JPH0434894B2 - - Google Patents
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- JPH0434894B2 JPH0434894B2 JP62081276A JP8127687A JPH0434894B2 JP H0434894 B2 JPH0434894 B2 JP H0434894B2 JP 62081276 A JP62081276 A JP 62081276A JP 8127687 A JP8127687 A JP 8127687A JP H0434894 B2 JPH0434894 B2 JP H0434894B2
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- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
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- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
Description
［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
を受け易いなどにより、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つた事、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つ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複数
の生体情報を連続して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。 更に、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、複数の生体情報の各測定値
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。 更に、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、且つ複数
の生体情報や温度情報を時分割して伝送すること
により、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
ンセンサ、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、複数の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複数の生体情報
信号を識別可能に時分割して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複
数の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
複数の生体情報信号を識別して、各生体情報の種
類に応じて分析する分析手段と、該分析手段の分
析結果を前記各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。 又、少なくとも１つの生体情報を連続して測定
する測定手段と、該測定手段の生体情報測定部位
の温度及び／又は被測定生体の温度を測定する温
度測定手段と、前記測定手段により出力される少
なくとも１つの生体情報信号と前記温度測定手段
により出力される温度情報信号とを識別可能に時
分割して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少なくとも１つの生体
情報信号と前記温度情報信号とを電気信号に変換
する変換手段と、該変換手段により電気信号に変
換された前記少なくとも１つの生体情報信号と前
記温度情報信号とを識別して、各生体情報の種類
に応じて温度補償を行いながら分析する分析手段
と、該分析手段の分析結果を前記各生体情報の種
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。 ［実施例］ 以下、添付図面に従つ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
定装置のブロツク図を示すものであつて、入力装
置１とインタフエース２と演算処理装置３とから
構成され、入力装置１とインタフエース２とは光
フアイバケーブル４で結合し、インタフエース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７に出力される。 従来は入力装置１とインタフエース２とは一体
となつており、測定データの出力部をホトカプラ
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
要があつた。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ヨンが確
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
となつた。また、遠隔からの計測や監視も容易と
なつた。 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変換を行つた後、光信号に変換して光ケーブ
ル４を通してインタフエース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
南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つて、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
細なブロツク図である。 入力装置１ａはイオン、ガスおよび酵素濃度測
定用の入力装置であつて、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
高入力抵抗電圧計１０、内部温度測定と溶液温度
測定のための温度計１１と１２、とそれぞれの出
力をデイ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とデイ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入力抵抗電圧計
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。高入力抵抗電圧計１０
は高入力インピーダンス（１０１１Ω以上）の抵
ドリフト（2μV／℃以下）差動増幅器を市販のオ
ペレーシヨナルアンプ（例えばバーブラウン社製
ODA111BM、テキサスインストルメント社製
TLC−27L2）で構成して用いた。AD変換器１
３，１４，１５は二重積分方式の41／２桁AD変
換器（インターシル社製：ICL7135CPI）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ロジツクICを用
いた。AD変換器１３，１４，１５は約400ms毎
に同時にスタートさせ、それぞれの出力値にヘツ
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、市販オペレーシヨナルアンプ
を用いて高精度定電流源を作製した。この定電流
源は70μA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ツチ２７より発生させ、
マルチプレクサ１６からインタフエース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±0.01℃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、絶縁チユー
