JPH0225464B2 - - Google Patents
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- JPH0225464B2 JPH0225464B2 JP57056148A JP5614882A JPH0225464B2 JP H0225464 B2 JPH0225464 B2 JP H0225464B2 JP 57056148 A JP57056148 A JP 57056148A JP 5614882 A JP5614882 A JP 5614882A JP H0225464 B2 JPH0225464 B2 JP H0225464B2
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- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
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Description
【発明の詳細な説明】
本発明は、PH、pCO2及び塩基偏差BEの測定を
包含する。血液の酸−塩基状態を測定するための
方法及び装置に関する。
包含する。血液の酸−塩基状態を測定するための
方法及び装置に関する。
人体内の物質代射機転は、比較的狭く限定され
たPH範囲内においてのみ支障なく経過しうる。例
えば血漿中ではほぼ7.37〜7.43の間にあるこのPH
範囲を安定化するために、人体は、電解的に有効
な物質系を基礎とする一連の調節機構を利用して
いる。この調節機構は前記物質系のそれぞれの部
分の量的調節によつて正常の物質代謝又は病理学
的過程から生じる障害に対して正常PH値を維持し
ようと働く。
たPH範囲内においてのみ支障なく経過しうる。例
えば血漿中ではほぼ7.37〜7.43の間にあるこのPH
範囲を安定化するために、人体は、電解的に有効
な物質系を基礎とする一連の調節機構を利用して
いる。この調節機構は前記物質系のそれぞれの部
分の量的調節によつて正常の物質代謝又は病理学
的過程から生じる障害に対して正常PH値を維持し
ようと働く。
二種類の最も重要な電解的有効物質系は、一つ
はCO2系であり、二つには燐酸塩及びプロテイン
ネート（Proteinat）から成り、血液中でPH測定
部分として有効な不揮発性塩基の系である。二つ
の系は、CO2から生成する極めて大きな部分を形
成する揮発性塩基の重炭酸塩HCO3 -を介して結
合されている。
はCO2系であり、二つには燐酸塩及びプロテイン
ネート（Proteinat）から成り、血液中でPH測定
部分として有効な不揮発性塩基の系である。二つ
の系は、CO2から生成する極めて大きな部分を形
成する揮発性塩基の重炭酸塩HCO3 -を介して結
合されている。
ところで、人体のPH値を代表する血漿PH値を、
測定により把握することは難なく可能である。し
かし、プロテインネート−燐酸塩系（以下では
PP系と称する）、CO2系又は重炭酸塩系から由来
するPH値に対する個々の効果度を測定することは
極めてコスト高である。従つてPH、pCO2及び緩
衝塩基濃度BBの測定量、又はそれと関連する塩
基偏差BE（通常“酸−塩基状態”と称される）を
測定することは困難である。
測定により把握することは難なく可能である。し
かし、プロテインネート−燐酸塩系（以下では
PP系と称する）、CO2系又は重炭酸塩系から由来
するPH値に対する個々の効果度を測定することは
極めてコスト高である。従つてPH、pCO2及び緩
衝塩基濃度BBの測定量、又はそれと関連する塩
基偏差BE（通常“酸−塩基状態”と称される）を
測定することは困難である。
酸−塩基状態は、全物質代謝に対するPH値の基
本的重要さによつて診断法及び治療開始の重要な
尺度である。
本的重要さによつて診断法及び治療開始の重要な
尺度である。
酸−塩基状態を測定するための従来の方法は、
下記の重炭酸塩−炭酸の系の質量作用の法則から
出発する。同法則は、 （H+）（HCO3 -）／（H2CO3）＝Ｋ であつて、対数をとるとヘンダーソン−ハセルバ
ルヒ（HENDERSON−HASSELBALCH）に
よる方程式： PH＝pK＋log（HCO3 -）／0.03・pCO2 になるが、この際解離してない炭酸の代りにCO2
の分圧pCO2が用いられている。
下記の重炭酸塩−炭酸の系の質量作用の法則から
出発する。同法則は、 （H+）（HCO3 -）／（H2CO3）＝Ｋ であつて、対数をとるとヘンダーソン−ハセルバ
ルヒ（HENDERSON−HASSELBALCH）に
