。

これら補正パラメータはＸＳ　、ＸＣ、ＸＲ（〆ま、通
常測定開始後最初もしくは２回１」のサイクルの振幅を
用いて算出され、１度補正パラメータＸＳ。

ＸＣ、ＸＲを求めておくと、通常１０〜５０時間はこの
補正パラメータＸＳ、ＸＣ，ＸＲを用いて精度の局い測
定ができる。しかし、それ以上長時間測定を続けると、
センサ表面へのタンパク等の吸着によシセンサの特性が
変化するために、誤差が徐々に拡大することがある。そ
のような場合には、もう一度本装置とは独立の装置（Ｉ
Ｌメータ）で正確な化学成分濃度を測定して、上に述べ
た手順で補正パラメータＸＳ、ＸＣ，ＸＲを計算し直す
ことにより、さらに１０〜５０時間測定を続けることが
可能である。即ち、この補正パラメータＸＳ　、ＸＣ、
ＸＲは、血漿モデル標準溶液と血液の相違に基づく測定
誤差のみならず、測定中に生じるセンサの特性変化に基
づく測定誤差を補正するためにも用いるととのできる、
極めて有用なパラメータである。

以上、本発明の装置の特徴について詳細な説明を行なっ
た。第６図に本発明の装置の運転および演算のフローシ
ートの一例を示した。このフローシートには代表温度Ｔ
（１）における化学成分濃度の算出までを含めたが、こ
れをさらに８７℃における値に換算したいときは、（１
７）〜（１９）式を計算すればよいだけであるから、簡
単に行なうことができる。

第６図において、８１〜Ｓ９はフローの各ステップを示
す。

まず、８１において、各センサの固有定数ａ８７゜〜ｆ
！７　＊　ａ３７〜ｆ８７と温度係数ＴＳ、ＴＣ，ＴＲ
とを入力する。このとき、補正パラメータＸＳ、ＸＣ，
ＸＲの初期値ＸＳ、、ＸＣｏ、ＸＲ，も入力しておく。

上記初期値ＸＳ、、ＸＣｏ、ＸＲｏは、たとえば先に示
した値、−２０〜−８０ｍＶ　、　０．９〜１．１，０
．７〜１．８の範囲でそれぞれ選ばれる。

ｐＨ：　ａ２１　、　ａ３？　、　ｂ１７　、　ｂ３７
　　　　　　ＴＳ　　Ｘ５Ｏｐｃｏ、＝　０２７ｔ　ｅ
１１７＊　ｄ２７ｔ　ｄｌ１７＋　ｅｌｆｓ　ｅｓｔＴ
ＣＸＣ。

Ｐ　Ｏｘ　！　ｆａｙ　ｓ　ｆａｙ　　　　　　　　　
　ＴＲＸＲ８つぎに、Ｓ２でスタートボタンを押して、
ポンプを逆転運転する（ｔ　時間）。ｔ　時間経過後、
ＲＲ８８で自動的に正転運転に入る（ｔ　時間）。正転時間
ｔ　の間、８４でｔ／ｎおきにｎ同各センＰ　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　Ｆすの出力を読み取る。

温度センサ：Ｔ（１）ｐＨセンサ：ｖｓｏ（ｔ）ｐｃｏ、センサ　；ｖｃｏ（ｉ）ＰＯ２−ｈ　ンサ：　ＶＲ（１（１）１＝１〜ｎつづいて、Ｓ５で再びポンプを逆転させる（ｔ時間）。