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つてい
たため、精度としては±0.5℃が限度であつた。
これは、サーミスタの抵抗値Ｒ（Ω）より温度Ｔ
（〓）を算出する次の式より理解出来る。 １／Ｔ−１／T0＝１／Ｂ lo（Ｒ／R0） ここで、温度T0（〓）における抵抗値がR0（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（〓）の範
囲で次の様に表わせる。 Ｂ＝B0＋Ｃ（Ｘ−X0）＋Ｅ・T0（Ｔ−T1）＋Ｆ・
T0（Ｔ−T1）（Ｔ＋T0＋T1） 但し、Ｘ＝lo（Ｔ／T0）／１／T0−１／Ｔ B0，Ｃ，X0，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、インターフエース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つて温度
が高速に且つ精度良く算出される。 入力装置１ｂは、例えばO2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
力装置であつて、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、−0.5V〜−0.7Vの定
電圧源と、10-6〜10-11Ａ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41／２
桁AD変換器（インターシル社製：ICL7135CPI）
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、COMSロジツク
ICを用いた。AD変換器２０，２１は約400ms毎
に同時にスタートさせ、それぞれの出力値にヘツ
ダの文字を付加してシリアル変換を行う。 温度計１９は、市販オペレーシヨナルアンプを
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〜50μA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ツチ２８から発生
させ、マルチプレクサ２２からインタフエース２
へ通信されるよう工夫した。 インタフエース２は複数個（例５個）の入力チ
ヤ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で選択されたチヤンネルの信号
データをＩ／Ｏインタフエース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、インタフエース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変換し、チヤンネル毎に記
憶し、Ｉ／Ｏインタフエース２６からのデータ要
求に対してデータの転送を行う。Ｉ／Ｏインタフ
エース２６にはIEEE−488バスインタフエースを
用いたが、汎用のRS−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つて演算により
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CPUなどを持つたパー
ソナルコンピユータが利用できる。インタフエー
ス２はボード上に組立てることによつて、パーソ
ナルコンピユータの拡張スロツトに内蔵すること
ができる。表示装置６としてはパーソナルコンピ
ユ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ヤート、
第８図ａ，ｂはROM321に格納されたインタフ
エース２の制御プログラムのフローチヤートであ
る。 まずステツプS71でシステムが初期値化され
る。ステツプS72でインタフエース２に測定デー
タの送信を促す割り込みをかけて、ステツプS73
でインタフエース２からの測定データの受信を待
つ。 一方、インタフエース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ヤンし
ながら受信している。ステツプS101で入力装置
１からの測定データの受信を待ち、ステツプ
S102で入力装置１の接続位置により異なる格納
アドレスをセツトし、ステツプS103で入力装置
１別にRAM320の記憶エリアに記憶する。ステ
ツプS101〜103を繰り返し、全入力装置１を順に
スキヤ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ツト
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
り込みがあつた場合は、第８図ｂに示す手順で処
理される。まず、ステツプS104で通常の手順の
ステツプS103で記憶された測定データを読み出
し、ステツプS105で演算処理装置３に送信する。
ステツプS106で全測定データの送信を終了した
か判断して、まだの場合はステツプS104に戻つ
てステツプS104〜106を繰り返す。 演算処理装置３側では、前記ステツプS104〜
106で送信された測定データをステツプS74で受
信し、RAM333に記憶する。次に、ステツプ
S75、ステツプS84等で記憶された測定データの
種類によつ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ツプS75からステツ
プS76に行つて、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。ステツプS77でpHの測定かどうかを判
断し、pHの測定の場合はステツプS78で測定デ
ータよりpH値を算出し、ステツプS79でステツ
プS76で算出された温度に基づいてpH値の補正
を行い、ステツプS80で補正後のpH値を記憶す
る。ステツプS77でpH測定でない場合はステツ
プS81〜83に行つて、他イオンのイオン濃度を算
出、温度補償を行つて記憶する。 ガスセンサの場合はステツプS84からステツプ
S85に行つて、ステツプ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、ステツプS86〜88で気体温度を算出し、温度
補償を行つて記憶する。 ステツプ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、ステツプS90で表示装置６や記憶装置７
の出力装置に出力する。ステツプS100で測定の
終了かを判断し、終了でない場合は再びステツプ
S71〜90，100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
ミングで行つても、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。 次にステツプS76及びステツプS85等の測定温
度の算出のフローチヤートを第９図に示す。ここ
で、ｍはカウンタ数、ｌは算出精度に関連する計
算の繰り返し回数である。 まず、ステツプS91で初期値としてｍ＝０，Ｉ
に所定数を設定、定数T0，T1，B0，R0，X0，
Ｃ，Ｅ，Ｆを設定する。次にステツプS92では、
ステツプS74で他の測定値と共にインターフエー
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。ステツプS93でＲを基に、 Ｔ＝１／［｛lo（Ｒ／R0）｝／B0＋１／T0］から
Ｔを算出し、ステツプS94でステツプS93で算出
されたＴを基に、 Ｘ＝｛lo（Ｔ／T0）｝／（１／T0−１／Ｔ）から
Ｘを算出し、ステツプS95ではステツプS93で算
出されたＴとステツプS94で算出されたＸとを基