よる方程式： PH＝pK＋log（HCO3 -）／0.03・pCO2 になるが、この際解離してない炭酸の代りにCO2
の分圧pCO2が用いられている。
従つて座標を対数目盛にすると二次元で表示さ
れうる一次関数が得られる。この結果パラメータ
ーとしてpCO2を有するPH−HCO3 -図表、パラメ
ーターとしてPHを有するpCO2−HCO3 -図表、又
はパラメーターとしてHCO3 -を有するPH−pCO2
図表を選択することができる。
れうる一次関数が得られる。この結果パラメータ
ーとしてpCO2を有するPH−HCO3 -図表、パラメ
ーターとしてPHを有するpCO2−HCO3 -図表、又
はパラメーターとしてHCO3 -を有するPH−pCO2
図表を選択することができる。
例えばPH−pCO2図表を選択する場合には、２
組のPH−pCO2の値からその都度直線が得られる
が、同直線に関してはHCO3 -の値は不変である。
組のPH−pCO2の値からその都度直線が得られる
が、同直線に関してはHCO3 -の値は不変である。
実地では大抵重炭酸塩が単独ではなく、プロテ
インネート−燐酸塩系（PP）と一緒に考察され
る。両部分を合わせて通常“緩衝塩基”（BB）
と称する。
インネート−燐酸塩系（PP）と一緒に考察され
る。両部分を合わせて通常“緩衝塩基”（BB）
と称する。
説明のために第１図でアストラツプ（ASTR
−UP）による図表を図示してある。点Ａ及びＢ
に対応する２つのCO2の分圧を用いる血液試料の
平衡及び前記分圧に応ずるPH値の測定によつて、
図表中に点Ａ及びＢが見出された。これによつて
特定されを滴定直線つまり“平衡直線”が較正に
よつて得られた曲線（BB）を切る。この交点か
ら、血液試料中に（平衡直線に沿つて変化して）
PH値を特定するpCO2の他に当り37ミリ当量の
濃度の緩衝塩基の存在していたことを読取ること
ができる。（標準値：当り約48.0ミリ当量；緩
衝塩基の量が変化する場合には、平衡直線はほぼ
平行に移動する）。
−UP）による図表を図示してある。点Ａ及びＢ
に対応する２つのCO2の分圧を用いる血液試料の
平衡及び前記分圧に応ずるPH値の測定によつて、
図表中に点Ａ及びＢが見出された。これによつて
特定されを滴定直線つまり“平衡直線”が較正に
よつて得られた曲線（BB）を切る。この交点か
ら、血液試料中に（平衡直線に沿つて変化して）
PH値を特定するpCO2の他に当り37ミリ当量の
濃度の緩衝塩基の存在していたことを読取ること
ができる。（標準値：当り約48.0ミリ当量；緩
衝塩基の量が変化する場合には、平衡直線はほぼ
平行に移動する）。
また滴定直線から実際PH値を測定することによ
る実際pCO2も判る。
る実際pCO2も判る。
従つて緩衝塩基の値を得るための測定コストは
極めて高い：精密に測定された２種類のCO2−ガ
ス混合物を用意しなければならず、血液試料を生
理学的条件下に保ち、従つて熱安定化して血液の
PH熱ドリフトを回避しなければならないからであ
る。また溶血も除去されなければならない、それ
というのもさもなければ溶血PH値において約0.2
PH単位だけ血漿PH値を下回つている赤血球が血漿
PH値を変え、ひいては測定値を変化させるからで
ある。
極めて高い：精密に測定された２種類のCO2−ガ
ス混合物を用意しなければならず、血液試料を生
理学的条件下に保ち、従つて熱安定化して血液の
PH熱ドリフトを回避しなければならないからであ
る。また溶血も除去されなければならない、それ
というのもさもなければ溶血PH値において約0.2
PH単位だけ血漿PH値を下回つている赤血球が血漿
PH値を変え、ひいては測定値を変化させるからで
ある。
また所謂“直接法”〔シツグガード−アンダー
スン（SIGGAARD−ANDERSEN）、ジ・アシ
ド−ベース・ステイタス・オブ・ザ・ブラツド
（The Acid−Base Ssatus of the Blood）、コペ
ンハーゲン在ムンクスガード（Munksgard）、
1974〕も同様に費用がかかる。
スン（SIGGAARD−ANDERSEN）、ジ・アシ
ド−ベース・ステイタス・オブ・ザ・ブラツド
（The Acid−Base Ssatus of the Blood）、コペ
ンハーゲン在ムンクスガード（Munksgard）、
1974〕も同様に費用がかかる。
従つて、従来公知の方法よりも操作の点でより
簡単な、血液酸−塩基状態を測定する方法を開発
するという課題が提出される。
簡単な、血液酸−塩基状態を測定する方法を開発
するという課題が提出される。
この課題は本発明により、約0.5mmHgのpCO2
でPH値を測定することによつて塩基偏差BEが測
定されることによつて解決される。