との逆転時間ｔ　の間に、８６で次のようなデータ処理
を行なう。

６−１：代表温度を段定する。

Ｔ（１）を代表温度とする６−２＝代表温度における各センサの固有定数を、（１
６）式により算出する。

ｘ＝ａ　、　ｂ　、・・・・・・、ｆ６−８：ｆ６）〜（８）式により、各センサの出力を代
表温度における値に換算する。

ｐＨ：　ＶＳ（１）−ＶＳｏ（１）＋ＴＳ　＊△Ｔ（ｉ
）　　　　　（６１Ｐ　ＣＯ，：　ｖｃ（ｇ＝ｖｃ０（
ｉ）＋　Ｔ　Ｃ−△Ｔ（ｉ）　　　（７）Ｐ　Ｏａ　：
　Ｖ　Ｒ（ｉ）＝　Ｖ　Ｒｏ（１）　（１＋Ｔ　Ｒ・△
Ｔ（１））　　　（８）ΔＴ（１）　＝　Ｔ　（１）　
−Ｔ　（１）　　　　　　　　　　（９１６−４：　（
１０）〜（１２）式により、換算曲線の特性値（振幅ま
たは振幅に準する値）を算出する。

ｐＨ：Ｍｓ　１＝ＶＳ（１）！−ＢＳ（１）　　　　　
（１０）ｐｃｏ、＝ＭＣＩ＝ＶＣ（ＫＣ）−ＢＣ（ＫＣ
）ＰＯ，：ＭＲ１＝ＶＲ（ＫＲ）／ＢＲ（ＫＲ）６−５
：８１で入力した補正パラメータの初期値ＸＳｏ　、　
ＸＣ（１、ＸＲｏを用いて振幅を補正する。

ｐＨ：ＭＳ２＝ＭＳ１＋ＸＳｏ　　　　　　　　　（２
０）ＰＣＯｚ：ＭＣ２＝ＭＣ１−ｘｃｏ　　　　　　　
　（２１）ｐｏ□：ＭＲ２＝ＭＲ１−ＸＲｏ　　　　　
　　　（２２）６−６：補正された振幅を用い、代表温
度における化学成分濃度を校正式に基づいて算出する。

ｐＨ＝ａ　−ＭＳ　２＋ｂ　　　　　　　　　（１８Ａ
）Ｐｃｏ２＝Ｍｃ２．１ｏ（ｃ−ＭＣ２８＋ｄ−ＭＣ２
＋ｅ）（１４Ａ）ＰＯ４−ｔ　＠ＭＲ２（１５Ａ）つぎに、Ｓ７で補正パラメータＸＳ、ＸＣ，ＸＲを求め
るか否かを判断する。このＳ７での判断は、たとえば外
部からの押ボタン操作でなされる。つｔ、ｂ、上記初期
値ＸＳｏ　＋　ＸＣ６、ＸＲｏのままでよければ、８７
ではＮｏを選択し、Ｓ８へ戻る。ＹＥＳを選択すると、
Ｓ８へ進み、ポンプの正転運転を行なう（ｔ　時間）。

正転時間ｔ　の間に、ＳＦ　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　Ｆ９で独立の装置、たとえばＩＬ
メータによる測定値を入力し、（２Ｂ）、　（２４）式
および（１４Ａ）式の逐次計算により、補正パラメータ
を計算し直す。

米ｐＨ：Ｘ５＝（ｐｌｆ（−ｂ）ａ−ＭＳＩ　　　　　（
２８）ｐｏ、　：　ＸＲ，＝ＰＯ−／（ｆ　−ＭＲＩ　
）　　　　（２４）ＰＣＯ，：　ＰＣＯ−−ＭＣ１・ｘ
ｃ、１０［ｃ−（ＭＣＩ　−ＸＣ）”＋ｄ−ＩＶｆＣ１・
ＸＣ＋ｅ］（１４Ａ）となるようＸＣを逐次計算で求める。

Ｓ９での計算終了後、８５へ戻り、Ｓ６を経てＳ７で再
び、補正パラメータを求めるか否かを判断する。先の８
６で求められた化学成分の濃度と、独立の装置での測定
値とのずれが大きくなければ、Ｓ７でＮＯを選択し、上
記ずれが大きいときは、ＹＥＳを選択して再度Ｓ８．Ｓ
９で補正パラメータを算出すればよい。