に、 Ｂ＝B0＋Ｃ（Ｘ−X0）＋Ｅ・T0（Ｔ−T1） ＋Ｆ・T0（Ｔ−T1）（Ｔ＋T0＋T1） よりＢを算出する。ステツプS96ではステツプ
S93で算出されたＴとステツプS95で算出された
Ｂを基に新たなＴを算出する。ステツプS97でｍ
を１つカウントアツプして、ステツプS98でｍが
ステツプS91で初期設定したｌ以上であるかをチ
エツクし、ｌより小さい場合はステツプS94に戻
つて、ステツプS94〜98を繰り返す。ｌ以上にな
つた場合はステツプS99行つて、現在のｍ，Ｔ，
Ｂを記憶してリターンする。ここで、ｌは一定回
数であつても良いし、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。 （実施例 １） サーミスタには、外直径1.00mm以下、ボリイミ
ドチユーブに挿入した微小サーミスタで、B0＝
3244−3408，R0＝7400−7800Ω，Ｃ＝30.7，Ｅ＝
−0.0766，Ｆ＝0.338×10-4，熱時定数50msec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、B0＝335，R0＝7793Ω，Ｃ＝
30.7，Ｅ＝−0.0766，Ｆ＝0.338×10-4，熱時定数
50msec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1/100℃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のようになつた。
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
を受け易いなどにより、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つた事、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つ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複数
の生体情報を連続して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。 更に、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、複数の生体情報の各測定値
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。 更に、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、且つ複数
の生体情報や温度情報を時分割して伝送すること
により、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
ンセンサ、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、複数の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複数の生体情報
信号を識別可能に時分割して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複
数の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
複数の生体情報信号を識別して、各生体情報の種
類に応じて分析する分析手段と、該分析手段の分
析結果を前記各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。 又、少なくとも１つの生体情報を連続して測定
する測定手段と、該測定手段の生体情報測定部位
の温度及び／又は被測定生体の温度を測定する温
度測定手段と、前記測定手段により出力される少
なくとも１つの生体情報信号と前記温度測定手段
により出力される温度情報信号とを識別可能に時
分割して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少なくとも１つの生体
情報信号と前記温度情報信号とを電気信号に変換
する変換手段と、該変換手段により電気信号に変
換された前記少なくとも１つの生体情報信号と前
記温度情報信号とを識別して、各生体情報の種類
に応じて温度補償を行いながら分析する分析手段
と、該分析手段の分析結果を前記各生体情報の種
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。 ［実施例］ 以下、添付図面に従つ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
定装置のブロツク図を示すものであつて、入力装
置１とインタフエース２と演算処理装置３とから
構成され、入力装置１とインタフエース２とは光
フアイバケーブル４で結合し、インタフエース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７に出力される。 従来は入力装置１とインタフエース２とは一体
となつており、測定データの出力部をホトカプラ
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
要があつた。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ヨンが確
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
となつた。また、遠隔からの計測や監視も容易と
なつた。 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変換を行つた後、光信号に変換して光ケーブ
ル４を通してインタフエース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
南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つて、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
細なブロツク図である。 入力装置１ａはイオン、ガスおよび酵素濃度測
定用の入力装置であつて、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
高入力抵抗電圧計１０、内部温度測定と溶液温度
測定のための温度計１１と１２、とそれぞれの出
力をデイ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とデイ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入力抵抗電圧計
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。高入力抵抗電圧計１０
は高入力インピーダンス（１０１１Ω以上）の抵
ドリフト（2μV／℃以下）差動増幅器を市販のオ
ペレーシヨナルアンプ（例えばバーブラウン社製
ODA111BM、テキサスインストルメント社製
TLC−27L2）で構成して用いた。AD変換器１
３，１４，１５は二重積分方式の41／２桁AD変
換器（インターシル社製：ICL7135CPI）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ロジツクICを用
いた。AD変換器１３，１４，１５は約400ms毎
に同時にスタートさせ、それぞれの出力値にヘツ
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、市販オペレーシヨナルアンプ
を用いて高精度定電流源を作製した。この定電流
源は70μA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ツチ２７より発生させ、