でPH値を測定することによつて塩基偏差BEが測
定されることによつて解決される。
該方法は幾つかの利点を有する：
熱ドリフトを用いる測定ゾンデを使用する必要
がないので、熱安定化を要しない。
がないので、熱安定化を要しない。
試料の平衡時に惹起する溶血は成程PH値を下げ
るけれども、CO2がもはや存在しないのでpCO2
の変化はもはや生じない。赤血球中には0.2単位
だけ小さいPH値が存在するので、PHの絶対値だけ
ずらされるにすぎない（これは計算的に除去され
うる）。
るけれども、CO2がもはや存在しないのでpCO2
の変化はもはや生じない。赤血球中には0.2単位
だけ小さいPH値が存在するので、PHの絶対値だけ
ずらされるにすぎない（これは計算的に除去され
うる）。
実験室大気中には血液の酸素飽和（標準化）時
のpCO2＝０という条件がすでに存在しており、
初めは相応するガス混合物を用いてこの条件を調
整する必要はない。
のpCO2＝０という条件がすでに存在しており、
初めは相応するガス混合物を用いてこの条件を調
整する必要はない。
しかしまた測定誤差も三分の一に減少させるこ
とができる：滴定直線はpCO2値が小さいとその
直線形を失い、約20mmHgのpCO2から横座標に向
つていよいよ彎曲する。この彎曲は、血液中に溶
解している緩衝塩基が少なくなればなる程それだ
け早く起こる。この結果、CO2分圧が低下すると
滴定直線が扇形化して、緩衝塩基の種々の濃度の
PH差は生理学的範囲のPH差に対して約３倍だけ増
大することになる。またPHとpCO2との対数関係
がこのように破れると共に測定に不可欠な最終値
の安定化も生じる。
とができる：滴定直線はpCO2値が小さいとその
直線形を失い、約20mmHgのpCO2から横座標に向
つていよいよ彎曲する。この彎曲は、血液中に溶
解している緩衝塩基が少なくなればなる程それだ
け早く起こる。この結果、CO2分圧が低下すると
滴定直線が扇形化して、緩衝塩基の種々の濃度の
PH差は生理学的範囲のPH差に対して約３倍だけ増
大することになる。またPHとpCO2との対数関係
がこのように破れると共に測定に不可欠な最終値
の安定化も生じる。
同様に測定に有効な利点は、
BEの測定が、不揮発性PP部分のみの測定のた
めに呼吸的中性で行なわれることである。これに
よつて、PP部分とCO2部分との間の生理学的調
節及び結合ユニツトとしての重炭酸塩によつて与
えられている不確定性が除去されている。
めに呼吸的中性で行なわれることである。これに
よつて、PP部分とCO2部分との間の生理学的調
節及び結合ユニツトとしての重炭酸塩によつて与
えられている不確定性が除去されている。
第２図には説明のためにPH−pCO2図表で一群
の滴定曲線を図示してある。滴定曲線Ａは初めは
直線であるが、次により下方の範囲では比較的早
く、つまり曲線Ｂよりも高いpCO2で下方に彎曲
し、曲線Ｂは曲線Ｃよりも早く彎曲する。従つて
PH差は増大しており、また０〜約１mmHgの間の
CO2分圧ではPH値がもはや変化しないことも明ら
かに認められる。これによつてPH値の調節も危険
ではない。
の滴定曲線を図示してある。滴定曲線Ａは初めは
直線であるが、次により下方の範囲では比較的早
く、つまり曲線Ｂよりも高いpCO2で下方に彎曲
し、曲線Ｂは曲線Ｃよりも早く彎曲する。従つて
PH差は増大しており、また０〜約１mmHgの間の
CO2分圧ではPH値がもはや変化しないことも明ら
かに認められる。これによつてPH値の調節も危険
ではない。
緩衝塩基の濃度の代りに塩基偏差BEの値が挙
げられる。この値は緩衝塩基（BB）の実際値と
標準値との間の差である（標準値：38℃、O2完
全飽和のヘモグロビン150ｇ／で、約48.0ミリ
当量／）。
げられる。この値は緩衝塩基（BB）の実際値と
標準値との間の差である（標準値：38℃、O2完
全飽和のヘモグロビン150ｇ／で、約48.0ミリ
当量／）。
測定は、約60μの血液試料を取り、これを同
じ20μの３部分に分ける。第一の部分は実際PH
の測定のために、次の部分はCO2の脱ガス後の
BE値の測定のために、第三の部分はHbの測定の
ために用いる。次に実際PH値、BE値及びHb値か
ら既知のノモグラムを用いるか又は光度計の較正
によつて、pCO2の値、ひいては血液試料の酸−
塩基状態すら見出すことができる。
じ20μの３部分に分ける。第一の部分は実際PH
の測定のために、次の部分はCO2の脱ガス後の
BE値の測定のために、第三の部分はHbの測定の
ために用いる。次に実際PH値、BE値及びHb値か
ら既知のノモグラムを用いるか又は光度計の較正
によつて、pCO2の値、ひいては血液試料の酸−
塩基状態すら見出すことができる。