第７図に（Ａ）〜（Ｅ）の全ての機能を採シ入れた輸液
方式血液ｐＨ，ＰＣＯ２，ＰＯ！監視装置を用いた測定
した犬の動脈崩のｐＨ，ＰＣＯ２およびＰＯ３のモニタ
リング結果を黒点で示す。なお、とれらの値は（１７）
〜（１９）式を用いて８７℃における値に換算したもの
である。第７図において白丸で示しだ値は採血してＩＬ
メータＳｙｓｔｅｍ　１８０Ｂ　で測定したものである
。運転条件は第２表の結果を得たときと同一の条件であ
る。この実験では、犬はアスピレータによる人工呼吸下
にあシ、その呼吸回数は、第７図の最上段に示したよう
に、一定時間おきに変化させ、最後には呼吸回数を段階
的にゼロに下げた。

第７図から明らかなように、本装置とＩ　Ｌメータの測
定結果は広い範囲で長時間にわたυ良好な一致を示して
いる。この結果から、本発明の装置による連続測定がい
かに優れているか明瞭である。

なお、本実験において、■Ｌメータによる測定のために
、５１回にわたり各回８ｍｔ、合計１５８ｍ１採血しだ
が、この血液ロスと採血分析の手間は大変なものである
。それに対し、本輸液方式の監視装置では、血液ロスは
全くなく、採血の必要もない。

次に、（Ａ）〜（Ｅ）の全ての機能を採シ入れた本発明
の輸液方式血液ｐＨ，ＰＣＯ，、ＰＯ，監視装置、つま
り上記犬の実験に使用しだのと同一のｂｌ、７視装置を
用いた臨床試験の結果について述べる。

本発明の装置の物理的安全性、生物学的安全性に全く問
題が無いこと、及び信頼性が高いことを十分確認した後
、臨床試験を行なった。運転条件は上述の犬を用いた実
験と同一である。

臨床例１第８図に人工呼吸器をとりつけた患者についての動脈血
のＰＯ，、ＰＣＯ，、ｐＨのモニタリングチャートを示
す。第８図で、実線は本装置で１０分間隔に測定した点
をつないで描いたグラフであり、白抜きの四角形で示し
た点は、ＩＬメータによる採血分析値である。黒い四角
形（左端）は最初のＩＬメータ採血分析値で、この点を
用込て補正パラメータＸＳ、ＸＣ，ＸＲを決めた。

この患者は薬物中樟により、肺の換気能が極度に劣化し
ている。そのために本装置による測定値は激しく上下変
動している。ＰＯ２，ＰＣＯ，、ｐＨは多くの場合互い
の間で相関関係を保ちながら変動している。即ち、　ｐ
ｏ、が低下する時はｐｃｏ、が上昇し、ｐＨが低下して
いる。このような変動は呼吸性アシドシス（酸性化）に
特徴的な現象であり、この患者は大体１時間に１〜２回
の呼吸性アシトシスを起している。時にはＰＯ□５０ｍ
ｍＨ１以下のような危機的状況に、短時間ながら達して
いる。一方、ＩＬメータによる採血分析はそれほど頻繁
に行なうことは臨床的には不可能であり、この場合も１
〜２時間に１度しか行っていない。そのために、上記の
呼吸性アシドシスをタイミングよくとらえることは困難
であり、現に、ＩＬメータを用いた採血分析によるＰＯ
２値は、いずれも６５ｍｍＨｒ以上であった。従って、
もし採血分析のみに頼っていると、この患者の肺機能は
正常であると判断してしまう。また、採血分析した時点
での採血分析値と本装置による測定値とはおおむね良好
な一致を示しておシ、本装置による測定精度が高いこと
がわかる。このように、本装置は患者の状態を迅速かつ
正確にとらえることができる点で極めて優れている。