マルチプレクサ１６からインタフエース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±0.01℃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、絶縁チユー
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つてい
たため、精度としては±0.5℃が限度であつた。
これは、サーミスタの抵抗値Ｒ（Ω）より温度Ｔ
（〓）を算出する次の式より理解出来る。 １／Ｔ−１／T0＝１／Ｂ lo（Ｒ／R0） ここで、温度T0（〓）における抵抗値がR0（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（〓）の範
囲で次の様に表わせる。 Ｂ＝B0＋Ｃ（Ｘ−X0）＋Ｅ・T0（Ｔ−T1）＋Ｆ・
T0（Ｔ−T1）（Ｔ＋T0＋T1） 但し、Ｘ＝lo（Ｔ／T0）／１／T0−１／Ｔ B0，Ｃ，X0，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、インターフエース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つて温度
が高速に且つ精度良く算出される。 入力装置１ｂは、例えばO2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
力装置であつて、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、−0.5V〜−0.7Vの定
電圧源と、10-6〜10-11Ａ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41／２
桁AD変換器（インターシル社製：ICL7135CPI）
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、COMSロジツク
ICを用いた。AD変換器２０，２１は約400ms毎
に同時にスタートさせ、それぞれの出力値にヘツ
ダの文字を付加してシリアル変換を行う。 温度計１９は、市販オペレーシヨナルアンプを
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〜50μA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ツチ２８から発生
させ、マルチプレクサ２２からインタフエース２
へ通信されるよう工夫した。 インタフエース２は複数個（例５個）の入力チ
ヤ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で選択されたチヤンネルの信号
データをＩ／Ｏインタフエース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、インタフエース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変換し、チヤンネル毎に記
憶し、Ｉ／Ｏインタフエース２６からのデータ要
求に対してデータの転送を行う。Ｉ／Ｏインタフ
エース２６にはIEEE−488バスインタフエースを
用いたが、汎用のRS−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つて演算により
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CPUなどを持つたパー
ソナルコンピユータが利用できる。インタフエー
ス２はボード上に組立てることによつて、パーソ
ナルコンピユータの拡張スロツトに内蔵すること
ができる。表示装置６としてはパーソナルコンピ
ユ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ヤート、
第８図ａ，ｂはROM321に格納されたインタフ
エース２の制御プログラムのフローチヤートであ
る。 まずステツプS71でシステムが初期値化され
る。ステツプS72でインタフエース２に測定デー
タの送信を促す割り込みをかけて、ステツプS73
でインタフエース２からの測定データの受信を待
つ。 一方、インタフエース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ヤンし
ながら受信している。ステツプS101で入力装置
１からの測定データの受信を待ち、ステツプ
S102で入力装置１の接続位置により異なる格納
アドレスをセツトし、ステツプS103で入力装置
１別にRAM320の記憶エリアに記憶する。ステ
ツプS101〜103を繰り返し、全入力装置１を順に
スキヤ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ツト
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
り込みがあつた場合は、第８図ｂに示す手順で処
理される。まず、ステツプS104で通常の手順の
ステツプS103で記憶された測定データを読み出
し、ステツプS105で演算処理装置３に送信する。
ステツプS106で全測定データの送信を終了した
か判断して、まだの場合はステツプS104に戻つ
てステツプS104〜106を繰り返す。 演算処理装置３側では、前記ステツプS104〜
106で送信された測定データをステツプS74で受
信し、RAM333に記憶する。次に、ステツプ
S75、ステツプS84等で記憶された測定データの
種類によつ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ツプS75からステツ
プS76に行つて、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。ステツプS77でpHの測定かどうかを判
断し、pHの測定の場合はステツプS78で測定デ
ータよりpH値を算出し、ステツプS79でステツ
プS76で算出された温度に基づいてpH値の補正
を行い、ステツプS80で補正後のpH値を記憶す
る。ステツプS77でpH測定でない場合はステツ
プS81〜83に行つて、他イオンのイオン濃度を算
出、温度補償を行つて記憶する。 ガスセンサの場合はステツプS84からステツプ
S85に行つて、ステツプ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、ステツプS86〜88で気体温度を算出し、温度
補償を行つて記憶する。 ステツプ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、ステツプS90で表示装置６や記憶装置７
の出力装置に出力する。ステツプS100で測定の
終了かを判断し、終了でない場合は再びステツプ
S71〜90，100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
ミングで行つても、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。 次にステツプS76及びステツプS85等の測定温
度の算出のフローチヤートを第９図に示す。ここ
で、ｍはカウンタ数、ｌは算出精度に関連する計
算の繰り返し回数である。 まず、ステツプS91で初期値としてｍ＝０，Ｉ
に所定数を設定、定数T0，T1，B0，R0，X0，
Ｃ，Ｅ，Ｆを設定する。次にステツプS92では、
ステツプS74で他の測定値と共にインターフエー
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。ステツプS93でＲを基に、 Ｔ＝１／［｛lo（Ｒ／R0）｝／B0＋１／T0］から
Ｔを算出し、ステツプS94でステツプS93で算出