従つて本発明による方法を用いて、危険のない
測定法によつて得られる二つの測定値によつてす
でに目標に達することができる。消費時間は平衡
化時間を含めて約３分である。
測定法によつて得られる二つの測定値によつてす
でに目標に達することができる。消費時間は平衡
化時間を含めて約３分である。
本発明方法の他の実施態様ではPH値の測定は光
度により行なわれる。
度により行なわれる。
この実施態様は、問題のない光度装置を使用す
ることができるという利点を有する。しかし該実
施態様は、光度法を従来は酸−塩基状態の測定の
際には大体において不正確すぎると判断していた
当業界の考察には反している。しかし当業界の前
記考察は本発明による方法実施に関してはもはや
該当しない。
ることができるという利点を有する。しかし該実
施態様は、光度法を従来は酸−塩基状態の測定の
際には大体において不正確すぎると判断していた
当業界の考察には反している。しかし当業界の前
記考察は本発明による方法実施に関してはもはや
該当しない。
特に優れた成績は、指示薬溶液が、血液の実際
PHの測定のためには、ブロムチモールブルー
40μmol／＋ナトリウムドデシルスルフエート
0.2ｇ／＋エタノール１％から成る水性溶液で
あり、塩基偏差BEの測定のためには、ナフトー
ルフタレイン65μmol／＋ナトリウムドデシル
スルフエート0.2ｇ／＋ジメチルスルホキシド
15％から成る水性溶液であつて、これらの溶液が
635nmの波長で測定される場合に得られる。
PHの測定のためには、ブロムチモールブルー
40μmol／＋ナトリウムドデシルスルフエート
0.2ｇ／＋エタノール１％から成る水性溶液で
あり、塩基偏差BEの測定のためには、ナフトー
ルフタレイン65μmol／＋ナトリウムドデシル
スルフエート0.2ｇ／＋ジメチルスルホキシド
15％から成る水性溶液であつて、これらの溶液が
635nmの波長で測定される場合に得られる。
二種類の測定に単一の指示溶液を使用すること
が要求される場合には、指示溶液は有利には、ブ
ロムチモールブルー16μmol／＋ナフトールフ
タレイン34μmol／＋ナトリウムドデシルスル
フエート0.15ｇ／から成り、615nmの波長で測
定される。
が要求される場合には、指示溶液は有利には、ブ
ロムチモールブルー16μmol／＋ナフトールフ
タレイン34μmol／＋ナトリウムドデシルスル
フエート0.15ｇ／から成り、615nmの波長で測
定される。
前記指示板の利点は、最大吸光度が600nmを遥
かに越えていて、それ故に希釈度がより大きくな
つても著しく高い血液の吸光度がもはや不利とな
らないことである。感度は極めて大きいので、測
定値の良好な分析にも僅かな血液量を要するにす
ぎない。転化点は測定範囲内にある。吸光度とPH
値との関係はほぼ一次的である。指示液の緩衝作
用は血液の緩衝容量に比べて小さく、蛋白質誤差
及び温度偏差は無視できる。また指示液は十分に
水溶性である。
かに越えていて、それ故に希釈度がより大きくな
つても著しく高い血液の吸光度がもはや不利とな
らないことである。感度は極めて大きいので、測
定値の良好な分析にも僅かな血液量を要するにす
ぎない。転化点は測定範囲内にある。吸光度とPH
値との関係はほぼ一次的である。指示液の緩衝作
用は血液の緩衝容量に比べて小さく、蛋白質誤差
及び温度偏差は無視できる。また指示液は十分に
水溶性である。
試料の平衡化は公知法の場合極めて注意深く行
なわなければならない。これに対して本発明によ
る方法の場合の平衡化には難点がない。本発明に
よる平衡化は、標準大気がわずか約0.2mmHgの
CO2分圧を有することによつてすでに容易になつ
ている。このCO2分圧の大気は事実上無限大の溜
めなので、CO2の十分な拡散速度を結果として有
する手段は十分なCO2の平衡化をもたらす。
なわなければならない。これに対して本発明によ
る方法の場合の平衡化には難点がない。本発明に
よる平衡化は、標準大気がわずか約0.2mmHgの
CO2分圧を有することによつてすでに容易になつ
ている。このCO2分圧の大気は事実上無限大の溜
めなので、CO2の十分な拡散速度を結果として有
する手段は十分なCO2の平衡化をもたらす。
それ故に血液の平衡化を薄層で大気乾燥によつ
て行なうのが極めて有利である。それというのも
前記乾燥によつて平衡化のための装置及び時間消
費が著しく低減されうるからである。
て行なうのが極めて有利である。それというのも
前記乾燥によつて平衡化のための装置及び時間消
費が著しく低減されうるからである。
更にまた、血液試料中の拡散距離を短縮する装
置がCO2の付加的結合媒体を有する空間内に設け