臨床例２第９図は別のやはシ人工呼吸器をとりつけた患者につ込
てのモニタリングチャートである。この患者は脳出血で
あったが、肺機能は正常であるために、安定したｐｏｌ
、ＰＣＯ，、ｐＨを示している。

８時間口と１４時曲目に呼吸性アシドシスが見られるが
、これはこの時刻に人工呼吸器をとりはずして、痰（た
ん）の除去を行ったためである。白抜きの四角形で示し
たＩＬメータによる採血分析値と、実線で示した本装置
の測定値の一致もおおむね良好である。

以上の臨床例で例示したように、本発明の装置は次のよ
うな特徴を有しており、臨床的に極めて有用であること
が証明された。

（１）長時間、ベースラインドリフト（第５図のＢＳ　
、ＢＣ、ＢＲのドリフト）なしに血液成分を連続モニタ
することができる。

（２）血液のロスが全くない。

（３）採血分析値との一致も良好である。っｔ、ｂ、測
定精度が高い。

（４）比較的簡単なシステムであるためにベツドサイド
での使用に適している。

、　　つぎに、本件第１および第２の発明を含んだ第２
実施例について説明する。

本発明の輸液には、前述のように、七ンサの応答鈍化を
抑制するために、血栓抑制剤としてヘパリンを加えるの
が好ましい。ところが、本発明のように連続的モニタリ
ングを受ける患者は、手術後の型床患者や、人工呼吸器
（レスピレータ）を装着されている患者が多く、そのた
めに、ヘパリン量、したがって輸液の亀は極力減らす必
要がある場合が多い。また、子供や腎臓に障害のある患
者では、水分の補給が制限されるので、輸液の量のみで
、血液は殆ど含まれていないから、体内へ戻す必要性は
ない。そこで、この第２実施例では、輸液の後半部を体
外へ廃棄することにより、体内へ注入される輸液の量を
減少させている。この第２実施例の概略構成を第１０図
に示す。

第１０ｔ［において、フローセル８には、合成樹脂製の
長尺のカテーテルが連結されておシ、このカテーテル２
の先端が血管１内に留１ｄされている。

上記カテーテＡ／２にはドレンチューブ７２が接続され
ており、このドレンチューブ７２により、上記フローセ
ルと体外の廃液容器７８とが連結されている。また、上
記カテーテＡ／２には、血液バルブ７５が、上記ドレン
チューブ７２にはドレンバルブ７６がそれぞれ取り付け
られてお如、これら両パルプ７５．’１３によシ弁装置
７７が構成されている。上記両パルプ７５．７６は、た
とえば、管を外側から圧迫することによシ管を開閉する
電磁式のピンチバルブで構成されておシ、上記カテーテ
７ｔ／２とドレンチューブ７２とを択一的に開閉する。

７８は弁駆動回路で、処理装置１４に内蔵された弁制御
手段７９によ多制御され、電気信号を出力して上記弁装
置７７を開閉駆動する。

この第２の実施例による血液成分監視装置の実物の一例
を第１１図に示す。フローセル８、輸液ポンプ（ローブ
ポンプ）６等を備えた輸液装置７、出力装置１５、廃液
容器７８、弁装置７７などは台車８１に載せられてお如
、カテーテル２の先端を、患者の腕に差し込み、バンド
８２で固定し、血液成分を測定している。

第１０図の弁制御手段７９は予め定められたプログラム
に従って上記弁駆動回路７８を制御し、弁装置７７を開
閉する。そのプログラムによる制御の一例を第１２図に
示す。