されたＴを基に、 Ｘ＝｛lo（Ｔ／T0）｝／（１／T0−１／Ｔ）から
Ｘを算出し、ステツプS95ではステツプS93で算
出されたＴとステツプS94で算出されたＸとを基
に、 Ｂ＝B0＋Ｃ（Ｘ−X0）＋Ｅ・T0（Ｔ−T1） ＋Ｆ・T0（Ｔ−T1）（Ｔ＋T0＋T1） よりＢを算出する。ステツプS96ではステツプ
S93で算出されたＴとステツプS95で算出された
Ｂを基に新たなＴを算出する。ステツプS97でｍ
を１つカウントアツプして、ステツプS98でｍが
ステツプS91で初期設定したｌ以上であるかをチ
エツクし、ｌより小さい場合はステツプS94に戻
つて、ステツプS94〜98を繰り返す。ｌ以上にな
つた場合はステツプS99行つて、現在のｍ，Ｔ，
Ｂを記憶してリターンする。ここで、ｌは一定回
数であつても良いし、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。 （実施例 １） サーミスタには、外直径1.00mm以下、ボリイミ
ドチユーブに挿入した微小サーミスタで、B0＝
3244−3408，R0＝7400−7800Ω，Ｃ＝30.7，Ｅ＝
−0.0766，Ｆ＝0.338×10-4，熱時定数50msec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、B0＝335，R0＝7793Ω，Ｃ＝
30.7，Ｅ＝−0.0766，Ｆ＝0.338×10-4，熱時定数
50msec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1/100℃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のようになつた。
【表】
計算ループ回数の１回目ですでに1/100℃精度
が得られていることがわかつた。また、比較のた
めにD632で測定した値とは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100msec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つて温度補償をした
イオン濃度測定を行つた。 入力装置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エ
ース２との間で光フアイバ４を通して光データ通
信を行う。インターフエース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
インターフエースを用いた。演算処理装置３には
パーソルナルコンピユータの日本電気株式会社製
NEC・PC−9801VM4を用いた。 イオン選択性電極ではイオン濃度［Ion］と起
電力Ｅは一般にNernst式に従い、陽イオンの場
合は、Ｅ＝E0＋RT／nFlo［Ion］ ［Ion］＝exp｛（nF／RT）（Ｅ−E0）｝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Ｅ＝a1・Ｔ＋b1・Ｔ・pH＋c1 ……(1) （ここで、Ｔ：絶対温度） の係数a1，b1，c1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
びサーミスタをセツトする。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、光フアイバ
４、インターフエース２を通じ演算処理装置３に
取り込み、式(1)より循環液のpH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つ
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つて温度補
償を含めた二酸化炭素分圧測定を行つた。 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
ーフエース２との間で光フアイバ４を通して光デ
ータ通信を行う。インタフエース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インタフエースを用いた。演算処理装置３
には、日本電気株式会社製：パーソナルコンピユ
ータPC9801−VM4を用いた。 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（mv）＝a2＋b2・Ｔ＋ｓ・1og［pCO2］ここ
で、a2，b2，ｓ：定数、Ｅ：測定起電力、Ｔ：絶
対温度である。 従つて、次式 ［pCO2］（mmHg）＝anti−1og｛Ｅ−a2−b2・Ｔ／ｓ｝ ……(2) となり、未知定数a2，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（℃）と電位差Ｅが測定できれば、
温度の変化に影響されることなく、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＋154mM
NaCl）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１
６、光フアイバ４、インタフエース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図に示すフローチヤートに従
つて算出する。 ステツプS131で、予め計算された較正時のパ
ランメータa2，b2，ｓが入力設定される。ステツ
プS132で、入力装置１ａ、マルチプレクサ１６、
光フアイバ４、インタフエース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、ステツプ
S133で記憶する。 まずステツプS134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
テツプS135でこの温度Ｔを電位差Ｅとから式(2)
によりpCO2を算出し、ステツプS136でこの測定
結果を表示する。ステツプS137は測定の継続か
否かの分岐であり、継続する場合はステツプ
S132に戻つて、ステツプS132〜137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つた。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 NaHCO3＋154mM
NaCl）の流量を500〜2000ml／minと変化させ実
験例３と同様に連続測定を行つた。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つ
た。また、データ通信方法として光フアイバを用
いているので、入出力装置１ａとインタフエース
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つて、温度補償を
含めた酸素分圧測定を行つた。 入力装置１ｂは、酸素分圧測定の微小電流計１
８と温度測定回路１９から構成されており、各々
の出力はマルチプレクサ２２を通して、時分割方
式でインターフエース２との間で光フアイバ４を
通して光データ通信を行う。インタフエース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インタフエースを用いた。演算処
理装置３には、日本電気株式会社製：パーソナル
コンピユータPC9801−VM4を用いた。酸素分圧
の算出のフローチヤートを第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Ｉとの関係は次式(3)で表される。 Ｉ(A)＝exp｛a3／（Ｔ＋273）＋b3｝・［pO2］（mm
Hg） ＋（c3Ｔ＋d3） ……(3) ここで、Ｔは測定時の温度（℃）とする。従つ