られている形式のすべての装置も有利である。
置がCO2の付加的結合媒体を有する空間内に設け
られている形式のすべての装置も有利である。
例えば、直径約15mmの攪拌管中で旋回可能で、
直径約６mm及び長さ10mmを有するポリアミド被覆
磁気攪拌棒が設けられており、この際攪拌管が
0.1MNaOHの含浸された厚さ約２〜３mmの発泡
物質パツキン中に配置されていて、室を通る大気
に対して全体として封止されている形式の装置が
有利である。
直径約６mm及び長さ10mmを有するポリアミド被覆
磁気攪拌棒が設けられており、この際攪拌管が
0.1MNaOHの含浸された厚さ約２〜３mmの発泡
物質パツキン中に配置されていて、室を通る大気
に対して全体として封止されている形式の装置が
有利である。
この装置の場合にも血液の良好な酸素飽和にも
かかわらず同時に十分なCO2吸収も保証されてお
り、しかも血液試料は完全に乾燥し得ないので、
部分的には生理学的に処理される。
かかわらず同時に十分なCO2吸収も保証されてお
り、しかも血液試料は完全に乾燥し得ないので、
部分的には生理学的に処理される。
攪拌管の代りに、約40μmの厚さを有するポリ
フルオルエタンの膜状円筒管（Scha¨lfolie）を２
個のプレキシグラスリングに挾着することもでき
る。このような膜管はそれ自体でCO2透過性なの
で、あらゆる方向で大気に接触する。
フルオルエタンの膜状円筒管（Scha¨lfolie）を２
個のプレキシグラスリングに挾着することもでき
る。このような膜管はそれ自体でCO2透過性なの
で、あらゆる方向で大気に接触する。
しかしまた血液試料を非生理学的に処理するこ
ともできる。このためには血液試料をガラス玉に
加える。ガラス玉は血液膜の表面積を著しく増大
し、その結果試料は振動下に迅速に乾燥されて、
酸素飽和されうる。同時に試料は全CO2を放出す
る。
ともできる。このためには血液試料をガラス玉に
加える。ガラス玉は血液膜の表面積を著しく増大
し、その結果試料は振動下に迅速に乾燥されて、
酸素飽和されうる。同時に試料は全CO2を放出す
る。
次に本発明を図面により詳述する。
第１図及び第２図による図表についてはすでに
説明した。
説明した。
第３図において、ガラス容器１０にはポリアミ
ドで被覆された攪拌棒１１が設けられていて、同
攪拌棒はモーター６０によつて駆動される電磁石
２０によつて旋回されている。血液試料３０は、
攪拌棒１１の運動時の遠心力によつてガラス容器
の壁で追い上げられ、その際室５０中の大気に大
きな表面積を与える。室５０の水気はNaOHで
完全に飽和された弾性発泡物質製パツキン４０を
通つて湿潤しかつCO2が除去される結果、ガラス
壁に存在する血液試料の大きな表面積が大気と容
易に平衡しうる。
ドで被覆された攪拌棒１１が設けられていて、同
攪拌棒はモーター６０によつて駆動される電磁石
２０によつて旋回されている。血液試料３０は、
攪拌棒１１の運動時の遠心力によつてガラス容器
の壁で追い上げられ、その際室５０中の大気に大
きな表面積を与える。室５０の水気はNaOHで
完全に飽和された弾性発泡物質製パツキン４０を
通つて湿潤しかつCO2が除去される結果、ガラス
壁に存在する血液試料の大きな表面積が大気と容
易に平衡しうる。
またモーター６０が短い時間間隔で始動される
と、血液試料の激しい混合が行なわれ、ひいては
全体として迅速な平衡が起こる。
と、血液試料の激しい混合が行なわれ、ひいては
全体として迅速な平衡が起こる。
装置は部分的に生理学的な条件下での血液の平
衡を許す。
衡を許す。
非生理学的条件下での血液の平衡はより一層軌
簡単である。例えば試験管中に直径約２mmのガラ
ス玉約0.3ml及び約20μの血液試料を入れて振盪
下に血液を乾燥させる。この際ガラス玉上に薄い
血液膜が生じ、約１〜３分で血液膜からCO2が除
去されて同膜は酸素飽和される。
簡単である。例えば試験管中に直径約２mmのガラ
ス玉約0.3ml及び約20μの血液試料を入れて振盪
下に血液を乾燥させる。この際ガラス玉上に薄い
血液膜が生じ、約１〜３分で血液膜からCO2が除
去されて同膜は酸素飽和される。
第４図は酸−塩基状態及びヘモグロビン濃度を
完全に測定するための装置の略示図である。また
該装置は、ヘモグロビン値が通常他の測定からす
でに存在する場合には、ヘモグロビン測定装置な
しに設計されていてもよい。
完全に測定するための装置の略示図である。また
該装置は、ヘモグロビン値が通常他の測定からす
でに存在する場合には、ヘモグロビン測定装置な
しに設計されていてもよい。
記載例は図面において回路部１１１から給電さ
れ、受光器１２０を有する光源１１０を包含し、