第１２図において、弁装置は、血液バルブ開・ドレンバ
ルブ閉の第１の状態と、血液バルブ閉・ドレンバルブ開
の第２の状態とに択一的に設定される。弁装置は、輸液
ポンプの正転終了（逆転開始）時点ｔ　よりもｔ　時間
前に、血液吸引に備Ｔ　　　　　　　　　　　Ｍえるために上記第１の状態となり、輸液ポンプが逆転さ
れる時間ｔ　の間、およびとのｔ　を越えて、正転開始
時点から所定時間ｔＮの間、第１の状態が維持される、
。こうして、時間ｔＲの間に第１０図のカテーテＡ／２
を通って血液がフローセル８内へ吸引され、つづいて、
この血液が、第１２図の時間ｔ　の間に輸液と共に、第
１０′図のフロ−セｖ８からカテーテル２を通って血管
１内へ戻される。さらに、輸液ポンプ６の正転中におい
て第１２図の所定時間ｔＮを経過したとき、っまシ第１
０図の輸液ポンプ６の正転開始時点から正流容積が所定
量に達したとき、弁装置７７は第２の状態に切シ換えら
れ、これによって、フローセル８内の輸液がドレンチュ
ーブ７２を通って体外ノ廃液容器７Ｂ内へ廃棄される。

上記所定時間ｔＮはつぎの大きさである。

すなわち、輸液ポンプの逆転によ）フローセル内へ吸引
した血液は全て、輸液ポンプの正転によシ体内へ戻す必
要があるから、吸引された血液量（逆流容積）よりも体
内へ戻す血液および輸液の混合液の所定量を大きくする
必要がある。したがって、第１２図のように輸液ポンプ
の逆転流速をｖｌ、正転流速をｖ２としたとぎ、ｔ　　Ｘｖｌ）ｔ　　Ｘｖｌ　　　　　　　　　　　　
（２５）Ｎ　　　　　　　　　　Ｒが絶対条件である。実際には、血液はフローセル中で輸
液と混合するので、体内へ戻す混合液の所定量は、吸引
された血液量よりもかなり大きくなるが、あまり大きく
すると、ドレンチューブから体外の廃液容器へ廃棄する
輸液の量が少なくなり、その分だけ体内へ注入される輸
液の量が大きくなる不具合がある。したがって、２．５　ｔＸＶＩ：＞ｔ　　Ｘｖ２：＞　１．５　ｔ　
　×ＶＩＲＮ　　　　　　　　　　　　　Ｒとするのが好ましい。

ところで、弁装置が輸液の正転終了（逆転開始）よりも
時間ｔ　だけ前に上記第１の状態に設定されるのは、逆
転開始と同時に血液が円滑にフローセル内へ吸引される
ようにするためである。この時間ｔ　が小さ過ぎると、
たとえば１秒以下であると、時間誤差のために、逆転開
始直後まで第１０図の弁装置の第２の状態が続いて、ド
レンチューブ７２の方から、一旦廃棄した輸液をフロー
セル８内へ再吸引してしまうおそれがあり、他方、時間
ｔ　が大き過ぎると、正転中の第２の状態が短くなって
、廃液容器７Ｂへ廃棄する輸液の量が減少、その分だけ
体内へ注入される輸液の量が増大する不具合があるので
、時間ｔ　は１秒以上で２０秒以下が好ましい。

次の第３表に、運転条件の一例を示す。第２表において
、左欄は輸液の一部を体外へ廃棄するこの第２実施例の
運転条件を、右欄は、比較のために輸液の全量を体内へ
注入する場合の運転条件なそれぞれ示しだ。

第　　　　　８　　　　　表上記第８表から明らかなように、一部の輸液を廃棄する
この第２実施例によれば、１日当りに体内へ注入される
輸液の址は、運転条件１で約１／７（＝５８／８５０）
、運転条件２で約１１５　（７８／８５０）と大幅に減
少する。また、輸液に含まれだへパリ（Ｒｑ）ンの量が、輸液５００ｍｔ当り８０００ユニツトの場合
、輸液の全量を体内へ注入するときの注入ヘパリン量が
８０００ユニツトであるのに対し、運転条件１では８２
０ユニツト、運転条件２では４４０ユニツトに注入ヘパ
リン量を減少させることができる。