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pO2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（℃）と電流値IA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図のステツプS141では予め求めて記憶
させておいた各pO2センサの係数a3，b3，c3，d3
を呼び出す。ステツプS142でサーミスタから算
出した測定時の温度Ｔ（℃）を読み出す。さらに
ステツプS143では、受信、記憶されたセンサの
電流値IAを読み出す。それらの値を、較正式(3)
を変形した式 pO2＝｛Ｉ−（c3Ｔ＋d3｝／exp ｛a3／（Ｔ＋273）＋b3｝ に代入して、ステツプS144でpO2値を算出して、
ステツプS145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＝−18.97 c3＝−2.28×10-10 d3＝2.65×10-8 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、サーミスタの温
度Ｔを入力装置１ｂ、マルチプレクサ２２、光フ
アイバ４、インタフエース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１
６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の中の実線は、その時人工肺１５
１に通じたN2，O2混合ガスのO2の容量分率と、
水蒸気圧とから計算したpO2の理論値でる。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つた。 以上述べた如く本実施例によれば、入力装置の
電源が電池で構成され、小型化ができるため、手
術やベツ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離し
ており、入力装置が軽量であるので、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、高入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ユ
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
乱の影響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
濃度等の複数の生体情報を連続して測定するため
の生体情報測定装置を提供できる。 更に、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、複数の生体情報の各測定値
の温度補償を行う生体情報測定装置を提供でき
る。 更に、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、且つ複数
の生体情報や温度情報を時分割して伝送すること
により、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
報測定装置を提供できる。 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
を提供できる。
が得られていることがわかつた。また、比較のた
めにD632で測定した値とは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100msec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つて温度補償をした
イオン濃度測定を行つた。 入力装置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エ
ース２との間で光フアイバ４を通して光データ通
信を行う。インターフエース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
インターフエースを用いた。演算処理装置３には
パーソルナルコンピユータの日本電気株式会社製
NEC・PC−9801VM4を用いた。 イオン選択性電極ではイオン濃度［Ion］と起
電力Ｅは一般にNernst式に従い、陽イオンの場
合は、Ｅ＝E0＋RT／nFlo［Ion］ ［Ion］＝exp｛（nF／RT）（Ｅ−E0）｝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Ｅ＝a1・Ｔ＋b1・Ｔ・pH＋c1 ……(1) （ここで、Ｔ：絶対温度） の係数a1，b1，c1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
びサーミスタをセツトする。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、光フアイバ
４、インターフエース２を通じ演算処理装置３に
取り込み、式(1)より循環液のpH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つ
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つて温度補
償を含めた二酸化炭素分圧測定を行つた。 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
ーフエース２との間で光フアイバ４を通して光デ
ータ通信を行う。インタフエース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インタフエースを用いた。演算処理装置３
には、日本電気株式会社製：パーソナルコンピユ
ータPC9801−VM4を用いた。 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（mv）＝a2＋b2・Ｔ＋ｓ・1og［pCO2］ここ
で、a2，b2，ｓ：定数、Ｅ：測定起電力、Ｔ：絶
対温度である。 従つて、次式 ［pCO2］（mmHg）＝anti−1og｛Ｅ−a2−b2・Ｔ／ｓ｝ ……(2) となり、未知定数a2，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（℃）と電位差Ｅが測定できれば、
温度の変化に影響されることなく、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＋154mM
NaCl）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１
６、光フアイバ４、インタフエース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図に示すフローチヤートに従
つて算出する。 ステツプS131で、予め計算された較正時のパ
ランメータa2，b2，ｓが入力設定される。ステツ
プS132で、入力装置１ａ、マルチプレクサ１６、
光フアイバ４、インタフエース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、ステツプ
S133で記憶する。 まずステツプS134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
テツプS135でこの温度Ｔを電位差Ｅとから式(2)
によりpCO2を算出し、ステツプS136でこの測定
結果を表示する。ステツプS137は測定の継続か
否かの分岐であり、継続する場合はステツプ
S132に戻つて、ステツプS132〜137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つた。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 NaHCO3＋154mM