受光器の光路中の容器ホルダー１３０には、容器
１３５０，１３６０，１３７０の容器口１３０
５，１３０６，１３０７及びヘモグロビン濃度を
測定するための波長575nm用フイルター１３０１
ならびに酸−塩基状態測定のための635nmのフイ
ルター１３０２が設けられている。操作部材１５
００によつて光路で可動の、滑り可能台板１５０
には振動モーター１４０が配置されている。同モ
ーターは容器ホールダを、容器口中に挿入された
円形容器と一緒に振動する。
れ、受光器１２０を有する光源１１０を包含し、
受光器の光路中の容器ホルダー１３０には、容器
１３５０，１３６０，１３７０の容器口１３０
５，１３０６，１３０７及びヘモグロビン濃度を
測定するための波長575nm用フイルター１３０１
ならびに酸−塩基状態測定のための635nmのフイ
ルター１３０２が設けられている。操作部材１５
００によつて光路で可動の、滑り可能台板１５０
には振動モーター１４０が配置されている。同モ
ーターは容器ホールダを、容器口中に挿入された
円形容器と一緒に振動する。
第５図には説明のために容器ホルダー１３０な
らびに同ホルダーに付着する容器１３５０，１３
６０，１３７０及び１３７２を側面図で図示して
ある。
らびに同ホルダーに付着する容器１３５０，１３
６０，１３７０及び１３７２を側面図で図示して
ある。
例えばPH及びBE測定用の別個の溶液を使用す
る分析過程は以下の経過をとる：ヘペリン化した
３個の目盛毛管１３８０中のそれぞれ20μの血
液を、 ａ） 直径約２mmのガラス玉約0.3mlの入つた円
形容器１３７０、 ｂ） 溶液A1.5mlの入つた容器１３６０、 ｃ） 溶液C3.0mlの入つた容器１３５０中にあ
け、 ｄ） 容器１３７２には溶液B1.5mlを入れる。
る分析過程は以下の経過をとる：ヘペリン化した
３個の目盛毛管１３８０中のそれぞれ20μの血
液を、 ａ） 直径約２mmのガラス玉約0.3mlの入つた円
形容器１３７０、 ｂ） 溶液A1.5mlの入つた容器１３６０、 ｃ） 溶液C3.0mlの入つた容器１３５０中にあ
け、 ｄ） 容器１３７２には溶液B1.5mlを入れる。
溶液Ａは次の組成を有する：ブロムチモールブ
ルー40μmol／＋ナトリウムドデシルスルフエ
ート0.2ｇ／＋エタノール１％より成る水性溶
液。
ルー40μmol／＋ナトリウムドデシルスルフエ
ート0.2ｇ／＋エタノール１％より成る水性溶
液。
溶液Ｂは次の組成を有する：ナフトールフタレ
イン65μmol／＋ナトリウムドデシルスルフエ
ート0.2ｇ／＋ジメチルスルホキシド15％より
成る水性溶液。
イン65μmol／＋ナトリウムドデシルスルフエ
ート0.2ｇ／＋ジメチルスルホキシド15％より
成る水性溶液。
溶液Ｃは次の組成を有する：NaOH0.1M＋ト
リトン（TRITON）Ｘ−100（デカエチレングリ
コール−ｐ−１−オクチルフエニルエーテル）25
％。
リトン（TRITON）Ｘ−100（デカエチレングリ
コール−ｐ−１−オクチルフエニルエーテル）25
％。
さて該装置を約20秒振動する。すると血液は容
器１３７０中のガラス玉上で乾燥して極めて薄い
膜となり、その結果同膜は活発なガラス玉の運動
によつて大気中で大気の炭酸分圧と迅速に平衡す
ることになる。測定にとつて無限の溜めと相俟つ
て約0.2mmHgの大気の炭酸分圧及び150mmHgの酸
素分圧が、平衡のための理想的標準条件である。
約３分後に溶液Ｂの入つた容器１３７２を空け
て、ガラス玉及び血液を含有する容器１３７０中
に導入する。ガラス玉上に存在する血液膜を有利
には振動による保護下に溶かして、Hb、BE、及
びPHの三つの必要な測定を数秒以内に迅速に実施
することができる。
器１３７０中のガラス玉上で乾燥して極めて薄い
膜となり、その結果同膜は活発なガラス玉の運動
によつて大気中で大気の炭酸分圧と迅速に平衡す
ることになる。測定にとつて無限の溜めと相俟つ
て約0.2mmHgの大気の炭酸分圧及び150mmHgの酸
素分圧が、平衡のための理想的標準条件である。
約３分後に溶液Ｂの入つた容器１３７２を空け
て、ガラス玉及び血液を含有する容器１３７０中
に導入する。ガラス玉上に存在する血液膜を有利
には振動による保護下に溶かして、Hb、BE、及
びPHの三つの必要な測定を数秒以内に迅速に実施
することができる。
溶液Ｄのみを用いて測定しようとする場合に
は、溶液Ａ及びＢを溶液Ｄと代え、フイルター１
３０２を615nm用フイルターと代える。溶液Ｄは
次の組成：ブロムチモールブルー16μmol／＋
ナフトールナフタレイン34μmol／＋ナトリウ
ムドデシルスルフエート0.15ｇ／を有し、
615nmで測定される。
は、溶液Ａ及びＢを溶液Ｄと代え、フイルター１
３０２を615nm用フイルターと代える。溶液Ｄは
次の組成：ブロムチモールブルー16μmol／＋
ナフトールナフタレイン34μmol／＋ナトリウ
ムドデシルスルフエート0.15ｇ／を有し、
615nmで測定される。
該装置は振動モーターなしに設計されていても
よく、容器をそのまま手動で数秒間振動すること
ができる。
よく、容器をそのまま手動で数秒間振動すること
ができる。
台板１５０にはスイツチ１６０が結合されてい
て、同スイツチにより受光器１２０から送出され
る信号が測定位置１６１１，１６１２及び１６１
４で電気演算増幅器１６０１，１６０２及び１６
０４に分配される。
て、同スイツチにより受光器１２０から送出され
る信号が測定位置１６１１，１６１２及び１６１
４で電気演算増幅器１６０１，１６０２及び１６
０４に分配される。
ヘモグロビン濃度の値は、容器１３５０によつ
て吸光度Ｅ３からの関数Fd＝Fd（Ｅ３）を媒介に
して測定され、指示装置１７０４によつて表示さ
れる。
て吸光度Ｅ３からの関数Fd＝Fd（Ｅ３）を媒介に
して測定され、指示装置１７０４によつて表示さ
れる。
関数Fdは次の形を有する：
Fd：＜Hb＞＝34.95E3
ヘモグロビン値が通常他の測定から既知である
場合には、ヘモグロビン値は電位差計１６０５に
よつて調整され、補助電圧として投入され、従つ
てHbの測定が節約されうる。しかしこの場合に
は電位差計１６０５でその都度のHb値に相当す
る電圧が投入されなければならない。
場合には、ヘモグロビン値は電位差計１６０５に
よつて調整され、補助電圧として投入され、従つ
てHbの測定が節約されうる。しかしこの場合に
は電位差計１６０５でその都度のHb値に相当す
る電圧が投入されなければならない。
演算増幅器１６０１は、容器１３６０の吸光度
値Ｅ１及び関数Fa＝Fa（Ｅ１，Hb）によるヘモ
グロビン濃度Hbの値から血液の実際PH値を形成
し、この値が指示装置１７０１で表示される。
値Ｅ１及び関数Fa＝Fa（Ｅ１，Hb）によるヘモ
グロビン濃度Hbの値から血液の実際PH値を形成
し、この値が指示装置１７０１で表示される。
関数Faは次の式を有する：
Fa：PH＝6.2＋0.0059＜Hb＞＋1.6E1
演算増幅器１６０２は、容器１３７０の吸光度
値Ｅ２及び関数Fbi＝Fbi（Ｅ２，Hb）によるHb
値から塩基偏差BEの値を形成し、この値が指示
装置１７０２によつて表示される。
値Ｅ２及び関数Fbi＝Fbi（Ｅ２，Hb）によるHb
値から塩基偏差BEの値を形成し、この値が指示
装置１７０２によつて表示される。
関数FbiはHbをパラメーターとする、関数群を
つくる。例えばパラメーターの値Hb＝12ｇ／
dl；15ｇ／dl；18ｇ／dlに関してはそれぞれの次
の関数が得られる： Hb＝12ｇ／dlの場合 Fb1：BE＝0.929E22＋30.24E2−20.47 Hb＝15ｇ／dlの場合 Fb2：BE＝−12.96E22＋48.82E2−22.72 Hb＝18ｇ／dlの場合 Fb3：BE＝−26.84E22＋67.38E2−24.97 必要ならば他の関数Fbiもこれらの値からの補
間よつて測定されうる。
つくる。例えばパラメーターの値Hb＝12ｇ／
dl；15ｇ／dl；18ｇ／dlに関してはそれぞれの次
の関数が得られる： Hb＝12ｇ／dlの場合 Fb1：BE＝0.929E22＋30.24E2−20.47 Hb＝15ｇ／dlの場合 Fb2：BE＝−12.96E22＋48.82E2−22.72 Hb＝18ｇ／dlの場合 Fb3：BE＝−26.84E22＋67.38E2−24.97 必要ならば他の関数Fbiもこれらの値からの補
間よつて測定されうる。
演算増幅器１６０３は、PH、BE及びHbの値か
ら関数Fc＝Fc（PH，BE，Hb）により実際の炭酸
分圧pCO2を形成し、この値を指示装置１７０３
によつて表示させる。
ら関数Fc＝Fc（PH，BE，Hb）により実際の炭酸
分圧pCO2を形成し、この値を指示装置１７０３
によつて表示させる。
Fcの値は、既知の（pE−BE−Hb）−pCO2の
ノモグラフの一つから読取ることができかつ演算
増幅器１６０３で電子的に記憶可能である。
ノモグラフの一つから読取ることができかつ演算
増幅器１６０３で電子的に記憶可能である。
第１図はアストラツプ（ASTRUP）による図
表、第２図はPH−pCO2図表、第３図は本発明に
よるpCO2に平衡化するための装置の縦断面、第
４図は血液の酸−塩基状態の測定装置の略示平面
図、第５図は容器ホルダの側面図である： １０……ガラス容器、１１……攪拌棒、２０…
…電磁石、３０……血液試料、４０……NaOH
で飽和された弾性発泡物質製パツキン、５０……
室、６０……モーター、１６０１，１６０２，１
６０３，１６０４……演算増幅器、１６１１，１
６１２，１６１４……酸−塩基状態の測定位置、
１７０１，１７０２，１７０３，１７０４……指
示装置。
表、第２図はPH−pCO2図表、第３図は本発明に
よるpCO2に平衡化するための装置の縦断面、第
４図は血液の酸−塩基状態の測定装置の略示平面
図、第５図は容器ホルダの側面図である： １０……ガラス容器、１１……攪拌棒、２０…
…電磁石、３０……血液試料、４０……NaOH
で飽和された弾性発泡物質製パツキン、５０……
室、６０……モーター、１６０１，１６０２，１
６０３，１６０４……演算増幅器、１６１１，１
６１２，１６１４……酸−塩基状態の測定位置、
１７０１，１７０２，１７０３，１７０４……指
示装置。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ PH、pCO2及び塩基偏差BEの値から成る血液
の酸−塩基状態を測定するに当り、0.5mmHg未満
のpCO2値でPH値の測定されることによつて塩基
偏差BEが測定されることを特徴とする血液の酸
−塩基状態の測定方法。 ２ PH値が光度により測定可能である特許請求の
範囲第１項記載の方法。 ３ 指示薬溶液が血液の実際PHを測定するために
は、ブロムチモールブルー40μmol／＋ナトリ
ウムドデシルスルフエート0.2ｇ／＋エタノー
ル１％から成る水性溶液であり、塩基偏差BEを
測定するためにはナフトールフタレイン
65μmol／＋ナトリウムドデシルスルフエート
0.2ｇ／＋ジメチルスルホキシド15％から成る
水性溶液であつて、これらの溶液が635nmの波長
で測定される特許請求の範囲第２項記載の方法。 ４ 血液の実際PH及び塩基偏差BEを測定するた
めの溶液が、ブロムチモールブルー16μmol／
＋ナフトールナフタレイン34μmol／＋ナトリ
ウムドデシルスルフエート0.15ｇ／から成つて
いて、615nmの波長で測定される特許請求の範囲
第２項記載の方法。 ５ 血液平衡が薄膜での大気乾燥によつて行われ
る特許請求の範囲第１項記載の方法。 ６ 血液試料中のCO2の拡散距離を短縮するため
のガラス玉に血液試料が加えられる特許請求の範
囲第５項記載の方法。 ７ 0.5mmHg未満のpCO2値でPH値の測定される
ことによつて塩基偏差BEが測定されることより
成るPH、pCO2及び塩基偏差BEの値から成る血液
の酸−塩基状態の測定装置において、いくつかの
測定位置１６１１，１６１２，１６１４を有する
光度計が設けられていて、前記測定位置に異なる
指示装置１７０１，１７０２，１７０４が対応し
かつ前記指示装置が、測定位置で必要な信号作用
を行う演算増幅器１６０１，１６０２，１６０
３，１６０４を有する血液の酸−塩基状態の測定
装置。 ８ 第一の測定位置１６１４にはHb値の測定及
び指示１７０４のために、次の形の関数Fd： Fd：＜Hb＞＝34.93E3 をもつた演算増幅器１６０４が設けられており、
第二の測定位置１６１２にはBE値の測定及び指
示１７０２のために、関数Fdによつて可変の次
の形の関数Fdi： Hb＝12ｇ／dlの場合には Fb1：BE＝0.929E22＋30.24E2−20.47 Hb＝15ｇ／dlの場合には Fb2：BE＝−12.96E22＋48.82E2−22.72 Hb＝18ｇ／dlの場合には Fb3：BE＝−26.84E22＋67.38E2−24.97 をもつた演算増幅器１６０２が設けられており、
第三の測定位置１６１１にはPH値の測定及び指示
１７０１のために、次の形の関数Fa： Fa：PH＝6.2＋0.0059＜Hb＞＋1.6・E1 をもつた演算増幅器１６０１が設けられておりか
つ実際pCO2の測定及び指示１７０３のために、
既知の（PH−BE−Hb）−pCO2ノモグラムにより
PH、BE及びHbの値を結合する演算増幅器１６０
３が設けられている特許請求の範囲第７項記載の
装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE3113797A DE3113797C2 (de) | 1981-04-06 | 1981-04-06 | Verfahren und Anordnung zur Messung des Säure-Basen-Status von Blut |
| DE3113797.0 | 1981-04-06 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
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