これは、特に、手術後の重症患者や、人工呼吸器を装着
されている患者にとって有利である。

上記運転条件１，２では、廃液容器へ廃棄される血液“
は殆どなく、また、血液成分の測定は、輸液の全量を体
内へ注入した上記第１実施例の場合と同様に、極めて高
精度でなされた。

つぎに、この第２実施例の装置の運転および演算のフロ
ーＶ−）を第１８図に示す。このフローシートは第６図
のフローシートに、ステップ５１−１と８４−１を追加
するとともに、ステップＳ４およびＳ９の内容に弁装置
の駆動を加えたものである。

まず、上記５１−１において、血液バルブ開・ドレンバ
ルブ閉の第１の状態としたのち、Ｓ２でのポンプ逆転に
入る。さらに、８４で、一定時間に、つまヤ、正転開始
後ｔ　時間に、血液パルプＮ閉・ドレンバルブ開の第２の状態に切り換えて輸液の廃
棄を開始したのち、５４−１において、ポンプ逆転開始
前ｔ　時間に上記血液パルプ開・ドレンバルブ閉の第１
の状態に切シ換え、８５でのポンプ逆転に備える。また
％Ｓ９では、８４の場合と同様に、正転開始後ｔ　時間
に、血液パルプ閉・ドレンパルプ開の第２の状態に切シ
換えて、輸液の廃棄を開始する。

他のステップについては第６図の場合と同一なので、詳
しい説明は省略する。

なお、〔発明が解決しようとする問題点〕の欄の末尾で
も述べたように、問題点（１）　、　Ｔａ２のそれぞれ
に対応した機能（Ｂ）　ｅ　（Ｅ）は必要とされない場
合１０１その場合には、第１図の流量調整手段１８と補
正手段２２は省略される。

また、問題点＋２＋　、　（３１のそれぞれに対応した
機能（Ｃ）　、　（Ｅ）が必要とされな込場合もあシ、
その場合には、第１図の代表温度設定手段１９および温
度補償手段２０は省略される。これが本件第２の発明の
実施例となる。

〔発明の効果〕

以上説明したように、本件第１の発明によれば、ポンプ
制御手段と、代表温度設定手段と、温度補償手段とによ
り、温度補償がなされた正確な血液の化学成分濃度が得
られる。こうして、本発明によシ初めて、輸液方式の血
液成分監視装置の性能は実用レベル陀高められた。

また、従来のようにフローセルの恒温化を行なうだめの
恒温セルが不要になるので、装置全体が著しく小型化さ
れる。したがって、ベツドサイドでの使用に適している
。

また、本件第２の発明によれば、センサ表面へのタンパ
ク吸着等によ〕センサの応答鈍化を防いで、長時間安定
した測定が可能になる。

【図面の簡単な説明】

第１ａ図は本件第１の発明を示す概略構成図、第１ｂ図
は本件第２の発明を示す概略４１６成図、第２図は本件
第１および第２の発明の第１実施例を示す概略構成図、
第８図は同実施例のフローセルの詳細を示す縦断面図、
第４図は同実施例の回路を示すブロック図、第５図は輸
液ポンプの運転プログラムと各センサの温度補正後の応
答曲線を示すタイミングチャート、第６図は動作を示す
フローチャート、第７図は犬の動脈血のｐＨ，ＰＣＯ！
。ＰＯ２を測定した結果を示すグラフである。第８図およ
び第９図は臨床試験の結果を示すグラフ、第１０図は第
２実施例を示す概略構成図、第１１図は同実施例による
装置の配置を示す正面図、第１２図は同実施例の弁装置
の開閉プログラムを示すタイミングチャート、第１８図
は動作を示すフローチャートである。１−ｅ・血管、２・・・カテーテル、８・・・フローセ
ル、４−・輸液溜め、５・・・導管、６・・・輸液ポン
プ、９・・・温度センサ、１０・・・化学成分センサ、
１１・・・検出ｍ、ｔ２−・・輸液ポンプ駆動回路、１
８・・・センサ作動回路、１４・・・処理装置、１５・
・・出力装置、１７・・・ポンプ制御手段、１８・・・
流量調整手段、１９・・・７７・・・弁装置、７８・・
・弁駆動回路、７９・・・弁制御手段。）　　Ｌ＋　　　　Ｌ−＆−Ｌゝ工　Ｌ−′−＋−Ｖ−
〇−