NaCl）の流量を500〜2000ml／minと変化させ実
験例３と同様に連続測定を行つた。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つ
た。また、データ通信方法として光フアイバを用
いているので、入出力装置１ａとインタフエース
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つて、温度補償を
含めた酸素分圧測定を行つた。 入力装置１ｂは、酸素分圧測定の微小電流計１
８と温度測定回路１９から構成されており、各々
の出力はマルチプレクサ２２を通して、時分割方
式でインターフエース２との間で光フアイバ４を
通して光データ通信を行う。インタフエース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インタフエースを用いた。演算処
理装置３には、日本電気株式会社製：パーソナル
コンピユータPC9801−VM4を用いた。酸素分圧
の算出のフローチヤートを第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Ｉとの関係は次式(3)で表される。 Ｉ(A)＝exp｛a3／（Ｔ＋273）＋b3｝・［pO2］（mm
Hg） ＋（c3Ｔ＋d3） ……(3) ここで、Ｔは測定時の温度（℃）とする。従つ
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pO2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（℃）と電流値IA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図のステツプS141では予め求めて記憶
させておいた各pO2センサの係数a3，b3，c3，d3
を呼び出す。ステツプS142でサーミスタから算
出した測定時の温度Ｔ（℃）を読み出す。さらに
ステツプS143では、受信、記憶されたセンサの
電流値IAを読み出す。それらの値を、較正式(3)
を変形した式 pO2＝｛Ｉ−（c3Ｔ＋d3｝／exp ｛a3／（Ｔ＋273）＋b3｝ に代入して、ステツプS144でpO2値を算出して、
ステツプS145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＝−18.97 c3＝−2.28×10-10 d3＝2.65×10-8 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、サーミスタの温
度Ｔを入力装置１ｂ、マルチプレクサ２２、光フ
アイバ４、インタフエース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１
６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の中の実線は、その時人工肺１５
１に通じたN2，O2混合ガスのO2の容量分率と、
水蒸気圧とから計算したpO2の理論値でる。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つた。 以上述べた如く本実施例によれば、入力装置の
電源が電池で構成され、小型化ができるため、手
術やベツ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離し
ており、入力装置が軽量であるので、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、高入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ユ
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
乱の影響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
濃度等の複数の生体情報を連続して測定するため
の生体情報測定装置を提供できる。 更に、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、複数の生体情報の各測定値
の温度補償を行う生体情報測定装置を提供でき
る。 更に、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、且つ複数
の生体情報や温度情報を時分割して伝送すること
により、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
報測定装置を提供できる。 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
を提供できる。
第１図は実施例の生体情報測定装置のブロツク
図、第２図は実施例の生体情報測定装置の更に詳
細なブロツク図、第３図はイオンセンサ用高入力
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図と演算処理装置３の制御プ
ログラムのフローチヤート、第８図ａ，ｂはイン
タフエース２の制御プログラムのフローチヤー
ト、第９図は測定温度の算出プログラムのフロー
チヤート、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たpH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pCO2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
ヤート、第１４図は酸素分圧の算出プログラムの
フローチヤート、第１５図は実験例で用いた循環
回路の摸式図、第１６図ａ〜ｃは実験例５の測定
結果を示す図である。 図中、１，１ａ，１ｂ……入力装置、２……イ
ンタフエース、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。
図、第２図は実施例の生体情報測定装置の更に詳
細なブロツク図、第３図はイオンセンサ用高入力
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図と演算処理装置３の制御プ
ログラムのフローチヤート、第８図ａ，ｂはイン
タフエース２の制御プログラムのフローチヤー
ト、第９図は測定温度の算出プログラムのフロー
チヤート、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たpH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pCO2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
ヤート、第１４図は酸素分圧の算出プログラムの
フローチヤート、第１５図は実験例で用いた循環
回路の摸式図、第１６図ａ〜ｃは実験例５の測定
結果を示す図である。 図中、１，１ａ，１ｂ……入力装置、２……イ
ンタフエース、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 (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 複数の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複数の生体情報信
号を識別可能に時分割して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複数の生体情
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複