Claims

【特許請求の範囲】

（１）、血管内に留置するカテーテル２に連結されるフ
ローセル３、センサ校正用の輸液を貯溜する輸液溜め４
、フローセル３と輸液溜め４を連結する導管５、および
導管５の途中に設置された輸液ポンプ６から成る輸液装
置７と、上記フローセル３内に装着された温度センサ９および化
学成分センサ１０より成る検出部１１と、上記輸液ポン
プ６の運転を制御する輸液ポンプ駆動回路１２と、上記温度センサ９と化学成分センサ１０を作動させるセ
ンサ作動回路１３と、上記輸液ポンプ駆動回路１２と上記センサ作動回路１３
とを制御し、センサ出力を読み取つて、それを測定値に
換算する処置装置１４と、上記測定値を外部へ出力する出力装置１５とより構成さ
れ、上記処理装置１４は、上記フローセル３から血管１内に輸液を導入する方向を
正方向、血液を血管１内から上記フローセル３内に吸引
する方向を逆方向と定義したとき、上記輸液ポンプ駆動
回路１２を制御して、上記輸液ポンプ６を、定められた
運転プログラムに従つて、正・逆交互に運転させるポン
プ制御手段１７と、上記定められた運転プログラムに従つて輸液ポンプ６を
運転させたときに、１回のポンピングサイクル中のある
特定の時間における、上記温度センサ９によつて感知さ
れた検出部１１の温度を代表温度として設定する代表温
度設定手段１９と、上記定められた運転プログラムに従
つて輸液ポンプ６を運転させたときに、１回のポンピン
グサイクル中に読み取られた化学成分センサ１０の出力
と温度センサ９の出力とに基づき、上記化学成分センサ
１０の出力を所定の温度補償式に従つて、上記設定され
た代表温度における出力に換算する温度補償手段２０と
、この換算された出力の振幅に基づく特性値を、所定の校
正式に基づいて校正して化学成分濃度を算出し、この算
出された濃度を、上記測定値として出力装置１５へ入力
させる校正手段２１とを備えて成る血液成分の監視装置
。
（２）上記処理装置１４は、輸液ポンプ６の正転時間内に移動する血液および輸液の
容積を正流容積、逆転時間内に移動する血液および輸液
の容積を逆流容積とそれぞれ定義したとき、４．０≦正
流容積／逆流容積≦３０となるように流量を制御する流
量調整手段１８を備えている特許請求の範囲第１項記載
の血液成分の監視装置。
（３）上記処理装置１４は、本発明の装置とは異なる構成の他の測定装置により測定
された同一測定対象血液中の化学成分の測定値と、上記
校正手段２１から得られた測定値とが等しくなるように
、上記校正手段２１からの測定値を補正し、この補正さ
れた測定値を上記出力装置１５へ入力させる補正手段２
２を備えている特許請求の範囲第１項または第２項記載
の血液成分の監視装置。
（４）上記補正手段２２は、本発明の装置と上記他の測定装置とを用いた実験の結果
または測定経験から予め定めた所定の補正パラメータに
より、上記校正手段２１からの測定値を補正する特許請
求の範囲第３項記載の血液成分の監視装置。
（５）上記補正手段２２は、本発明の装置と同時に作動する上記他の測定装置により
得られた測定値と、上記校正手段２１からの測定値とを
比較したうえで、補正パラメータを算出し、この補正パ
ラメータにより、上記校正手段２１からの測定値を補正
する特許請求の範囲第８項記載の血液成分の監視装置。
（６）上記フローセル３と体外とを連結するドレンチュ
ーブ７２と、上記カテーテル２とドレンチューブ７２と
を択一的に開閉する弁装置７７と、この弁装置７７を駆
動する弁駆動回路７８とを備え、さらに、上記処理装置１４は、輸液ポンプ６の正転時間
内に移動する血液および輸液の容積を正流容積、逆転時
間内に移動する血液および輸液の容積を逆流容積と定義
したとき、予め定められたプログラムに従つて上記弁駆
動回路７８を制御し、輸液ポンプ６の正転開始時点から
正流容積が所定量に達するまでは上記カテーテル２を開
放してドレンチューブ７２を閉止し、上記所定量を越え
たとき、上記カテーテル２を閉止してドレンチューブ７
２を開放するように弁装置７７を作動させる弁制御手段
７９を備え、上記所定量は、上記逆流容積よりも大きく
設定されている特許請求の範囲第１項ないし第５項のい
ずれかに記載の血液成分の監視装置。
（７）上記所定量は、上記逆流容積の１．５倍ないし２
．５倍の範囲内に設定されている特許請求の範囲第６項
記載の血液成分の監視装置。
（８）血管内に留置するカテーテル２に連結されるフロ
ーセル３、センサ校正用の輸液を貯溜する輸液溜め４、
フローセル３と輸液溜め４を連結する導管５、および導
管５の途中に設置された輸液ポンプ６から成る輸液装置
７と、上記フローセル３内に装着された化学成分センサ１０を
有する検出部１１と、上記輸液ポンプ６の運転を制御する輸液ポンプ駆動回路
１２と、上記化学成分センサ１０を作動させるセンサ作動回路１
３と、上記輸液ポンプ駆動回路１２と上記センサ作動回路１３
とを制御し、センサ出力を読み取つて、それを測定値に
換算する処理装置１４と、上記測定値を外部へ出力する出力装置１５とより構成さ
れ、上記処理装置１４は、上記フローセル３から血管１内に輸液を導入する方向を
正方向、血液を血管１内から上記フローセル３内に吸引
する方向を逆方向と定義したとき、上記輸液ポンプ駆動
回路１２を制御して、上記輸液ポンプ６を、定められた
運転プログラムに従つて、正・逆交互に運転させるポン
プ制御手段１７と、輸液ポンプ６の正転時間内に移動する血液および輸液の
容積を正流容積、逆転時間内に移動する血液および輸液
の容積を逆流容積とそれぞれ定義したとき４．０≦正流
容積／逆流容積≦３０となるように流量を制御する流量
調整手段１８と、上記定められた運転プログラムに従つ
て輸液ポンプ６を運転させたときに、１回のポンピング
サイクル中に読み取られた化学成分センサ１０の出力を
受けて、この出力の振幅に基づく特性値を、所定の校正
式に基づいて校正して化学成分濃度を算出し、この算出
された濃度を、上記測定値として出力装置へ入力させる
校正手段２１とを備えている血液成分の監視装置。
（９）上記フローセル３と体外とを連結するドレンチュ
ーブ７２と、上記カテーテル２とドレンチューブ７２と
を択一的に開閉する弁装置７７と、この弁装置７７を駆
動する弁駆動回路７８とを備え、さらに、上記処理装置１４は、予め定められたプログラ
ムに従つて上記弁駆動回路７８を制御し、輸液ポンプ６
の正転開始時点から正流容積が所定量に達するまでは上
記カテーテル２を開放してドレンチューブ７２を閉止し
、上記所定量を越えたとき上記カテーテル２を閉止して
ドレンチューブ７２を開放するように弁装置７７を作動
させる弁制御手段７９を備え、上記所定量は、上記逆流
容積よりも大きく設定されている特許請求の範囲第８項
記載の血液成分の監視装置。
（１０）上記所定量は、上記逆流容積の１．５倍ないし
２．５倍の範囲内に設定されている特許請求の範囲第９
項記載の血液成分の監視装置。