数の生体情報信号を識別して、各生体情報の種類
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各生体情報の種類
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 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 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 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 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 少なくとも１つの生体情報を連続して測定す
る測定手段と、 該測定手段の生体情報測定部位の温度及び／又
は被測定生体の温度を測定する温度測定手段と、 前記測定手段により出力される少なくとも１つ
の生体情報信号と前記温度測定手段により出力さ
れる温度情報信号とを識別可能に時分割して非電
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少なくとも１
つの生体情報信号と前記温度情報信号とを電気信
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少
なくとも１つの生体情報信号と前記温度情報信号
とを識別して、各生体情報の種類に応じて温度補
償を行いながら分析する分析手段と、 該分析手段の分析結果を前記各生体情報の種類
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。 ７ 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６項記載の生体情報測定装置。 ８ 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６項記載の
生体情報測定装置。 ９ 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６項記載の生体情報測定装
置。 １０ 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こ
とを特徴とする特許請求の範囲第６項記載の生体
情報測定装置。
Priority Applications (10)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DK334787A DK334787A (da) | 1986-07-01 | 1987-06-30 | Apparat til maaling af biologisk information |
| FI872885A FI872885A7 (fi) | 1986-07-01 | 1987-06-30 | Anordning foer maetning av biologisk information. |
| NO872732A NO872732L (no) | 1986-07-01 | 1987-06-30 | Mleinstrument for biologiske parametre. |
| CA000541001A CA1286402C (en) | 1986-07-01 | 1987-06-30 | Biological information measurement apparatus |
| AU74980/87A AU585162B2 (en) | 1986-07-01 | 1987-06-30 | Biological information measurement apparatus |
| EP87401536A EP0251931B1 (en) | 1986-07-01 | 1987-07-01 | Biological information measurement apparatus |
| AT87401536T ATE128835T1 (de) | 1986-07-01 | 1987-07-01 | Apparat zum messen von biologischen informationen. |
| DE3751559T DE3751559T2 (de) | 1986-07-01 | 1987-07-01 | Apparat zum Messen von biologischen Informationen. |
| KR1019870006927A KR890004554B1 (ko) | 1986-07-01 | 1987-07-01 | 생체 정보 측정장치 |
| US07/626,413 US5126937A (en) | 1986-07-01 | 1990-12-14 | Biological information measurement apparatus |
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP15274486 | 1986-07-01 | ||
| JP61-152744 | 1986-07-01 | ||
| JP61-249473 | 1986-10-22 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63226337A JPS63226337A (ja) | 1988-09-21 |
| JPH0434894B2 true JPH0434894B2 (ja) | 1992-06-09 |
Family
ID=15547209
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62081276A Granted JPS63226337A (ja) | 1986-07-01 | 1987-04-03 | 生体情報測定装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS63226337A (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP5006488B2 (ja) * | 2000-12-08 | 2012-08-22 | テルモ株式会社 | 医療用機器接続用端子及びそれを用いた集中モニタシステム |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS55129900A (en) * | 1979-03-29 | 1980-10-08 | Mitsubishi Electric Corp | Biological body information measuring device |
| JPS56109645A (en) * | 1980-02-05 | 1981-08-31 | Sumitomo Electric Industries | Blood nonnvisual blood analyzer |
| JPS5863560U (ja) * | 1981-10-26 | 1983-04-28 | 三菱レイヨン株式会社 | 温度補償機能を有するガス濃度測定装置 |
| JPS59171537A (ja) * | 1983-03-17 | 1984-09-28 | 三菱レイヨン株式会社 | 生体内ガス分圧の測定方法および装置 |
-
1987
- 1987-04-03 JP JP62081276A patent/JPS63226337A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS63226337A (ja) | 1988-09-21 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |