JPH0638947A - 血液の分光測光分析法及び該装置 - Google Patents
血液の分光測光分析法及び該装置Info
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- JPH0638947A JPH0638947A JP5073554A JP7355493A JPH0638947A JP H0638947 A JPH0638947 A JP H0638947A JP 5073554 A JP5073554 A JP 5073554A JP 7355493 A JP7355493 A JP 7355493A JP H0638947 A JPH0638947 A JP H0638947A
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 ヘマトクリット等の血液パラメータを連続的
にオンラインで監視するのに特に有用な方法と装置を提
供する。 【構成及び効果】 血中電解質の組成、例えばナトリウ
ムの血中濃度の変化の作用により、光束の形態が変化す
ることが見出され、該作用は血中ナトリウム濃度を測定
するのに利用される。本発明の装置は、体外回路又は透
視可能な身体の部分に適用することができ、透析を最適
化するのに用いられ、また光学的に検出可能な外因性巨
大分子を監視するのにも用いることができる。
にオンラインで監視するのに特に有用な方法と装置を提
供する。 【構成及び効果】 血中電解質の組成、例えばナトリウ
ムの血中濃度の変化の作用により、光束の形態が変化す
ることが見出され、該作用は血中ナトリウム濃度を測定
するのに利用される。本発明の装置は、体外回路又は透
視可能な身体の部分に適用することができ、透析を最適
化するのに用いられ、また光学的に検出可能な外因性巨
大分子を監視するのにも用いることができる。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は血液パラメータの分光測
光分析法及び該装置に関する。
光分析法及び該装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】ヘマトクリットおよび経血管体液交換の
ような血液のパラメータもしくは指数は重要な臨床情報
を提供する。例えば、腎臓不全および大量体液による過
負荷のような幾つかの臨床症状があるが、これらは自然
の方法か又は人工的な装置を使用することによって体液
を除去する必要があり、最適の速度で体液を除去するこ
とができれば有利である。
ような血液のパラメータもしくは指数は重要な臨床情報
を提供する。例えば、腎臓不全および大量体液による過
負荷のような幾つかの臨床症状があるが、これらは自然
の方法か又は人工的な装置を使用することによって体液
を除去する必要があり、最適の速度で体液を除去するこ
とができれば有利である。
【０００３】体液を除去するのに通常用いられている臨
床方法に体外回路がある。体組織と血液流は直接接続し
ているので、血液から体液を除去すると、組織から血液
流への体液の移動を維持する力が不安定になる。それ故
に、血液流から連続的に体液を除去すると、組織からの
連続的な動員（ｍｏｂｉｌｉｚａｔｉｏｎ）が起こり、
結局治療の対象になる。
床方法に体外回路がある。体組織と血液流は直接接続し
ているので、血液から体液を除去すると、組織から血液
流への体液の移動を維持する力が不安定になる。それ故
に、血液流から連続的に体液を除去すると、組織からの
連続的な動員（ｍｏｂｉｌｉｚａｔｉｏｎ）が起こり、
結局治療の対象になる。
【０００４】しかし血液流からの体液の取出しが、体液
が組織から動員され得る速度より速い速度で行われる
と、患者は低血圧（ショック）になる。この併発症は、
血圧がたとえ連続的に保持されていても予測が困難であ
る。おそらく、代償不全が起こり循環系のショックが発
生するまでは、血液量が減少していても、血行代償機構
がうまく働いて正常な血圧を保持するであろう。この可
能性を防止するために体液除去を著しく低速度で行うこ
とができるが、この方法は不利である。それ故に体液除
去の最適速度、すなわち低血圧を起こさずに可能な限り
速い速度を達成することが望ましい。したがって透析が
最もよく利用される。
が組織から動員され得る速度より速い速度で行われる
と、患者は低血圧（ショック）になる。この併発症は、
血圧がたとえ連続的に保持されていても予測が困難であ
る。おそらく、代償不全が起こり循環系のショックが発
生するまでは、血液量が減少していても、血行代償機構
がうまく働いて正常な血圧を保持するであろう。この可
能性を防止するために体液除去を著しく低速度で行うこ
とができるが、この方法は不利である。それ故に体液除
去の最適速度、すなわち低血圧を起こさずに可能な限り
速い速度を達成することが望ましい。したがって透析が
最もよく利用される。
【０００５】血液からの体液の除去、または組織から血
液への体液の動員によって、ヘマトクリット（赤血球容
積の全血液に対する比率）が変化し、この変化は、血液
の光学的特性を変化させる。
液への体液の動員によって、ヘマトクリット（赤血球容
積の全血液に対する比率）が変化し、この変化は、血液
の光学的特性を変化させる。
【０００６】赤血球は、ヘモグロビンという、紫外線、
可視光および赤外線の領域を通じて吸光の連続スペクト
ルを有する天然に存在する色素を有しているので、ヘマ
トクリットが変化すると血中のヘモグロビン濃度が変化
し、それ故、血液カラム（ｃｏｌｕｍｎ）の光透過率が
変化する。ヘマトクリットは、流動する血液カラムの光
透過率の変化と相関関係があるので、ヘマトクリットの
測定が、他の血液指数の測定値を誘導するのに利用でき
ることが証明されている。メリック（Ｍｅｒｉｃ）の米
国特許第３８３０５６９号、シュワルツマン（Ｓｃｈｗ
ａｒｔｚｍａｎｎ）の米国特許第４２４３８８３号およ
びキュリス（Ｃｕｌｌｉｓ）の米国特許第４３０３３３
６号に示されているように、適切な光源と光検出器を備
えた、血液指数測定用の分光測光装置が知られている。
その光源は、前方にコリメイティングレンズを取付けた
レーザーでもよく、またその光源は血液から離れている
かまたは近接していてもよい。メリックが示しているよ
うに、中心に配置した光トラップを組合わせた多数の検
出器が用いられており、窓を備えたシールドを光路中に
配置してもよい。
可視光および赤外線の領域を通じて吸光の連続スペクト
ルを有する天然に存在する色素を有しているので、ヘマ
トクリットが変化すると血中のヘモグロビン濃度が変化
し、それ故、血液カラム（ｃｏｌｕｍｎ）の光透過率が
変化する。ヘマトクリットは、流動する血液カラムの光
透過率の変化と相関関係があるので、ヘマトクリットの
測定が、他の血液指数の測定値を誘導するのに利用でき
ることが証明されている。メリック（Ｍｅｒｉｃ）の米
国特許第３８３０５６９号、シュワルツマン（Ｓｃｈｗ
ａｒｔｚｍａｎｎ）の米国特許第４２４３８８３号およ
びキュリス（Ｃｕｌｌｉｓ）の米国特許第４３０３３３
６号に示されているように、適切な光源と光検出器を備
えた、血液指数測定用の分光測光装置が知られている。
その光源は、前方にコリメイティングレンズを取付けた
レーザーでもよく、またその光源は血液から離れている
かまたは近接していてもよい。メリックが示しているよ
うに、中心に配置した光トラップを組合わせた多数の検
出器が用いられており、窓を備えたシールドを光路中に
配置してもよい。
【０００７】イシバラ（Ｉｓｈｉｂａｒａ）らの米国特
許第４４８４１３５号によって例示されているように、
血液の抵抗率を測定することによるヘマトクリットの測
定も知られている。この特許は、血球の計数と血球の平
均容積からヘマトクリットを誘導する測定法に対し、血
液中の電解質と蛋白質の濃度が希釈により変化した場合
でも希釈された血液を使うことを批判している。
許第４４８４１３５号によって例示されているように、
血液の抵抗率を測定することによるヘマトクリットの測
定も知られている。この特許は、血球の計数と血球の平
均容積からヘマトクリットを誘導する測定法に対し、血
液中の電解質と蛋白質の濃度が希釈により変化した場合
でも希釈された血液を使うことを批判している。
【０００８】Ｊ．Ａｐｐｌ．Ｐｈｙｓｉｏｌ．，６２
（１）巻，３６４頁，１９８７年には、血液が循環され
ている光透過性のプラスチック管が、光源と、その光源
から略反対側に配置された光検出器との間に配置される
ことが開示されている。高分子量のＢｌｕｅ Ｄｅｘｔ
ｒａｎが非光透過性の参照トレーサーとして使用でき
る。Ｊ．Ａｐｐｌ．Ｐｈｙｓｉｏｌ．，６２（２）巻，
４５６頁，１９９０年には、広く散乱した光束を確実に
検出するために、光検出器の回路に並列に接続された検
出器が用いられることが例示されている。別の検出器が
光の揺動を測定していること、及び希釈された灌流液も
記載されている 注意しないと、アーチファクトの測定は、血液の光学的
特性から血液パラメータを測定する際に誤差を生じ得
る。よく知られている或るアーチファクトは、ヘモグロ
ビンの酸素飽和度（ＳａＯ2 ）の変化から生じる。この
アーチファクトは、ヘモグロビンの酸素含量が光透過率
に影響しない特定の波長光または等吸収点を選択するこ
とにより、回避できることが見出だされている。等吸収
点は、ＩＲ領域（約８１４ｎｍ）、グリーン領域（約５
８５と５５５ｎｍ）およびＵＶ領域において知られてい
る。
（１）巻，３６４頁，１９８７年には、血液が循環され
ている光透過性のプラスチック管が、光源と、その光源
から略反対側に配置された光検出器との間に配置される
ことが開示されている。高分子量のＢｌｕｅ Ｄｅｘｔ
ｒａｎが非光透過性の参照トレーサーとして使用でき
る。Ｊ．Ａｐｐｌ．Ｐｈｙｓｉｏｌ．，６２（２）巻，
４５６頁，１９９０年には、広く散乱した光束を確実に
検出するために、光検出器の回路に並列に接続された検
出器が用いられることが例示されている。別の検出器が
光の揺動を測定していること、及び希釈された灌流液も
記載されている 注意しないと、アーチファクトの測定は、血液の光学的
特性から血液パラメータを測定する際に誤差を生じ得
る。よく知られている或るアーチファクトは、ヘモグロ
ビンの酸素飽和度（ＳａＯ2 ）の変化から生じる。この
アーチファクトは、ヘモグロビンの酸素含量が光透過率
に影響しない特定の波長光または等吸収点を選択するこ
とにより、回避できることが見出だされている。等吸収
点は、ＩＲ領域（約８１４ｎｍ）、グリーン領域（約５
８５と５５５ｎｍ）およびＵＶ領域において知られてい
る。
【０００９】カルカル（ＫａｒＫａｒ）らの米国特許第
４７４５２７９号、モラン（Ｍｏｒａｎ）らの米国特許
第４７７６３４０号、ベイリィ（Ｂａｉｌｙ）の米国特
許第５０４８５２４号及びカルカル（ＫａｒＫａｒ）ら
の米国特許第５０６６８５９号には、各種測定値のアー
チファクト、特に血液流に入射する光の強さの変動を保
証するために追加の検出器が用いられることが例示され
ている。カルカルの米国特許第４７４５２７９号では、
拡散光用の検出器が、他の光源で直接照射されている補
償検出器と組合わせて用いられている。モランの米国特
許では、遠距離検出器と近距離検出器が用いられ、別個
に増幅されたシグナルの比率が測定されている。モラン
の米国特許に類似しているコーノ（Ｋｏｈｎｏ）らの米
国特許第５１４９５０３号では、追加エミッタの配置と
シグナル比が用いられている。
４７４５２７９号、モラン（Ｍｏｒａｎ）らの米国特許
第４７７６３４０号、ベイリィ（Ｂａｉｌｙ）の米国特
許第５０４８５２４号及びカルカル（ＫａｒＫａｒ）ら
の米国特許第５０６６８５９号には、各種測定値のアー
チファクト、特に血液流に入射する光の強さの変動を保
証するために追加の検出器が用いられることが例示され
ている。カルカルの米国特許第４７４５２７９号では、
拡散光用の検出器が、他の光源で直接照射されている補
償検出器と組合わせて用いられている。モランの米国特
許では、遠距離検出器と近距離検出器が用いられ、別個
に増幅されたシグナルの比率が測定されている。モラン
の米国特許に類似しているコーノ（Ｋｏｈｎｏ）らの米
国特許第５１４９５０３号では、追加エミッタの配置と
シグナル比が用いられている。
【００１０】カルカルの米国特許第５０６６８５９号で
は、ヘマトクリットを測定する一対の遠距離場検出器お
よび酸素飽和度の測定値を得る一対の近距離場検出器が
用いられている。遠距離場検出器は発光ファイバーから
等距離の間隔をあけて配置され、その遠距離場検出器の
１つが、その対になっているファイバーが検出する信号
を補償するために使用されている。
は、ヘマトクリットを測定する一対の遠距離場検出器お
よび酸素飽和度の測定値を得る一対の近距離場検出器が
用いられている。遠距離場検出器は発光ファイバーから
等距離の間隔をあけて配置され、その遠距離場検出器の
１つが、その対になっているファイバーが検出する信号
を補償するために使用されている。
【００１１】しかしながら、血液のパラメータと血液の
光学的特性との間の相関関係は改善される必要があり、
血液の光学的特性を用いて血液指数を測定する方法の改
善が望まれている。有利には、体液移動の監視に関する
用途が促進されるであろう。例えば体液排出の最適速度
を得るため、適切なものとしてフィードバックの使用を
含む、体液排除の監視が促進されるであろう。これに関
連して、例えば体液の再吸収を誘発させるかまたは血管
膜の透過性を回復させる医薬による治療を用いることが
できる。
光学的特性との間の相関関係は改善される必要があり、
血液の光学的特性を用いて血液指数を測定する方法の改
善が望まれている。有利には、体液移動の監視に関する
用途が促進されるであろう。例えば体液排出の最適速度
を得るため、適切なものとしてフィードバックの使用を
含む、体液排除の監視が促進されるであろう。これに関
連して、例えば体液の再吸収を誘発させるかまたは血管
膜の透過性を回復させる医薬による治療を用いることが
できる。
【００１２】
【発明の概要】本発明の血液のパラメータを光学的に測
定する新規な方法によれば、光束を患者の血液中に導入
し、次いで例えば血液電解質の組成の変化に起因する光
散乱の変化の作用を考慮しながら、血液から発する光が
検出される。一般に等吸収波長光が使用されるが、この
場合、単一の波長光で血中のヘマトクリットとナトリウ
ムの濃度を測定するのに充分である。関連する血液値は
ヘマトリクリットから決定することができる。
定する新規な方法によれば、光束を患者の血液中に導入
し、次いで例えば血液電解質の組成の変化に起因する光
散乱の変化の作用を考慮しながら、血液から発する光が
検出される。一般に等吸収波長光が使用されるが、この
場合、単一の波長光で血中のヘマトクリットとナトリウ
ムの濃度を測定するのに充分である。関連する血液値は
ヘマトリクリットから決定することができる。
【００１３】等吸収波長光を用いる場合の変化として、
第２の波長光、またはさらに追加の波長光を患者の血液
中に導入してもよい。この場合、外因性の光学的に検出
可能な、血中の巨大分子の濃度のような他の血液パラメ
ータを光学的に測定することができる。したがって“血
液パラメータ”という用語は、本明細書においては、ヘ
モグロビンのような内因性巨大分子のみならず外因性巨
大分子の血中の濃度も含まれる。
第２の波長光、またはさらに追加の波長光を患者の血液
中に導入してもよい。この場合、外因性の光学的に検出
可能な、血中の巨大分子の濃度のような他の血液パラメ
ータを光学的に測定することができる。したがって“血
液パラメータ”という用語は、本明細書においては、ヘ
モグロビンのような内因性巨大分子のみならず外因性巨
大分子の血中の濃度も含まれる。
【００１４】本発明によれば、体液の平衡監視すること
ができるので体液の管理に利用できる。さらに体液の平
衡監視により得られた情報は、体液除去の速度を調節す
るのに利用できる。体液除去と共に医薬による治療が、
例えば体液の再吸収を誘発させるかまたは血管膜の透過
性を回復させるために利用できる。
ができるので体液の管理に利用できる。さらに体液の平
衡監視により得られた情報は、体液除去の速度を調節す
るのに利用できる。体液除去と共に医薬による治療が、
例えば体液の再吸収を誘発させるかまたは血管膜の透過
性を回復させるために利用できる。
【００１５】また本発明は、血液パラメータを光学的に
測定する新規な装置を提供し、該装置は、患者の血液中
に導入する光束を発生する手段；光散乱の変化の作用を
考慮しながら血液から発する光を検出する手段；および
上記光検出手段と作動可能に連通して信号を測定する手
段を備えている。本発明の装置は、選択された血液パラ
メータについて患者を連続的にまたは間欠的に監視する
ために、血液が流動する体外回路と共に有利に利用する
ことができる。
測定する新規な装置を提供し、該装置は、患者の血液中
に導入する光束を発生する手段；光散乱の変化の作用を
考慮しながら血液から発する光を検出する手段；および
上記光検出手段と作動可能に連通して信号を測定する手
段を備えている。本発明の装置は、選択された血液パラ
メータについて患者を連続的にまたは間欠的に監視する
ために、血液が流動する体外回路と共に有利に利用する
ことができる。
【００１６】
【実施例】上記のようにヘマトクリットの変化により、
血液の光学的特性の変化が誘発される。光の散乱の変化
に影響を与える因子は、血液の光学的特性から血液のパ
ラメータを測定する際に考慮しなければならないことが
発見されたのである。比べてみると、Ｊ．Ａｐｐｌ．Ｐ
ｈｙｓｉｏｌ．，６９（２）巻，４５６頁，１９９０年
に記載されている技術は、散乱光束を確実に検出し、そ
の信号を最大にすることだけを試みているに過ぎない。
血液の光学的特性の変化が誘発される。光の散乱の変化
に影響を与える因子は、血液の光学的特性から血液のパ
ラメータを測定する際に考慮しなければならないことが
発見されたのである。比べてみると、Ｊ．Ａｐｐｌ．Ｐ
ｈｙｓｉｏｌ．，６９（２）巻，４５６頁，１９９０年
に記載されている技術は、散乱光束を確実に検出し、そ
の信号を最大にすることだけを試みているに過ぎない。
【００１７】等容積の０．９％ＮａＣｌ（正常食塩水）
と血漿は、ヘマトクリットの変化は同じであろうと予想
されたけれども、流動する血液カラムを通過する光透過
率が有意に異なる変化を示すということが既に観察され
ている。この現象については血液の電解質の組成、特に
血中のナトリウム濃度の変化の作用を考慮することによ
り補正できることが発見されている。
と血漿は、ヘマトクリットの変化は同じであろうと予想
されたけれども、流動する血液カラムを通過する光透過
率が有意に異なる変化を示すということが既に観察され
ている。この現象については血液の電解質の組成、特に
血中のナトリウム濃度の変化の作用を考慮することによ
り補正できることが発見されている。
【００１８】この現象は、通常“散乱作用”と呼ばれ
（または血中ナトリウム濃度の変化が関連しているとき
は“ナトリウム作用”と呼ばれ）ている（図１）。図の
ように、ナトリウム血中濃度の変化に起因する、入射光
に比例する信号の変化は、別個の光源の真向いに５ｍｍ
間隔で配置されている一連のホトダイオードを用い、各
ホトダイオードからの信号を別個に増幅することによっ
て測定することができる。図示のように、入射光は、赤
血球懸濁液によって有意に散乱され、その結果、かなり
のフラクション（ｆｒａｃｔｉｏｎ）（散乱されたフラ
クション）が、検出器の側に到達したときには通常直角
ではない。散乱の比率は血中のナトリウム濃度に比例
し、ナトリウム濃度が増加すると散乱度が増大し、低下
すると散乱度が低下する。
（または血中ナトリウム濃度の変化が関連しているとき
は“ナトリウム作用”と呼ばれ）ている（図１）。図の
ように、ナトリウム血中濃度の変化に起因する、入射光
に比例する信号の変化は、別個の光源の真向いに５ｍｍ
間隔で配置されている一連のホトダイオードを用い、各
ホトダイオードからの信号を別個に増幅することによっ
て測定することができる。図示のように、入射光は、赤
血球懸濁液によって有意に散乱され、その結果、かなり
のフラクション（ｆｒａｃｔｉｏｎ）（散乱されたフラ
クション）が、検出器の側に到達したときには通常直角
ではない。散乱の比率は血中のナトリウム濃度に比例
し、ナトリウム濃度が増加すると散乱度が増大し、低下
すると散乱度が低下する。
【００１９】この現象は、検出面に到達する光のフラク
ションに影響するだけでなく平均角にも影響するので、
与えられた入射光に対して光検出器が発する電流にも影
響する。一定の光源出力を用いて、図１に示すように光
の散乱角が広がると、単位表面積当りの入射光が減少
し、その結果、前に光を受けている検出器からの出力が
低下する。しかし、幅の広い光束が光源からさらに離れ
て検出器に到達している。同様に、図１に示すように、
測定開始時に、光束が、最も外側の検出器Ｃ、Ｄに当
り、血中ナトリウム濃度が低下すると、最も外側の検出
器は入射光の低下を感知し、最も中心側の検出器Ａ、Ｂ
は入射光の増大を感知する。
ションに影響するだけでなく平均角にも影響するので、
与えられた入射光に対して光検出器が発する電流にも影
響する。一定の光源出力を用いて、図１に示すように光
の散乱角が広がると、単位表面積当りの入射光が減少
し、その結果、前に光を受けている検出器からの出力が
低下する。しかし、幅の広い光束が光源からさらに離れ
て検出器に到達している。同様に、図１に示すように、
測定開始時に、光束が、最も外側の検出器Ｃ、Ｄに当
り、血中ナトリウム濃度が低下すると、最も外側の検出
器は入射光の低下を感知し、最も中心側の検出器Ａ、Ｂ
は入射光の増大を感知する。
【００２０】本発明によれば、光散乱の誘発された変化
および光散乱の変化に応答する検知器の出力信号の変化
に対するこのような理解は、血中ナトリウム濃度の測定
を含む、血液の光学的特性から血液パラメータを測定す
るのに有利に利用できる。光の散乱は、赤血球の直径と
放射光の波長との関連に影響され、かつ赤血球の直径
は、赤血球に対する浸透作用のために、ナトリウムのよ
うな小イオンの濃度変化につれ変化する。
および光散乱の変化に応答する検知器の出力信号の変化
に対するこのような理解は、血中ナトリウム濃度の測定
を含む、血液の光学的特性から血液パラメータを測定す
るのに有利に利用できる。光の散乱は、赤血球の直径と
放射光の波長との関連に影響され、かつ赤血球の直径
は、赤血球に対する浸透作用のために、ナトリウムのよ
うな小イオンの濃度変化につれ変化する。
【００２１】したがって、信号の変化は、ヘマトクリッ
トの変化（および血管内空間の内外からの流体の交換）
のみならず血漿の電解質組成の変化を反映する。この現
象をさらに図２に示す。図２は、ＬＯＧ（ＶＯＬＴ）で
表した信号の変化を、血漿、正常食塩水（ＮＳ）および
水１０％希釈した場合のヘマトクリットの変化に対して
プロットしたものである。信号の変化は、例えば透過率
（％）、光学濃度または吸光度の変化で表すこともでき
る。
トの変化（および血管内空間の内外からの流体の交換）
のみならず血漿の電解質組成の変化を反映する。この現
象をさらに図２に示す。図２は、ＬＯＧ（ＶＯＬＴ）で
表した信号の変化を、血漿、正常食塩水（ＮＳ）および
水１０％希釈した場合のヘマトクリットの変化に対して
プロットしたものである。信号の変化は、例えば透過率
（％）、光学濃度または吸光度の変化で表すこともでき
る。
【００２２】図２の実線は血漿（等イオン性）を添加し
た場合を示す。破線と点線は、正常食塩水（約３ｍＥｑ
ｕ／Ｌ全Ｎａ増加）および水（約１０ｍＥｑｕ／Ｌ全Ｎ
ａ減少）の添加によって誘発された変化を示す。又は図
２は、ナトリウム濃度を増大させることによる等量希釈
により信号が減少しかつ血漿と比べて信号の変化が減少
し、又ナトリウム濃度を減少させることによる等量希釈
（水の添加）により信号が増大しかつ血漿と比べて信号
の変化が増大することを示している。ナトリウムの作用
は、容積交換の推定値に有意に影響するだけでなく、Ｓ
ａＯ2 と飽和度が関連する補正係数の推定値にも影響す
る。
た場合を示す。破線と点線は、正常食塩水（約３ｍＥｑ
ｕ／Ｌ全Ｎａ増加）および水（約１０ｍＥｑｕ／Ｌ全Ｎ
ａ減少）の添加によって誘発された変化を示す。又は図
２は、ナトリウム濃度を増大させることによる等量希釈
により信号が減少しかつ血漿と比べて信号の変化が減少
し、又ナトリウム濃度を減少させることによる等量希釈
（水の添加）により信号が増大しかつ血漿と比べて信号
の変化が増大することを示している。ナトリウムの作用
は、容積交換の推定値に有意に影響するだけでなく、Ｓ
ａＯ2 と飽和度が関連する補正係数の推定値にも影響す
る。
【００２３】図３には、酸素飽和度の変化およびナトリ
ウム濃度の変化の６７０／９４０ｎｍ吸光度比に対する
影響を示す。血漿の添加の作用（破線、等イオン性）と
等容積の水（点線、８ｍＥｑｕ／ＬＮａ減少）の作用
が、ＳａＯ2 の純粋な変化（実線）に加わっている。こ
れらの有意な誤差は、主として、希釈および９４０ｎｍ
の光透過率に対するナトリウムの作用の結果であり、ま
た９４０ｎｍの光透過率は６７０ｎｍ光よりもＳａＯ2
の変化によって受ける影響ははるかに少ない。
ウム濃度の変化の６７０／９４０ｎｍ吸光度比に対する
影響を示す。血漿の添加の作用（破線、等イオン性）と
等容積の水（点線、８ｍＥｑｕ／ＬＮａ減少）の作用
が、ＳａＯ2 の純粋な変化（実線）に加わっている。こ
れらの有意な誤差は、主として、希釈および９４０ｎｍ
の光透過率に対するナトリウムの作用の結果であり、ま
た９４０ｎｍの光透過率は６７０ｎｍ光よりもＳａＯ2
の変化によって受ける影響ははるかに少ない。
【００２４】血液流量の変化も光散乱に変化を起こさせ
るので、流動する血液カラムの光学的特性を分析する際
に考慮すれば有利である。流動するカラム中の赤血球の
軸方向の分布は線速度に関連している。血液流量が変化
するとカラム中の赤血球の分布が変化する。
るので、流動する血液カラムの光学的特性を分析する際
に考慮すれば有利である。流動するカラム中の赤血球の
軸方向の分布は線速度に関連している。血液流量が変化
するとカラム中の赤血球の分布が変化する。
【００２５】図１に記載したものと同じ方法（流動方向
に配列された多数の検出器）を用いて、血液流量の変化
を測定することができ、かつ一定の光源から離れて位置
している検出器と比べて、該光源の真向いに位置してい
る検出器に対して距離に反比例して影響することが示さ
れ得る。したがって流量の変化は、血液電解質の組成の
変化と同様に散乱作用を起こす。換言すれば、流量が増
大すると、ナトリウムが増大した場合と同様に光散乱を
変化させ、流量が減少するとナトリウムが減少したとき
と類似の影響を与える。
に配列された多数の検出器）を用いて、血液流量の変化
を測定することができ、かつ一定の光源から離れて位置
している検出器と比べて、該光源の真向いに位置してい
る検出器に対して距離に反比例して影響することが示さ
れ得る。したがって流量の変化は、血液電解質の組成の
変化と同様に散乱作用を起こす。換言すれば、流量が増
大すると、ナトリウムが増大した場合と同様に光散乱を
変化させ、流量が減少するとナトリウムが減少したとき
と類似の影響を与える。
【００２６】本発明によれば、図４に示すように、光散
乱の変化に応答する検出器の出力信号の変化を考慮した
装置１０が提供される。該装置は、分析する前に、人工
的な介入により、患者の血液を希釈するとか、メリック
の米国特許第３８３０５６９号に記載されているように
赤血球を丸くする（ｓｐｈｅｒｉｚｅ）必要が全くない
ので有利である。その結果、本発明は、血液もしくは患
者の健康に有害な作用を与えることなしに、体外回路ま
たは透視可能な身体の部分での患者の流動血液に対して
適用することができる。
乱の変化に応答する検出器の出力信号の変化を考慮した
装置１０が提供される。該装置は、分析する前に、人工
的な介入により、患者の血液を希釈するとか、メリック
の米国特許第３８３０５６９号に記載されているように
赤血球を丸くする（ｓｐｈｅｒｉｚｅ）必要が全くない
ので有利である。その結果、本発明は、血液もしくは患
者の健康に有害な作用を与えることなしに、体外回路ま
たは透視可能な身体の部分での患者の流動血液に対して
適用することができる。
【００２７】図４において、装置１０は、患者の血液中
に導入される光束発生手段としての光源１２を備え、光
源１２は、体外回路の光透過性配管１６を受けるチャネ
ル、または体外回路に挿入される光透過性フローセルを
備えたハウジング１４から離れて適切に配置されてい
る。指定の光を搬送する光ファイバーケーブルを用いて
もよい。あるいは光源はハウジングの開口に配置しても
よい。
に導入される光束発生手段としての光源１２を備え、光
源１２は、体外回路の光透過性配管１６を受けるチャネ
ル、または体外回路に挿入される光透過性フローセルを
備えたハウジング１４から離れて適切に配置されてい
る。指定の光を搬送する光ファイバーケーブルを用いて
もよい。あるいは光源はハウジングの開口に配置しても
よい。
【００２８】通常、ＳａＯ2 の補正を避けるために、等
吸収波長光を発する光源が用いられる。有利には、光源
はレーザダイオードであり、等吸収波長光はＩＲ領域内
にある。ＩＲ光を使用すると光散乱は、赤色もしくは緑
色の光等に比べて増大するので、解像力と感度が改善さ
れる。
吸収波長光を発する光源が用いられる。有利には、光源
はレーザダイオードであり、等吸収波長光はＩＲ領域内
にある。ＩＲ光を使用すると光散乱は、赤色もしくは緑
色の光等に比べて増大するので、解像力と感度が改善さ
れる。
【００２９】光源がレーザダイオードの場合、ユリメイ
ティングレンズ１８は、一般に光束路中に配置される。
光束に対する通常のドライバー２０が用いられる。
ティングレンズ１８は、一般に光束路中に配置される。
光束に対する通常のドライバー２０が用いられる。
【００３０】別の光源としてはＬＥＤがあるが、ＳａＯ
2 の変化に対して敏感なので不利である（緑色光領域の
等吸収波長５５５と５８５ｎｍに定格化したＬＥＤを用
い、ＳａＯ2 を１００％から８０％まで低下させた場合
の信号の変化を比較している図５を参照のこと）。図５
には６７０と９４０ｎｍに定格化したＬＥＤに関するデ
ータも含まれている。ＳａＯ2 の変化を臨床上監視する
のに６７０ｎｍの波長が通常使用される。９４０ｎｍの
光に対する信号の変化は逆の方向に起こることに留意す
べきである。多数の光源を使用する場合は、ＳａＯ2 の
作用は、数学上の補正で除くことができる。
2 の変化に対して敏感なので不利である（緑色光領域の
等吸収波長５５５と５８５ｎｍに定格化したＬＥＤを用
い、ＳａＯ2 を１００％から８０％まで低下させた場合
の信号の変化を比較している図５を参照のこと）。図５
には６７０と９４０ｎｍに定格化したＬＥＤに関するデ
ータも含まれている。ＳａＯ2 の変化を臨床上監視する
のに６７０ｎｍの波長が通常使用される。９４０ｎｍの
光に対する信号の変化は逆の方向に起こることに留意す
べきである。多数の光源を使用する場合は、ＳａＯ2 の
作用は、数学上の補正で除くことができる。
【００３１】ＬＥＤは、たとえ等吸収点に定格化されて
いても（平均波長）、おそらく酸素付加によって影響さ
れる非常に多くの他の波長光を発生する。したがって、
連続波モードまたはパルス波モードの与えられた光源
（白熱電球、レーザ、レーザダイオードまたはＬＥＤ）
の波長は、ＳａＯ2 の作用に対して補正するのを回避す
るために、選択された等吸収点の波長と正確に一致させ
ねばならない。レーザダイオードと同様にレーザは事実
上単一の波長光を発し有利である。狭帯域幅干渉フィル
ターを通じて誘導される白熱電球の光源も使用できる。
いても（平均波長）、おそらく酸素付加によって影響さ
れる非常に多くの他の波長光を発生する。したがって、
連続波モードまたはパルス波モードの与えられた光源
（白熱電球、レーザ、レーザダイオードまたはＬＥＤ）
の波長は、ＳａＯ2 の作用に対して補正するのを回避す
るために、選択された等吸収点の波長と正確に一致させ
ねばならない。レーザダイオードと同様にレーザは事実
上単一の波長光を発し有利である。狭帯域幅干渉フィル
ターを通じて誘導される白熱電球の光源も使用できる。
【００３２】本発明によれば、装置１０はさらに、血液
から発する光を検出する検出手段を備えている。通常の
ホトダイオードが使用できる。本発明においては、光検
出手段２２、２３が、光源１２から発する光の散乱の変
化に対して敏感な適切な位置に配置され、かつ光束に対
して異なる位置に配置されていることが重要である。
から発する光を検出する検出手段を備えている。通常の
ホトダイオードが使用できる。本発明においては、光検
出手段２２、２３が、光源１２から発する光の散乱の変
化に対して敏感な適切な位置に配置され、かつ光束に対
して異なる位置に配置されていることが重要である。
【００３３】さらに重要な特徴は、光検出手段２２が、
直接に発する光、すなわち、血液を通過して略直線経路
を維持する光に付随する変化を主として検出するよう配
置されていることである。上記目的のために図４に示す
透過光に適用される場合、検出器２２は、光源によって
直接照射され、光束の中心に位置し、すなわち光軸と一
列に並び、そのため感度が増大して有利である。検出器
２２を用いる場合、直接透過する光の血中経路長は一般
に約３ｍｍ以上で有利である。
直接に発する光、すなわち、血液を通過して略直線経路
を維持する光に付随する変化を主として検出するよう配
置されていることである。上記目的のために図４に示す
透過光に適用される場合、検出器２２は、光源によって
直接照射され、光束の中心に位置し、すなわち光軸と一
列に並び、そのため感度が増大して有利である。検出器
２２を用いる場合、直接透過する光の血中経路長は一般
に約３ｍｍ以上で有利である。
【００３４】検出器２２、２３の寸法は約４ｍｍ×５ｍ
ｍが適切であり、かつこれら検出器は、中心から中心ま
で約１３ｍｍの距離の間隔を置いて位置している。便宜
上、検出器２３は“散乱検出器”と呼称する。検出器２
２、２３は、ハウジング１４の検出器カバー２４中に簡
便に、互いに近接して配置されている。
ｍが適切であり、かつこれら検出器は、中心から中心ま
で約１３ｍｍの距離の間隔を置いて位置している。便宜
上、検出器２３は“散乱検出器”と呼称する。検出器２
２、２３は、ハウジング１４の検出器カバー２４中に簡
便に、互いに近接して配置されている。
【００３５】本発明によれば、装置１０はさらに信号増
幅手段を備え、該手段として通常の作動増幅器を使用で
きる。第１増幅手段２５が透過検出器２２と動作可能に
連通し、第２増幅手段２６が散乱検出器２３と作動可能
に連通し有利である。その結果、電子的に別の位置から
検出された信号は別個に増幅される。
幅手段を備え、該手段として通常の作動増幅器を使用で
きる。第１増幅手段２５が透過検出器２２と動作可能に
連通し、第２増幅手段２６が散乱検出器２３と作動可能
に連通し有利である。その結果、電子的に別の位置から
検出された信号は別個に増幅される。
【００３６】また本発明によれば、装置１０は通常のア
ナログ／デジタル変換手段２７と信号処理手段２８を備
え有利である。増幅手段２６は、増幅手段２５より増幅
度が大なので、検出器２３からの比較的弱い信号を、Ａ
／Ｄ変換を行うために、検出器２２からの信号の範囲ま
で大きくすることができ有利である。
ナログ／デジタル変換手段２７と信号処理手段２８を備
え有利である。増幅手段２６は、増幅手段２５より増幅
度が大なので、検出器２３からの比較的弱い信号を、Ａ
／Ｄ変換を行うために、検出器２２からの信号の範囲ま
で大きくすることができ有利である。
【００３７】通常のマイクロプロセッサを信号処理手段
２８として使用することができ、手段２８は、以下に詳
述するように、増幅手段２５、２６と作動可能に連通
し、該増幅手段から受信した信号を別個に評価する働き
をなす。
２８として使用することができ、手段２８は、以下に詳
述するように、増幅手段２５、２６と作動可能に連通
し、該増幅手段から受信した信号を別個に評価する働き
をなす。
【００３８】また図４において、発せられた光は、通常
の光分配要素２９によって有利に分配されて、一次検出
装置に導入された光束（“一次光束”）の部分から、簡
便に離れて配置されている参照装置３０に一部分が導入
される。上記の“離れて”とは、参照装置３０が、検出
器２３のように検出器２２または一次光束に近接してい
ないことを表わす。
の光分配要素２９によって有利に分配されて、一次検出
装置に導入された光束（“一次光束”）の部分から、簡
便に離れて配置されている参照装置３０に一部分が導入
される。上記の“離れて”とは、参照装置３０が、検出
器２３のように検出器２２または一次光束に近接してい
ないことを表わす。
【００３９】参照装置３０は、公知の基準を挿入するた
めのスロット３１および光検出手段３２、３３を備えて
おり、これらの光検出手段は、参照装置に対して導入さ
れる光束の部分に対し、検出手段２２、２３が一次光束
に対して位置しているのと同様の方式で好都合に位置し
ている。参照装置３０は、本発明が流動血液から血液パ
ラメータを連続的または間欠的に測定するのに利用され
る場合に有利に使用することができる。というのは、体
外回路の配管がハウジング１４を占めているからであ
る。患者の血液は較正参照として使用できる。
めのスロット３１および光検出手段３２、３３を備えて
おり、これらの光検出手段は、参照装置に対して導入さ
れる光束の部分に対し、検出手段２２、２３が一次光束
に対して位置しているのと同様の方式で好都合に位置し
ている。参照装置３０は、本発明が流動血液から血液パ
ラメータを連続的または間欠的に測定するのに利用され
る場合に有利に使用することができる。というのは、体
外回路の配管がハウジング１４を占めているからであ
る。患者の血液は較正参照として使用できる。
【００４０】検出器３２、３３からの信号は、検出器２
２、２３からの信号と同様の方式で有利に処理される。
この処理のために、切換手段３５、３６がそれぞれ、検
出手段２２、３２からそれぞれの増幅器への信号フィー
ド２３Ｓ３２Ｓ、及び検出器２３、３３からそれぞれの
増幅器への信号フィード２３Ｓ、３３Ｓを制御する、通
常のアナログスイッチが切換手段として使用され、その
アナログスイッチはマイクロプロセッサ２８によって有
利に制御することができる。
２、２３からの信号と同様の方式で有利に処理される。
この処理のために、切換手段３５、３６がそれぞれ、検
出手段２２、３２からそれぞれの増幅器への信号フィー
ド２３Ｓ３２Ｓ、及び検出器２３、３３からそれぞれの
増幅器への信号フィード２３Ｓ、３３Ｓを制御する、通
常のアナログスイッチが切換手段として使用され、その
アナログスイッチはマイクロプロセッサ２８によって有
利に制御することができる。
【００４１】同様に、図４に示すように、分配された光
束は、第２の通常の光分配要素３７によってさらに分配
されて、一部分が追加の参照装置３０´に導入される。
参照装置３０´は、公知の基準を挿入するスロット３１
´と光検出手段３２´、３３´を備えている。これらの
検出器は、参照装置３０´に導入される光束の部分に対
し、検出器２２、２３が一次光束に対して位置している
のと同様の方式で、好都合に位置している。
束は、第２の通常の光分配要素３７によってさらに分配
されて、一部分が追加の参照装置３０´に導入される。
参照装置３０´は、公知の基準を挿入するスロット３１
´と光検出手段３２´、３３´を備えている。これらの
検出器は、参照装置３０´に導入される光束の部分に対
し、検出器２２、２３が一次光束に対して位置している
のと同様の方式で、好都合に位置している。
【００４２】検出器３２´、３３´からの信号は、検出
器２２、２３からのそれぞれの信号と同様の方式で有利
に処理される。このように処理するために、切換手段３
５、３６がそれぞれ、検出器３２´からその増幅器への
信号フィード３２´Ｓと、検出器３３´からその増幅器
への信号フィード３３´Ｓを制御する。
器２２、２３からのそれぞれの信号と同様の方式で有利
に処理される。このように処理するために、切換手段３
５、３６がそれぞれ、検出器３２´からその増幅器への
信号フィード３２´Ｓと、検出器３３´からその増幅器
への信号フィード３３´Ｓを制御する。
【００４３】多数の基準もしくは参照が較正のために有
利に利用され、かつ操作員がそれを取換えるのを回避す
るため、参照装置３０´が有利に使用される。したがっ
て操作員に要求される義務は増えるが参照装置３０´を
省略したより簡単な装置と提供することができる。しか
し参照装置３０´のその外の利点は、マイクロプロセッ
サ２８の制御下で繰返される較正の読取りである。
利に利用され、かつ操作員がそれを取換えるのを回避す
るため、参照装置３０´が有利に使用される。したがっ
て操作員に要求される義務は増えるが参照装置３０´を
省略したより簡単な装置と提供することができる。しか
し参照装置３０´のその外の利点は、マイクロプロセッ
サ２８の制御下で繰返される較正の読取りである。
【００４４】以下に詳述するように、手段２８は、別々
に増幅された参照信号を別々に処理し、これらの信号
を、検出器２２、２３からの別々に増幅された信号と比
較し、これに基づいて、補正された信号の情報を提供す
る。手段２８はさらに、上記の信号情報を用いて計算し
血液パラメータを測定する働きをする。上記のように、
手段２８は、光源１２による光の放射を有利に制御す
る。
に増幅された参照信号を別々に処理し、これらの信号
を、検出器２２、２３からの別々に増幅された信号と比
較し、これに基づいて、補正された信号の情報を提供す
る。手段２８はさらに、上記の信号情報を用いて計算し
血液パラメータを測定する働きをする。上記のように、
手段２８は、光源１２による光の放射を有利に制御す
る。
【００４５】本発明は、血液の光学的特性から血液パラ
メータを測定する方法を提供し、この方法によって、光
束が、先述の光源を用いて患者の血液中に導入され、次
いで血液から発する光が検出される。
メータを測定する方法を提供し、この方法によって、光
束が、先述の光源を用いて患者の血液中に導入され、次
いで血液から発する光が検出される。
【００４６】透過光に利用される場合、一時検出装置
は、透過検出器２２、および光散乱の変化に対して敏感
な適切な電子的に離れた位置にある検出器２３で構成さ
れているが、光散乱の変化を考慮できるようにする信号
を提供するのに有用な他の要素もしくは方法を使用でき
る。いずれにしろ、信号は別々に増幅される。次に増幅
された信号は、別々に増幅された参照信号に対して別々
に評価されて補正された信号が提供される。
は、透過検出器２２、および光散乱の変化に対して敏感
な適切な電子的に離れた位置にある検出器２３で構成さ
れているが、光散乱の変化を考慮できるようにする信号
を提供するのに有用な他の要素もしくは方法を使用でき
る。いずれにしろ、信号は別々に増幅される。次に増幅
された信号は、別々に増幅された参照信号に対して別々
に評価されて補正された信号が提供される。
【００４７】前述のように、本発明は、血液電解質の組
成、特にナトリウムの血中濃度の変化の光散乱に対する
影響を考慮したものである。したがって、本発明の好ま
しい実施態様では、既知のヘマトクリットとナトリウム
値を与える基準が用いられ、参照信号が、ヘマトクリッ
トについての参照直線もしくは直線の勾配、およびナト
リウムについての参照直線もしくは直線の勾配を決定す
るのに有利に利用される。主検出装置からの信号で測定
されたヘマトクリットとナトリウムの生の値は、次に参
照読取値と比較されて患者の血液のヘマトクリットとナ
トリウムの絶対値を決定する。したがって、本発明を利
用することによって、ヘマトクリット、関連する血液パ
ラメータ、および血中ナトリウム濃度を測定することが
できる。さらに、その後適切なときに、信号情報を主検
出装置からマイクロプロセッサに入力することによっ
て、ヘマトクリット、関連する血液パラメータの変化お
よび血中ナトリウム濃度の変化を、予め処理してメモリ
に記憶させた情報と比較して得ることができる。
成、特にナトリウムの血中濃度の変化の光散乱に対する
影響を考慮したものである。したがって、本発明の好ま
しい実施態様では、既知のヘマトクリットとナトリウム
値を与える基準が用いられ、参照信号が、ヘマトクリッ
トについての参照直線もしくは直線の勾配、およびナト
リウムについての参照直線もしくは直線の勾配を決定す
るのに有利に利用される。主検出装置からの信号で測定
されたヘマトクリットとナトリウムの生の値は、次に参
照読取値と比較されて患者の血液のヘマトクリットとナ
トリウムの絶対値を決定する。したがって、本発明を利
用することによって、ヘマトクリット、関連する血液パ
ラメータ、および血中ナトリウム濃度を測定することが
できる。さらに、その後適切なときに、信号情報を主検
出装置からマイクロプロセッサに入力することによっ
て、ヘマトクリット、関連する血液パラメータの変化お
よび血中ナトリウム濃度の変化を、予め処理してメモリ
に記憶させた情報と比較して得ることができる。
【００４８】下記式： Ｓ＝ＨＥｓ＋ＮＡＥｓ Ｔ＝ＨＥｔ＋ＮＡＥｔ （式中、Ｓは散乱検出器からの信号、ＨＥｓはヘマトク
リットに起因する散乱検出器の信号の部分、ＮＡＥｓは
ナトリウムの作用に起因する散乱検出器の信号の部分、
Ｔは透過検出器からの信号、ＨＥｃはヘマトクリットに
起因する透過検出器の信号の部分、およびＮＡＥｔは、
ナトリウムの作用に起因する透過検出器の信号の部分）
を用いることによって、信号情報を処理してヘマトクリ
ットとナトリウムの生の値が測定される。
リットに起因する散乱検出器の信号の部分、ＮＡＥｓは
ナトリウムの作用に起因する散乱検出器の信号の部分、
Ｔは透過検出器からの信号、ＨＥｃはヘマトクリットに
起因する透過検出器の信号の部分、およびＮＡＥｔは、
ナトリウムの作用に起因する透過検出器の信号の部分）
を用いることによって、信号情報を処理してヘマトクリ
ットとナトリウムの生の値が測定される。
【００４９】図１に示すように、３つ以上の電子的に離
れた検出器を有利に使用できる。ＡとＣの検出器しかな
くしかもナトリウム濃度が低下した結果光束がより焦点
に集った場合、検出器Ａだけが照射する光の変化を感知
する。しかし先に述べたように、本発明は検出器の出力
信号の変化を考慮することに基づいているが、検出器Ｃ
の出力信号に変化はない。問題は、この場合、検出器Ｃ
が光散乱の変化に対して敏感な適切な位置になく、一方
検出器Ｂが適切な位置にあることである。本発明のより
好ましい実施態様では、信号評価手段は、予備的に光束
の形態、特に光束の端縁の位置を測定し、次にこの測定
に基づいて、信号評価するのに適切な検出器を選択する
ことができる。
れた検出器を有利に使用できる。ＡとＣの検出器しかな
くしかもナトリウム濃度が低下した結果光束がより焦点
に集った場合、検出器Ａだけが照射する光の変化を感知
する。しかし先に述べたように、本発明は検出器の出力
信号の変化を考慮することに基づいているが、検出器Ｃ
の出力信号に変化はない。問題は、この場合、検出器Ｃ
が光散乱の変化に対して敏感な適切な位置になく、一方
検出器Ｂが適切な位置にあることである。本発明のより
好ましい実施態様では、信号評価手段は、予備的に光束
の形態、特に光束の端縁の位置を測定し、次にこの測定
に基づいて、信号評価するのに適切な検出器を選択する
ことができる。
【００５０】透析およびＣＡＶＨ（連続動静脈血液濾
過）は体外回路を必要とするので、装置１０は、回路の
配管または回路に挿入されたフローセルを透過する光の
透過率の変化を測定することによって、血液のパラメー
タを連続的もしくは間欠的に監視するのに利用できる。
ヘマトクリットを監視することによって、ヘマトクリッ
トを特続的に増加もしくは過度に増加させない体液排出
の最大速度、すなわち、組織から血液流への体液の動員
によって安全に均衡することができる体液排出の最大速
度を提供し、限外濾過の速度を最適化できる。
過）は体外回路を必要とするので、装置１０は、回路の
配管または回路に挿入されたフローセルを透過する光の
透過率の変化を測定することによって、血液のパラメー
タを連続的もしくは間欠的に監視するのに利用できる。
ヘマトクリットを監視することによって、ヘマトクリッ
トを特続的に増加もしくは過度に増加させない体液排出
の最大速度、すなわち、組織から血液流への体液の動員
によって安全に均衡することができる体液排出の最大速
度を提供し、限外濾過の速度を最適化できる。
【００５１】ここで説明するオンライン監視装置は、患
者の血液が循環する体外回路と接続して用いられる。し
かし当該技術分野において明らかなように、本発明の概
念は、透視可能な身体の部分の血液の分析に同様に利用
できる。
者の血液が循環する体外回路と接続して用いられる。し
かし当該技術分野において明らかなように、本発明の概
念は、透視可能な身体の部分の血液の分析に同様に利用
できる。
【００５２】比較監視装置４０を図６ａ、ｂ、ｃに示
す。この装置は不透明なプラスチック製で、光透過性の
回路配管４２に直接取付けられる。装置４０は複数の光
源４４（図６ｂにその一つを示す）を用い、これらの光
源は、１つが８１４ｎｍより大きい波長の光を発し、２
つが８１４ｎｍより大きい波長の光を発する。例えばＬ
ＦＤが生成する下記の波長光：９４０ｎｍ（ＩＲ）、６
７０ｎｍ（赤）および５５５ｎｍ（緑）（図６には、Ｉ
Ｒ、ＲおよびＧとして示す）を利用できる。
す。この装置は不透明なプラスチック製で、光透過性の
回路配管４２に直接取付けられる。装置４０は複数の光
源４４（図６ｂにその一つを示す）を用い、これらの光
源は、１つが８１４ｎｍより大きい波長の光を発し、２
つが８１４ｎｍより大きい波長の光を発する。例えばＬ
ＦＤが生成する下記の波長光：９４０ｎｍ（ＩＲ）、６
７０ｎｍ（赤）および５５５ｎｍ（緑）（図６には、Ｉ
Ｒ、ＲおよびＧとして示す）を利用できる。
【００５３】特に図６ｂに示すように、各ＬＥＤは、不
透明なプラスチック製ハウジングのカバー４８の円筒状
開孔４６内に配設されている。この円筒状開孔は光束を
コリメート（ｃｏｌｌｉｍａｔｅ）する働きをする。単
一の長方形で大きな表面を有するホトダイオード５０
は、検出器のカバー５６中に光源に対して略反対側に配
置され、流れの方向と合わせた縦方向のスリット５４を
除いて通常の光遮断部材５２でカバーされている。検出
器の表面を上記のようなスリットを除いてカバーするこ
とは、血液流量の変化の影響を最小にするのに有用であ
る。スペーサ５８によって隔てられているカバー４８と
５６は共に締結すると、配管４２は、有利に平坦な表面
を有する最適な形態になり、かつ検出器の表面に隣接し
て配置される。配管の壁を通じて周囲の光が漏洩するの
を防止するために、黒色のテープで配管の周囲を包ん
で、装置の各側部の約７ｃｍを遮断する。あるいは、装
置に取付けるのに充分に長く、不透明なコネクタを具備
する可撓性もしくは硬質のプラスチック配管の短かいピ
ースにより光の漏洩を防止できる。
透明なプラスチック製ハウジングのカバー４８の円筒状
開孔４６内に配設されている。この円筒状開孔は光束を
コリメート（ｃｏｌｌｉｍａｔｅ）する働きをする。単
一の長方形で大きな表面を有するホトダイオード５０
は、検出器のカバー５６中に光源に対して略反対側に配
置され、流れの方向と合わせた縦方向のスリット５４を
除いて通常の光遮断部材５２でカバーされている。検出
器の表面を上記のようなスリットを除いてカバーするこ
とは、血液流量の変化の影響を最小にするのに有用であ
る。スペーサ５８によって隔てられているカバー４８と
５６は共に締結すると、配管４２は、有利に平坦な表面
を有する最適な形態になり、かつ検出器の表面に隣接し
て配置される。配管の壁を通じて周囲の光が漏洩するの
を防止するために、黒色のテープで配管の周囲を包ん
で、装置の各側部の約７ｃｍを遮断する。あるいは、装
置に取付けるのに充分に長く、不透明なコネクタを具備
する可撓性もしくは硬質のプラスチック配管の短かいピ
ースにより光の漏洩を防止できる。
【００５４】パルス信号のマイクロプロセッサによる分
析は、周囲の変化に対する補正に用いる別の選択肢であ
る。より正確に述べれば、パルス信号のＤＣ／ＡＣ比
は、温度と光の漏洩に関連する周囲のバックグラウンド
の変化に対して補正するのに利用される。
析は、周囲の変化に対する補正に用いる別の選択肢であ
る。より正確に述べれば、パルス信号のＤＣ／ＡＣ比
は、温度と光の漏洩に関連する周囲のバックグラウンド
の変化に対して補正するのに利用される。
【００５５】ＬＥＤは、非常に安定した電流供給を用い
て順次パルスされる。３つの波長光で照射される領域
は、図６ｃに破線の楕円形で表され、これにはパルスさ
れた各波長の透過光と散乱光が含まれている。入射光に
比例する光検出器の信号は増幅され、ディジタル化さ
れ、デコードされ、次いでマイクロプロセッサを用いて
以下の補正を行うのに用いられる。なお、信号はｌｏｇ
（Ｖｏｌｔ）で表してある。
て順次パルスされる。３つの波長光で照射される領域
は、図６ｃに破線の楕円形で表され、これにはパルスさ
れた各波長の透過光と散乱光が含まれている。入射光に
比例する光検出器の信号は増幅され、ディジタル化さ
れ、デコードされ、次いでマイクロプロセッサを用いて
以下の補正を行うのに用いられる。なお、信号はｌｏｇ
（Ｖｏｌｔ）で表してある。
【００５６】ＳａＯ 2 に対する補正：８１４ｎｍ以下の
波長光、例えば５５５と６７０ｎｍを使う場合、ヘマト
クリット、ナトリウム作用および流量の変化に関連する
信号の変化は同一である。それ故に、これら２つの信号
間の差は、ＳａＯ2 の変化だけに比例している（他の全
ての作用は減算によって除かれる）。図７には、これら
の信号を飽和度に関連する変化について補正するため
に、上記の差異が、６７０ｎｍおよび８１４ｎｍ以上の
波長例えば９４０ｎｍの光の変化に対してプロットして
ある。
波長光、例えば５５５と６７０ｎｍを使う場合、ヘマト
クリット、ナトリウム作用および流量の変化に関連する
信号の変化は同一である。それ故に、これら２つの信号
間の差は、ＳａＯ2 の変化だけに比例している（他の全
ての作用は減算によって除かれる）。図７には、これら
の信号を飽和度に関連する変化について補正するため
に、上記の差異が、６７０ｎｍおよび８１４ｎｍ以上の
波長例えば９４０ｎｍの光の変化に対してプロットして
ある。
【００５７】散乱作用に対する補正：８１４ｎｍより高
い波長と低い波長からの信号、例えば９４０ｎｍと６７
０ｎｍからの信号は、流量の変化に対してほとんど同一
の応答を行う。ナトリウム作用に対する応答には差があ
るが、その２つの信号間の差（ＳａＯ2 に対する補正を
した後）は、ヘマトクリットの変化を顕著に反映する。
この方法によれば、光散乱の変化から生じる誤差が著し
く減少する。
い波長と低い波長からの信号、例えば９４０ｎｍと６７
０ｎｍからの信号は、流量の変化に対してほとんど同一
の応答を行う。ナトリウム作用に対する応答には差があ
るが、その２つの信号間の差（ＳａＯ2 に対する補正を
した後）は、ヘマトクリットの変化を顕著に反映する。
この方法によれば、光散乱の変化から生じる誤差が著し
く減少する。
【００５８】図６の装置は単一の検出器とパルス信号を
使用する、パルス信号の使用を避けるために、各波長は
別の検出器で追跡させてもよいが、有害な“漏話（ｃｒ
ｏｓｓ−ｔａｌｋ）”を避けるために、検出器間を充分
に隔離しなければならない。
使用する、パルス信号の使用を避けるために、各波長は
別の検出器で追跡させてもよいが、有害な“漏話（ｃｒ
ｏｓｓ−ｔａｌｋ）”を避けるために、検出器間を充分
に隔離しなければならない。
【００５９】好ましい装置＃１ この監視装置は図６に示す装置を改変したものであり、
散乱作用が考慮されている。図８は、図６に示す装置の
検出器の要素の赤外（ＩＲ）部分が改変された好ましい
装置６０を示す。他の変更は必要でない。この装置は、
ヘマトクリットおよび関連する血液指数のより正確な測
定を行い、血中電解質の組成、例えば血中ナトリウム濃
度の測定を有利に実施する。
散乱作用が考慮されている。図８は、図６に示す装置の
検出器の要素の赤外（ＩＲ）部分が改変された好ましい
装置６０を示す。他の変更は必要でない。この装置は、
ヘマトクリットおよび関連する血液指数のより正確な測
定を行い、血中電解質の組成、例えば血中ナトリウム濃
度の測定を有利に実施する。
【００６０】ＳａＯ2 に関する補正は図６に示す装置と
同様にして行う。ヘマトクリットの変化は、８１４ｎｍ
以上の信号から計算され、この場合９４０ｎｍの信号の
変化から計算される。
同様にして行う。ヘマトクリットの変化は、８１４ｎｍ
以上の信号から計算され、この場合９４０ｎｍの信号の
変化から計算される。
【００６１】装置６０には、光散乱の変化を考慮するた
めに、２つの小形のホトダイオード７０、７２が、９４
０ｎｍの光源の略反対側に配置されている。点線の円
は、９４０ｎｍの光源から放射され、通常のナトリウム
濃度を透過した光の光束の形態を示す。一方のホトダイ
オード（検出器７０）は、光源又は光束と一直線上に並
んで配置され、主として直接透過された光に付随する変
化を検出する。他方のホトダイオード（検出器７２）
は、９４０ｎｍの光源から放射される透過光の散乱変化
に対して鋭敏に適切な距離を置いて配置されている。破
線で示す楕円は、増大したナトリウムの濃度のために、
広がった光束の形態を示している。検出器７２は、光束
の端縁に関連するいずれの位置に配置されてもよく、例
えば光散乱の変化に対して敏感な光束の端縁の直ぐ外側
又は直ぐ内側に配置される。
めに、２つの小形のホトダイオード７０、７２が、９４
０ｎｍの光源の略反対側に配置されている。点線の円
は、９４０ｎｍの光源から放射され、通常のナトリウム
濃度を透過した光の光束の形態を示す。一方のホトダイ
オード（検出器７０）は、光源又は光束と一直線上に並
んで配置され、主として直接透過された光に付随する変
化を検出する。他方のホトダイオード（検出器７２）
は、９４０ｎｍの光源から放射される透過光の散乱変化
に対して鋭敏に適切な距離を置いて配置されている。破
線で示す楕円は、増大したナトリウムの濃度のために、
広がった光束の形態を示している。検出器７２は、光束
の端縁に関連するいずれの位置に配置されてもよく、例
えば光散乱の変化に対して敏感な光束の端縁の直ぐ外側
又は直ぐ内側に配置される。
【００６２】あるいは検出器７４（一部図示してある）
は、緑色と赤色の光源に対して共通であるが、透過検出
器７０の機能を想定して延長してもよい。したがってこ
の監視装置は、３つの別個の検出器（共通の検出器７４
とＩＲ検出器７０、７２）、または２つの別個の検出器
（透過検出器７０の機能を想定する共通検出器７４；お
よび検出器７２）を用いることができる。
は、緑色と赤色の光源に対して共通であるが、透過検出
器７０の機能を想定して延長してもよい。したがってこ
の監視装置は、３つの別個の検出器（共通の検出器７４
とＩＲ検出器７０、７２）、または２つの別個の検出器
（透過検出器７０の機能を想定する共通検出器７４；お
よび検出器７２）を用いることができる。
【００６３】図９の上部グラフには検出器７０、７２か
らの信号を要約して示してあるが、図８に示す装置を通
過する血液流量の変化は、検出器７０、７２（図にはそ
れぞれ検出器１および２として示してある）からの信号
を比較した場合、反対の方向に移動している。また上部
グラフに示すように、ヘマトクリットの等イオン変化
（血漿５ｍｌ添加、図９）は検出器１の信号には影響す
るが、検出器２の信号には影響しない。図８に示すよう
に、検出器２は光束の端縁の丁度外側に位置しており、
等イオン変化によって光束の形態は全く変化しない（点
線で示す円）。検出器１の信号は、赤血球：体液の比率
の減少に応答して増大することに留意すべきである。同
様に赤血球：体液の比率が減少すると検出器１の信号が
減少する。検出器２が光束端縁（図８の点線で示す円）
の内側に配置されている場合、検出器２の信号は、等イ
オン変化によって影響されて、検出器１の信号と同じ方
向であろう。
らの信号を要約して示してあるが、図８に示す装置を通
過する血液流量の変化は、検出器７０、７２（図にはそ
れぞれ検出器１および２として示してある）からの信号
を比較した場合、反対の方向に移動している。また上部
グラフに示すように、ヘマトクリットの等イオン変化
（血漿５ｍｌ添加、図９）は検出器１の信号には影響す
るが、検出器２の信号には影響しない。図８に示すよう
に、検出器２は光束の端縁の丁度外側に位置しており、
等イオン変化によって光束の形態は全く変化しない（点
線で示す円）。検出器１の信号は、赤血球：体液の比率
の減少に応答して増大することに留意すべきである。同
様に赤血球：体液の比率が減少すると検出器１の信号が
減少する。検出器２が光束端縁（図８の点線で示す円）
の内側に配置されている場合、検出器２の信号は、等イ
オン変化によって影響されて、検出器１の信号と同じ方
向であろう。
【００６４】しかし上部グラフに示すように、血液電解
質の変化、特にナトリウムの増大（ＮＳ５ｍｌの添加、
図９；光束の形態は破線で示す楕円で表わす、図８）は
検出器１と検出器２の信号の両方に影響する。上部グラ
フから見て、両者の検出器の信号は増大するが、図２と
同様に（実線と破線）、検出器１の信号の変化の程度は
ヘマトクリットの等イオン変化より小さいことに注目す
べきである。検出器１の信号の変化の減少する程度は、
ナトリウム作用による光束の形態の変化に起因してい
る。それ故、ナトリウム作用すなわち光散乱の変化を考
慮して正しい信号を得るために、検出器２の信号の変化
を利用して、小さくされた検出器１の信号の変化を補償
することができる。同様に、検出器７２が最初に光束の
内側に配置されている場合は、血中ナトリウム濃度の低
下は両方の検出器の信号に影響する。
質の変化、特にナトリウムの増大（ＮＳ５ｍｌの添加、
図９；光束の形態は破線で示す楕円で表わす、図８）は
検出器１と検出器２の信号の両方に影響する。上部グラ
フから見て、両者の検出器の信号は増大するが、図２と
同様に（実線と破線）、検出器１の信号の変化の程度は
ヘマトクリットの等イオン変化より小さいことに注目す
べきである。検出器１の信号の変化の減少する程度は、
ナトリウム作用による光束の形態の変化に起因してい
る。それ故、ナトリウム作用すなわち光散乱の変化を考
慮して正しい信号を得るために、検出器２の信号の変化
を利用して、小さくされた検出器１の信号の変化を補償
することができる。同様に、検出器７２が最初に光束の
内側に配置されている場合は、血中ナトリウム濃度の低
下は両方の検出器の信号に影響する。
【００６５】図９の下方のグラフには、本発明によるナ
トリウムと流量の補正の結果（実線）が、透過検出器７
０の末補正の信号と比較して示してある。補正値は、検
出器２の信号が適切に増幅されたときに得られ、検出器
１に加えられる。したがって、補正される場合、５ｍｌ
の正常食塩水（実線、ＮＳ５ｍｌ）を添加することによ
って生じる信号（ヘマクリットの減少を示す）の増加
は、５ｍｌの血漿を添加することによって生じる信号の
増加とほぼ同じであり、両方の場合５ｍｌの希釈によっ
て予想されたとおりである。このように、散乱の変化の
影響を考慮して補正された信号が得られ、この信号をヘ
マトクリットと関連づけることができる。この装置は一
層優れた正確さ（散乱作用が完全に補正される）とＳＮ
比（ｓｉｇｎａｌ ｔｏ ｎｏｉｓｅ ｒａｔｉｏ）を
提供する。その上、血中電解質濃度、特に血中ナトリウ
ム濃度は、散乱の変化から測定することができる。
トリウムと流量の補正の結果（実線）が、透過検出器７
０の末補正の信号と比較して示してある。補正値は、検
出器２の信号が適切に増幅されたときに得られ、検出器
１に加えられる。したがって、補正される場合、５ｍｌ
の正常食塩水（実線、ＮＳ５ｍｌ）を添加することによ
って生じる信号（ヘマクリットの減少を示す）の増加
は、５ｍｌの血漿を添加することによって生じる信号の
増加とほぼ同じであり、両方の場合５ｍｌの希釈によっ
て予想されたとおりである。このように、散乱の変化の
影響を考慮して補正された信号が得られ、この信号をヘ
マトクリットと関連づけることができる。この装置は一
層優れた正確さ（散乱作用が完全に補正される）とＳＮ
比（ｓｉｇｎａｌ ｔｏ ｎｏｉｓｅ ｒａｔｉｏ）を
提供する。その上、血中電解質濃度、特に血中ナトリウ
ム濃度は、散乱の変化から測定することができる。
【００６６】好ましい装置＃２ 散乱作用を考慮するため好ましい装置＃１の散乱検出器
を用い、３台のＬＥＤを等吸収波長光を発するレーザダ
イオードと取替えることによって、ヘマトクリットと血
中ナトリウム値を測定するのに充分な好ましい監視装置
を製造することができ、例えばスペクトラ ダイオード
ラボラトリーズ社（ＳｐｅｃｔｒａＤｉｏｄｅ Ｌａ
ｂｓ）の８１４ｎｍレーザダイオードを使用できる。し
たがって、該装置は、単一の等吸収光源と２つの別個の
検出器すなわち透過検出器と散乱検出器で構成されてい
る。該装置を図４に詳細に示す。
を用い、３台のＬＥＤを等吸収波長光を発するレーザダ
イオードと取替えることによって、ヘマトクリットと血
中ナトリウム値を測定するのに充分な好ましい監視装置
を製造することができ、例えばスペクトラ ダイオード
ラボラトリーズ社（ＳｐｅｃｔｒａＤｉｏｄｅ Ｌａ
ｂｓ）の８１４ｎｍレーザダイオードを使用できる。し
たがって、該装置は、単一の等吸収光源と２つの別個の
検出器すなわち透過検出器と散乱検出器で構成されてい
る。該装置を図４に詳細に示す。
【００６７】該装置のレーザダイオードが正確な等吸収
点に正確に到達したときには、ＳａＯ2 に関する補正は
全く不要である。したがって、ヘマトクリットの変化
は、ＳａＯ2 の補正の必要なしに、信号の変化にのみ関
連する。
点に正確に到達したときには、ＳａＯ2 に関する補正は
全く不要である。したがって、ヘマトクリットの変化
は、ＳａＯ2 の補正の必要なしに、信号の変化にのみ関
連する。
【００６８】上記のオンライン監視装置は、患者の血液
が循環するプラスチック配管を具備する回路と共に使用
するためのものである。しかし、本発明は、現在臨床用
途においてＳａＯ2 モニターに使用されている装置に類
似の非侵襲性装置（プローブ）にも適用することができ
る。従って本発明は、指、足指及び耳垂のような透視可
能な身体部分に取付けるクリップ様装置に組込むことが
できる。
が循環するプラスチック配管を具備する回路と共に使用
するためのものである。しかし、本発明は、現在臨床用
途においてＳａＯ2 モニターに使用されている装置に類
似の非侵襲性装置（プローブ）にも適用することができ
る。従って本発明は、指、足指及び耳垂のような透視可
能な身体部分に取付けるクリップ様装置に組込むことが
できる。
【００６９】このような非侵襲性装置では、容積及び／
又はエミッター検出器間の距離の変化は最小にしなけれ
ばならない。光路長の変化は、ヘマトクリットの変化か
ら容易に区別することはできない。同様に、先に記載し
たタイプの装置では、光源と、透過検出器及び散乱検出
器との間の光路が一定の場合が有利である。この目的の
ために、略Ｕ字形のチャネルが装置ハウジング内に設け
られ、検出器は、直接透過され散乱される光に対して同
じ長さの光路を提供するため前記チャネルに沿って適切
に配置されている。
又はエミッター検出器間の距離の変化は最小にしなけれ
ばならない。光路長の変化は、ヘマトクリットの変化か
ら容易に区別することはできない。同様に、先に記載し
たタイプの装置では、光源と、透過検出器及び散乱検出
器との間の光路が一定の場合が有利である。この目的の
ために、略Ｕ字形のチャネルが装置ハウジング内に設け
られ、検出器は、直接透過され散乱される光に対して同
じ長さの光路を提供するため前記チャネルに沿って適切
に配置されている。
【００７０】この非侵襲性装置については、締まり嵌め
が保証されなければならない。回転運動は、ゴム引きさ
れた高摩擦面を使用することにより防止できる。容積の
変化と装置の移動は、Ｖｅｌｃｒｏ（登録商標）ストラ
ップで固定することにより最小にすることができる。温
度変化及び周囲光の漏洩に関連する信号変化は、臨床用
オキシメーター（ｏｘｙｍｅｔｅｒ）に通常用いられて
いるように、パルス信号のＤＣ／ＡＣ比を利用して最小
にすることができる。
が保証されなければならない。回転運動は、ゴム引きさ
れた高摩擦面を使用することにより防止できる。容積の
変化と装置の移動は、Ｖｅｌｃｒｏ（登録商標）ストラ
ップで固定することにより最小にすることができる。温
度変化及び周囲光の漏洩に関連する信号変化は、臨床用
オキシメーター（ｏｘｙｍｅｔｅｒ）に通常用いられて
いるように、パルス信号のＤＣ／ＡＣ比を利用して最小
にすることができる。
【００７１】本発明の装置は、使用時に、考慮中の広範
囲の変数に相当する参照信号を生成する公知の基準で通
常構成することができる。本発明によれば、これらの変
数にはヘマトクリットとナトリウム値が含まれ有利であ
り、また以下に示すように、他の光学的に検出可能な巨
大分子に関する値も含まれる。考慮中の各変数の高い限
界と低い限界を示す２つの基準を用いることが適切であ
る。較正は最初及びその後の必要な時に行なうことがで
きる。
囲の変数に相当する参照信号を生成する公知の基準で通
常構成することができる。本発明によれば、これらの変
数にはヘマトクリットとナトリウム値が含まれ有利であ
り、また以下に示すように、他の光学的に検出可能な巨
大分子に関する値も含まれる。考慮中の各変数の高い限
界と低い限界を示す２つの基準を用いることが適切であ
る。較正は最初及びその後の必要な時に行なうことがで
きる。
【００７２】ヘマトクリットと以下に例示する関連血液
パラメータは、オンライン監視に有利に使用される場
合、本発明の装置で追跡することができる。これらのパ
ラメータとしては、経血管体液交換、循環血液の容積の
妥当性、ヘモグロビン濃度（Ｈｂｇ）、ｐａＯ2 、及び
動脈血の酸素含量（ＣａＯ2 ）がある。これらの測定は
大型の哺乳動物にとって有用である。任意の時間（ｔ）
に於ける循環血管容積（ＶＣ）によるか又は該容積から
の正味の容積交換量（ＶＥ）を、ヘマトクリットを光学
的に検出可能な参照として用い、下記式によって得るこ
とができる。
パラメータは、オンライン監視に有利に使用される場
合、本発明の装置で追跡することができる。これらのパ
ラメータとしては、経血管体液交換、循環血液の容積の
妥当性、ヘモグロビン濃度（Ｈｂｇ）、ｐａＯ2 、及び
動脈血の酸素含量（ＣａＯ2 ）がある。これらの測定は
大型の哺乳動物にとって有用である。任意の時間（ｔ）
に於ける循環血管容積（ＶＣ）によるか又は該容積から
の正味の容積交換量（ＶＥ）を、ヘマトクリットを光学
的に検出可能な参照として用い、下記式によって得るこ
とができる。
【００７３】 ＶＥ（ｔ）＝ＶＣ・（１−Ｈｃｔo／Ｈｃｔ（ｔ）） 但しＨｃｔoは初期のヘマトクリットを示す。
【００７４】用途には体液の平衡の監視が含まれる。こ
れは、交換される容積（ＶＥ）を連続的に計算すること
によって達成することができる。このパラメータの監視
は浮腫の動員に有用である。というのは、浮腫が血流中
に動員されると、ＶＣの危険な増大と過度の貧血を防止
するために体液を適切に除去しなければならないからで
ある。多くの場合、体液の除去は急性透析で行われる
が、この場合、本発明の監視装置は、その透析回路に取
付けることができる。透析が行えないときには、本発明
の非侵襲性装置を使用できる。
れは、交換される容積（ＶＥ）を連続的に計算すること
によって達成することができる。このパラメータの監視
は浮腫の動員に有用である。というのは、浮腫が血流中
に動員されると、ＶＣの危険な増大と過度の貧血を防止
するために体液を適切に除去しなければならないからで
ある。多くの場合、体液の除去は急性透析で行われる
が、この場合、本発明の監視装置は、その透析回路に取
付けることができる。透析が行えないときには、本発明
の非侵襲性装置を使用できる。
【００７５】用途には血管の交換特性の評価が含まれ
る。通常、経血管体液交換（ＪＶ）は、通常“プロー
ブ”と考えられている流路を通じて血管の内皮細胞のま
わりで主として起こる。ＪＶは経血管圧力勾配（静水的
及び浮腫的）と全微細孔の断面積に比例する。さらに、
腫脹勾配は血管−組織の巨大分子の濃度勾配の関数であ
るが、経血管巨大分子輸送速度と組織からのマクロ分子
放出速度によって決定される。
る。通常、経血管体液交換（ＪＶ）は、通常“プロー
ブ”と考えられている流路を通じて血管の内皮細胞のま
わりで主として起こる。ＪＶは経血管圧力勾配（静水的
及び浮腫的）と全微細孔の断面積に比例する。さらに、
腫脹勾配は血管−組織の巨大分子の濃度勾配の関数であ
るが、経血管巨大分子輸送速度と組織からのマクロ分子
放出速度によって決定される。
【００７６】経血管巨大分子輸送（ＪＳ）は能動又は受
動の輸送である。受動輸送は、微細孔を通じて巨大分子
を運ぶ（対流）体液交換（ＪＶ）の速度、巨大分子の大
きさ、分子量、形態、変形性及び経路の有効形態（ふる
い特性）間の相互作用、並びに細胞膜の表面に関連する
巨大分子の表面電荷を含む因子によって決定される。
動の輸送である。受動輸送は、微細孔を通じて巨大分子
を運ぶ（対流）体液交換（ＪＶ）の速度、巨大分子の大
きさ、分子量、形態、変形性及び経路の有効形態（ふる
い特性）間の相互作用、並びに細胞膜の表面に関連する
巨大分子の表面電荷を含む因子によって決定される。
【００７７】本発明の上記の用途では、膜の透過性を含
む巨大な分子の輸送に影響する膜の特性の変化は、医薬
として許容される担体と適切な光学的に検出可能な巨大
分子の選択された混合物とを投与し、且つ２つ以上の波
長を用いて、ＪＳを分析することによって解明すること
ができる。ヘマトクリットは、等吸収波長の光により、
光学的に検出可能な参照マーカーとして便利に追跡する
ことができ、それ故、ヘマトクリット値が散乱作用を考
慮されていることが勿論重要である。
む巨大な分子の輸送に影響する膜の特性の変化は、医薬
として許容される担体と適切な光学的に検出可能な巨大
分子の選択された混合物とを投与し、且つ２つ以上の波
長を用いて、ＪＳを分析することによって解明すること
ができる。ヘマトクリットは、等吸収波長の光により、
光学的に検出可能な参照マーカーとして便利に追跡する
ことができ、それ故、ヘマトクリット値が散乱作用を考
慮されていることが勿論重要である。
【００７８】適切な外因性巨大分子の混合物としては、
限定はないが、デキストラン類の画分及びヒドロキシエ
チルデンプンの画分のような他糖類の画分、並びに血漿
蛋白質の画分がある。適切な巨大分子混合物には、分子
量、表面電荷及び剛性のような、経血管輸送に影響する
特性が異なる２つ以上の巨大分子成分が含有されてい
る。一般的に巨大分子成分は、物理化学的特性が異なっ
ていることを除いて、同一のものが便利である。しか
し、巨大分子成分は、経血管輸送に影響する特性につい
てのみ、この用途に関し有意に異なる、２つの全く異な
る物質であってもよいことは明らかである。
限定はないが、デキストラン類の画分及びヒドロキシエ
チルデンプンの画分のような他糖類の画分、並びに血漿
蛋白質の画分がある。適切な巨大分子混合物には、分子
量、表面電荷及び剛性のような、経血管輸送に影響する
特性が異なる２つ以上の巨大分子成分が含有されてい
る。一般的に巨大分子成分は、物理化学的特性が異なっ
ていることを除いて、同一のものが便利である。しか
し、巨大分子成分は、経血管輸送に影響する特性につい
てのみ、この用途に関し有意に異なる、２つの全く異な
る物質であってもよいことは明らかである。
【００７９】電荷を有しない巨大分子と電荷を有する巨
大分子の混合物は、血管膜の電荷の変化を解明するのに
利用できる。膜の電荷の変化は膜の損傷の第一段階であ
るという仮説が立てられている。従って膜の電荷の変化
を解明すれば、膜の損傷の初期の指標を提供することが
できる。硫酸化デキストラン類及びジエチルアミノエチ
ルデキストラン類はそれぞれ、負と正の電荷を有する有
用な外因性巨大分子の例である。
大分子の混合物は、血管膜の電荷の変化を解明するのに
利用できる。膜の電荷の変化は膜の損傷の第一段階であ
るという仮説が立てられている。従って膜の電荷の変化
を解明すれば、膜の損傷の初期の指標を提供することが
できる。硫酸化デキストラン類及びジエチルアミノエチ
ルデキストラン類はそれぞれ、負と正の電荷を有する有
用な外因性巨大分子の例である。
【００８０】有効な経血管体液交換はパラセルラー微細
孔（ｐａｒａｃｅｌｌｕｌａｒ ｐｏｒｅ）を通じて起
こると一般に認められている。分子量２×１０4 以上の
巨大分子画分は、上記の経路を通じて走行するとき部分
的に制限を受ける。しかし小さい分子（分子量２×１０
4 以下）は一層妨害されることなく走行することができ
る。それ故にこの用途に有用な代表的巨大分子は、約２
×１０4 以上の分子量を有する。
孔（ｐａｒａｃｅｌｌｕｌａｒ ｐｏｒｅ）を通じて起
こると一般に認められている。分子量２×１０4 以上の
巨大分子画分は、上記の経路を通じて走行するとき部分
的に制限を受ける。しかし小さい分子（分子量２×１０
4 以下）は一層妨害されることなく走行することができ
る。それ故にこの用途に有用な代表的巨大分子は、約２
×１０4 以上の分子量を有する。
【００８１】血管膜の微細孔の大きさの変化を解明する
ために、分子量の異なる成分を有する巨大分子混合物は
有利に利用され得る。有利な分子画分は、分子量が約２
×１０4 〜２×１０6 の範囲内にある。約２×１０6 よ
り大きい分子量のものは膜不透過性であると一般に考え
られており、参照マーカーとして使用することができ
る。一般的に巨大分子の分解速度は、経血管輸送速度に
比べて遅い方が有利であることは明らかである。
ために、分子量の異なる成分を有する巨大分子混合物は
有利に利用され得る。有利な分子画分は、分子量が約２
×１０4 〜２×１０6 の範囲内にある。約２×１０6 よ
り大きい分子量のものは膜不透過性であると一般に考え
られており、参照マーカーとして使用することができ
る。一般的に巨大分子の分解速度は、経血管輸送速度に
比べて遅い方が有利であることは明らかである。
【００８２】能動機構が、蛋白質輸送、特に炎症反応中
についての仮説として用いられている。能動機構の比較
的重要な尺度は、公知の分子量、電荷及び物理特性を有
する特定の蛋白質の画分のＪＳを、前記の外因性巨大分
子のＪＳと比較することから解明することができる。
についての仮説として用いられている。能動機構の比較
的重要な尺度は、公知の分子量、電荷及び物理特性を有
する特定の蛋白質の画分のＪＳを、前記の外因性巨大分
子のＪＳと比較することから解明することができる。
【００８３】先に述べたように、血管容積（ＶＣ）を有
する体液の有効容積交換（ＶＥ）は、血管から流出しな
い光学的に検出可能な参照物質もしくはマーカーの濃度
（ＣＲ）の変化から、下記式： ＶＥ（ｔ）＝ＶＣ・（１−ＣＲ（Ｏ）／ＣＲ（ｔ）） 〔式中、ＣＲ（Ｏ）は参照マーカーの初期濃度、ＣＲ
（ｔ）は時間（ｔ）における参照マーカーの濃度〕を用
いて追跡することができる。マーカーが血漿に溶解され
た場合、ＶＣは血漿の容積を表わす。ヘモグロビン（Ｈ
ｂｇ）又はヘマトクリット（Ｈｃｔ）は、参照物質又は
参照マーカーとして便利に使用することができ等吸収波
長によって追跡することができる。この場合、上記の式
のＣＲ（ｏ）とＣＲ（ｔ）はそれぞれ、Ｈｂｇ（ｏ）と
Ｈｂｇ（ｔ）又はＨｃｔ（ｏ）とＨｃｔ（ｔ）で代替す
ることができる。
する体液の有効容積交換（ＶＥ）は、血管から流出しな
い光学的に検出可能な参照物質もしくはマーカーの濃度
（ＣＲ）の変化から、下記式： ＶＥ（ｔ）＝ＶＣ・（１−ＣＲ（Ｏ）／ＣＲ（ｔ）） 〔式中、ＣＲ（Ｏ）は参照マーカーの初期濃度、ＣＲ
（ｔ）は時間（ｔ）における参照マーカーの濃度〕を用
いて追跡することができる。マーカーが血漿に溶解され
た場合、ＶＣは血漿の容積を表わす。ヘモグロビン（Ｈ
ｂｇ）又はヘマトクリット（Ｈｃｔ）は、参照物質又は
参照マーカーとして便利に使用することができ等吸収波
長によって追跡することができる。この場合、上記の式
のＣＲ（ｏ）とＣＲ（ｔ）はそれぞれ、Ｈｂｇ（ｏ）と
Ｈｂｇ（ｔ）又はＨｃｔ（ｏ）とＨｃｔ（ｔ）で代替す
ることができる。
【００８４】巨大分子マーカーの混合物の進行中の有効
経血管交換（ＪＳ）は、巨大分子混合物の光学的に検出
可能な各成分に関する下記式： ＭＭ（ｔ）＝ＣＭ（ｔ）・（ＶＣ−ＶＥ（ｔ）） 〔式中、ＭＭ（ｔ）とＣＭ（ｔ）は、任意の時間（ｔ）
における特定の巨大分子成分の質量と濃度を示す〕及び
各成分に対して別個の波長を用いて決定することができ
る。特定の巨大分子のマーカーの任意の与えられた時間
（ｔ）におけるＪＳ（ｔ）は、式： ＪＳ（ｔ）＝ΔＭＭ／Δｔ （式中ΔＭＭは特定の巨大分子マーカーの観察期間Δｔ
中の質量の変化を示す）を用い、単位時間当りの質量の
変化として計算することができる。巨大分子混合物の各
成分についてＪＳを同時に分析すると、機能と性能に関
する血管膜の変化の評価によって体液交換を調節するこ
とができる。一般に、外因性巨大分子の混合物を投与し
た後、十分な時間をかければ、混合物の少くとも一部が
患者の体内で経血管輸送ができることは明らかである。
経血管交換（ＪＳ）は、巨大分子混合物の光学的に検出
可能な各成分に関する下記式： ＭＭ（ｔ）＝ＣＭ（ｔ）・（ＶＣ−ＶＥ（ｔ）） 〔式中、ＭＭ（ｔ）とＣＭ（ｔ）は、任意の時間（ｔ）
における特定の巨大分子成分の質量と濃度を示す〕及び
各成分に対して別個の波長を用いて決定することができ
る。特定の巨大分子のマーカーの任意の与えられた時間
（ｔ）におけるＪＳ（ｔ）は、式： ＪＳ（ｔ）＝ΔＭＭ／Δｔ （式中ΔＭＭは特定の巨大分子マーカーの観察期間Δｔ
中の質量の変化を示す）を用い、単位時間当りの質量の
変化として計算することができる。巨大分子混合物の各
成分についてＪＳを同時に分析すると、機能と性能に関
する血管膜の変化の評価によって体液交換を調節するこ
とができる。一般に、外因性巨大分子の混合物を投与し
た後、十分な時間をかければ、混合物の少くとも一部が
患者の体内で経血管輸送ができることは明らかである。
【００８５】本発明のこの用途の適切な実施態様によれ
ば、巨大分子は、光学的に検出可能なマーカー例えば着
色染料、特にヒトと獣医の用途に対して承認されている
染料で標識を付けてもよい。これについては、巨大分子
の第１の特定画分に所定の光吸収ピークを有する染料で
標識をつけ、巨大分子の第２の特定画分に別の光吸収ピ
ークを有する異なる染料で標識をつける。例えば、平均
分子量が４万の巨大分子を５５５ｎｍに光吸収のピーク
を有する染料で標識をつけ、平均分子量が５０万の同じ
巨大分子を６７０ｎｍに光吸収のピークを有する染料で
標識をつける。選択された巨大分子に共有結合する適切
な染料については通常の方法を使用することができる。
ば、巨大分子は、光学的に検出可能なマーカー例えば着
色染料、特にヒトと獣医の用途に対して承認されている
染料で標識を付けてもよい。これについては、巨大分子
の第１の特定画分に所定の光吸収ピークを有する染料で
標識をつけ、巨大分子の第２の特定画分に別の光吸収ピ
ークを有する異なる染料で標識をつける。例えば、平均
分子量が４万の巨大分子を５５５ｎｍに光吸収のピーク
を有する染料で標識をつけ、平均分子量が５０万の同じ
巨大分子を６７０ｎｍに光吸収のピークを有する染料で
標識をつける。選択された巨大分子に共有結合する適切
な染料については通常の方法を使用することができる。
【００８６】特定の巨大分子に標識をつけるのに用いる
染料は、約３００〜１０００ｎｍの好都合な範囲内でで
きるだけ離れて光吸収ピーク有するものを選ぶことが有
利である。その結果、異なる波長の光を各種の光学的に
検出可能な巨大分子に対して選択することができる。従
って、例えば、赤色光が、青色染料で標識を付けた巨大
分子を追跡するのに利用可能であり、青色光が、赤色染
料で標識を付けた巨大分子を追跡するのに使用すること
ができ、オレンジ色の光が、緑色染料で標識を付けた巨
大分子を追跡するのに使用できる。
染料は、約３００〜１０００ｎｍの好都合な範囲内でで
きるだけ離れて光吸収ピーク有するものを選ぶことが有
利である。その結果、異なる波長の光を各種の光学的に
検出可能な巨大分子に対して選択することができる。従
って、例えば、赤色光が、青色染料で標識を付けた巨大
分子を追跡するのに利用可能であり、青色光が、赤色染
料で標識を付けた巨大分子を追跡するのに使用すること
ができ、オレンジ色の光が、緑色染料で標識を付けた巨
大分子を追跡するのに使用できる。
【００８７】動物、植物及び果物の色素のような天然の
染料は巨大分子に標識をつけるのに利用できる。光学的
検出は、勿論、染料標識の使用に限定されず、例えば変
更と屈折率は適切な巨大分子の光学的検出を行うのに使
用できる。
染料は巨大分子に標識をつけるのに利用できる。光学的
検出は、勿論、染料標識の使用に限定されず、例えば変
更と屈折率は適切な巨大分子の光学的検出を行うのに使
用できる。
【００８８】好ましい装置＃３ 本発明の上記の用途に用いる好ましい装置８０を図１０
ａ，ｂに示す。酸素飽和度、及び経血管体液交換と経血
管分子輸送による光散乱のための作用を分離するために
多数の波長を用いる。
ａ，ｂに示す。酸素飽和度、及び経血管体液交換と経血
管分子輸送による光散乱のための作用を分離するために
多数の波長を用いる。
【００８９】ヘマトクリットの変化を追跡するのに、約
８１４ｎｍの等吸収波長を用いることが有利である。レ
ーザダイオード８２はこの波長の光源として使用するこ
とができる。別の異なる波長光、例えば緑色（Ｇ）及び
赤色（Ｒ）の波長光は、それぞれオレンジ色と青色の染
料で標識を付けた、２成分の巨大分子混合物の各成分の
血中濃度の変化を追跡するのに利用できる。８１４ｎｍ
より大きい例えば９４０ｎｍ（ＩＲ）の追加の波長光
は、緑色と赤色の波長光からの信号に対するＳａＯ2 の
変化の影響を測定するのに利用すると有利である。４種
の波長光で照射される領域は破線の楕円で示してある。
所望により、光源は装置８０のハウジング８４から離れ
て配置され、この場合、光信号は光ファイバーケーブル
で送ることができる。
８１４ｎｍの等吸収波長を用いることが有利である。レ
ーザダイオード８２はこの波長の光源として使用するこ
とができる。別の異なる波長光、例えば緑色（Ｇ）及び
赤色（Ｒ）の波長光は、それぞれオレンジ色と青色の染
料で標識を付けた、２成分の巨大分子混合物の各成分の
血中濃度の変化を追跡するのに利用できる。８１４ｎｍ
より大きい例えば９４０ｎｍ（ＩＲ）の追加の波長光
は、緑色と赤色の波長光からの信号に対するＳａＯ2 の
変化の影響を測定するのに利用すると有利である。４種
の波長光で照射される領域は破線の楕円で示してある。
所望により、光源は装置８０のハウジング８４から離れ
て配置され、この場合、光信号は光ファイバーケーブル
で送ることができる。
【００９０】主光検出器８６の近くに、ヘマトクリット
の測定について散乱作用を考慮する別の光検出器８８が
ある。主光検出器についてはパルス信号が使用される。
主光検出器８６は短くしてもよく、別の光検出器は８１
４ｎｍの光源からの光束の光軸に配置される。上述した
ように、任意の時間（ｔ）に、循環血管の容積（ＶＣ）
により又は該容積から交換された容積（ＶＥ）は、参照
マーカーとしてのヘマトクリット及び式： ＶＥ（ｔ）＝ＶＣ・（１−Ｈｃｔo／Ｈｃｔ（ｔ）） を用いて得ることができる。
の測定について散乱作用を考慮する別の光検出器８８が
ある。主光検出器についてはパルス信号が使用される。
主光検出器８６は短くしてもよく、別の光検出器は８１
４ｎｍの光源からの光束の光軸に配置される。上述した
ように、任意の時間（ｔ）に、循環血管の容積（ＶＣ）
により又は該容積から交換された容積（ＶＥ）は、参照
マーカーとしてのヘマトクリット及び式： ＶＥ（ｔ）＝ＶＣ・（１−Ｈｃｔo／Ｈｃｔ（ｔ）） を用いて得ることができる。
【００９１】各種の巨大分子についてのＪＳは、ＳａＯ
2 の変化及び赤血球の存在に関連する変化（Ｈｃｔ、ナ
トリウム及び流動の作用）を特定の波長光について得た
信号の変化全体から減算することによって、混同してい
る変化から単離できる。従って、追加の赤外光源即ち９
４０ｎｍを有利に用いることによって、９４０ｎｍと８
１４ｎｍの信号の差（ＳｓＯ2 の変化にもっぱら比例す
る）は、飽和度に関連する変化について赤色と緑色の波
長光から得た信号を補正するのに利用できる。図１１に
は、この差を、６７０、５８５及び５５５ｎｍの光の変
化に関連付けて示してある。
2 の変化及び赤血球の存在に関連する変化（Ｈｃｔ、ナ
トリウム及び流動の作用）を特定の波長光について得た
信号の変化全体から減算することによって、混同してい
る変化から単離できる。従って、追加の赤外光源即ち９
４０ｎｍを有利に用いることによって、９４０ｎｍと８
１４ｎｍの信号の差（ＳｓＯ2 の変化にもっぱら比例す
る）は、飽和度に関連する変化について赤色と緑色の波
長光から得た信号を補正するのに利用できる。図１１に
は、この差を、６７０、５８５及び５５５ｎｍの光の変
化に関連付けて示してある。
【００９２】図１２の上方のグラフには、光学的に検出
可能な外因性巨大分子が存在しない場合の、６７０ｎｍ
光の赤血球関連信号の変化（縦座標）を、８１４ｎｍ光
の信号の類似の変化（横座標）に対してプロットしてあ
る。８１４ｎｍ信号の変化にＲａｔｉｏ（プロットの傾
斜）を掛け算すると、赤血球関連の変化（Ｈｃｔ、ナト
リウム及び流量のアーチファクト）を全て、光学的に検
出可能な外因性巨大分子に関する信号から減算すること
ができる。図１２の下方のグラフでは、赤血球関連の変
化（赤血球作用）は６７０ｎｍの信号の変化から減算さ
れる。その差は光学的に検出可能な巨大分子の濃度の変
化に付随する光の変化を示す。
可能な外因性巨大分子が存在しない場合の、６７０ｎｍ
光の赤血球関連信号の変化（縦座標）を、８１４ｎｍ光
の信号の類似の変化（横座標）に対してプロットしてあ
る。８１４ｎｍ信号の変化にＲａｔｉｏ（プロットの傾
斜）を掛け算すると、赤血球関連の変化（Ｈｃｔ、ナト
リウム及び流量のアーチファクト）を全て、光学的に検
出可能な外因性巨大分子に関する信号から減算すること
ができる。図１２の下方のグラフでは、赤血球関連の変
化（赤血球作用）は６７０ｎｍの信号の変化から減算さ
れる。その差は光学的に検出可能な巨大分子の濃度の変
化に付随する光の変化を示す。
【００９３】要約すると、特定の光の変化は、光学的に
検出可能な巨大分子の濃度の変化（Δｌｏｇ（Ｖｏｌ
ｔ）CM）と次のような関連を有する。
検出可能な巨大分子の濃度の変化（Δｌｏｇ（Ｖｏｌ
ｔ）CM）と次のような関連を有する。
【００９４】Δｌｏｇ（Ｖｏｌｔ）CM＝Δｌｏｇ（Ｖｏ
ｌｔ）特定波長−Δｌｏｇ（Ｖｏｌｔ）814・Ｒａｔｉ
ｏ−〔Δｌｏｇ（Ｖｏｌｔ）940−Δｌｏｇ（Ｖｏｌ
ｔ）814〕ＳａＯ2 係数 従って、特定の巨大分子のＶＥとＪＳは各々複数の異な
る波長の光を用いて、ヘマトクリットと光学的に検出可
能な巨大分子の濃度のオンライン変化から計算すること
ができる。
ｌｔ）特定波長−Δｌｏｇ（Ｖｏｌｔ）814・Ｒａｔｉ
ｏ−〔Δｌｏｇ（Ｖｏｌｔ）940−Δｌｏｇ（Ｖｏｌ
ｔ）814〕ＳａＯ2 係数 従って、特定の巨大分子のＶＥとＪＳは各々複数の異な
る波長の光を用いて、ヘマトクリットと光学的に検出可
能な巨大分子の濃度のオンライン変化から計算すること
ができる。
【００９５】図１３の上方のグラフは、切開して分離し
た犬の左肺の下葉を用いて、赤血球、及び電荷を有しな
いデキストラン（４０ＤとＤ５００）のＲｅａｃｔｉｖ
ｅＢｌｕｅで標識を付けた混合物に関連するＶＥの変化
を示す。実線は赤血球に関連するＶＥの変化を示し、破
線は光学的に検出可能な巨大分子混合物に関連するＶＥ
の変化を示す。高圧浮腫に付随する変化と、ＥＤＴＡナ
トリウムを添加することによって誘発された血管完全性
（毛細管の静水圧の変化がない）の変化の両方を示して
ある。高圧浮腫中で光学的に検出可能な巨大分子は著し
く濃縮されるが、透過性の病変が起った後は、巨大分子
の濃度は赤血球に対して減少する。この種の試験によ
り、増大した静水圧によって起る浮腫と増大した血管の
透過性によって起る浮腫とを区別することができるの
で、病態生理学上の診断と予後を補助することができ
る。
た犬の左肺の下葉を用いて、赤血球、及び電荷を有しな
いデキストラン（４０ＤとＤ５００）のＲｅａｃｔｉｖ
ｅＢｌｕｅで標識を付けた混合物に関連するＶＥの変化
を示す。実線は赤血球に関連するＶＥの変化を示し、破
線は光学的に検出可能な巨大分子混合物に関連するＶＥ
の変化を示す。高圧浮腫に付随する変化と、ＥＤＴＡナ
トリウムを添加することによって誘発された血管完全性
（毛細管の静水圧の変化がない）の変化の両方を示して
ある。高圧浮腫中で光学的に検出可能な巨大分子は著し
く濃縮されるが、透過性の病変が起った後は、巨大分子
の濃度は赤血球に対して減少する。この種の試験によ
り、増大した静水圧によって起る浮腫と増大した血管の
透過性によって起る浮腫とを区別することができるの
で、病態生理学上の診断と予後を補助することができ
る。
【００９６】図１３の下方のグラフには、濾過した液体
中の光学的に検出可能な巨大分子の濃度（その血漿濃度
に対して指数化してある、ＣＦ／ＣＰ）を、経血管体液
交換の速度（ＪＶ）に対してプロットして、膜の選択性
が示されている。理想的な選択性は１（１００％）で表
わされ、この場合ＣＦ／ＣＰ＝０になる。高圧浮腫の際
に得た値（■印）は、透過性が変化した後に得た値（●
印）よりも遥かに理想的になっている。
中の光学的に検出可能な巨大分子の濃度（その血漿濃度
に対して指数化してある、ＣＦ／ＣＰ）を、経血管体液
交換の速度（ＪＶ）に対してプロットして、膜の選択性
が示されている。理想的な選択性は１（１００％）で表
わされ、この場合ＣＦ／ＣＰ＝０になる。高圧浮腫の際
に得た値（■印）は、透過性が変化した後に得た値（●
印）よりも遥かに理想的になっている。
【００９７】血管膜の輸送に影響する特性が評価される
と、特定の治療介入を開始することができる。この目的
のために、適切な治療薬を、体液排除を補助するのに充
分な量で、医薬として許容される担体に入れて投与する
ことができる。その治療薬が膜の透過性を回復するため
のものであれば、図１３に示すような測定によって医薬
の効力を評価できる。或いは、浮腫の再吸収は、肺動脈
毛細管圧及び／又は血漿腫脹圧の変化で起ることがあ
り、浮腫の再吸収は、先に考察したようにＶＥを監視す
ることにより監視できる。この目的のために、ランドル
フォ（Ｌａｎｃｏｌｆｏ）及びオッペンハイマー（Ｏｐ
ｐｅｎｈｅｉｍｅｙ）“Ｒｅｓｏｌｕｓｉｏｎ ｏｆ
Ｌｏｗ Ｐｒｅｓｓｕｒｅ Ｐｕｌｍｏｎａｒｙ Ｅｄ
ｅｍａ ｗｉｔｈ ａｎ Ｏｓｍｏｔｉｃ Ａｇｅｎ
ｔ”，Ａｂｓｔｒａｃｔ，Ａｍ．Ｒｅｖ．Ｒｅｓｐ．Ｄ
ｉｓ．，１４１巻，Ａ２９６頁、１９９０年に例示され
ているコロイド浸透剤を、腫脹勾配を改変できる治療上
有効な投与量レベルで投与することができる。得られる
情報も、体液除去を補助する有効な巨大分子薬剤及び適
切な投与量を選択するのに有用である。考慮されるべき
特性として、巨大分子の大きさ、電荷及び剛性がある。
と、特定の治療介入を開始することができる。この目的
のために、適切な治療薬を、体液排除を補助するのに充
分な量で、医薬として許容される担体に入れて投与する
ことができる。その治療薬が膜の透過性を回復するため
のものであれば、図１３に示すような測定によって医薬
の効力を評価できる。或いは、浮腫の再吸収は、肺動脈
毛細管圧及び／又は血漿腫脹圧の変化で起ることがあ
り、浮腫の再吸収は、先に考察したようにＶＥを監視す
ることにより監視できる。この目的のために、ランドル
フォ（Ｌａｎｃｏｌｆｏ）及びオッペンハイマー（Ｏｐ
ｐｅｎｈｅｉｍｅｙ）“Ｒｅｓｏｌｕｓｉｏｎ ｏｆ
Ｌｏｗ Ｐｒｅｓｓｕｒｅ Ｐｕｌｍｏｎａｒｙ Ｅｄ
ｅｍａ ｗｉｔｈ ａｎ Ｏｓｍｏｔｉｃ Ａｇｅｎ
ｔ”，Ａｂｓｔｒａｃｔ，Ａｍ．Ｒｅｖ．Ｒｅｓｐ．Ｄ
ｉｓ．，１４１巻，Ａ２９６頁、１９９０年に例示され
ているコロイド浸透剤を、腫脹勾配を改変できる治療上
有効な投与量レベルで投与することができる。得られる
情報も、体液除去を補助する有効な巨大分子薬剤及び適
切な投与量を選択するのに有用である。考慮されるべき
特性として、巨大分子の大きさ、電荷及び剛性がある。
【００９８】本発明の用途として、さらに、体液の平衡
状態を適切なフィードバックで監視することが含まれて
いる。本発明の監視装置を透析／ＣＡＶＨ装置に、濾過
装置の近位側で配置すると、患者のヘマトクリットと、
患者の血液容積から交換された容積を連続的に監視し表
示することができる。この情報により、フィードバック
電子装置が限外濾過（ＱＦ）の速度を調節したり、体液
交換がなされている間に適正で安全な循環血液容積を維
持するのを助けることができる。
状態を適切なフィードバックで監視することが含まれて
いる。本発明の監視装置を透析／ＣＡＶＨ装置に、濾過
装置の近位側で配置すると、患者のヘマトクリットと、
患者の血液容積から交換された容積を連続的に監視し表
示することができる。この情報により、フィードバック
電子装置が限外濾過（ＱＦ）の速度を調節したり、体液
交換がなされている間に適正で安全な循環血液容積を維
持するのを助けることができる。
【００９９】ＱＦは、経膜静水圧勾配（ＴＭＰ）と腫脹
力の平衡によって決定される。例えば、ＴＭＰが２０分
間でＶＣの約１０％のＶＥを起こすように設定される
と、その時点で、組織からの体液動員ができるように、
ＱＦはフィードバック装置により自動的に下げられる。
ＶＥがＶＣの７．５％間で低下するとＱＦは再開され
る。このように、ＱＦは安全と考えられている予め決め
られたＶＥ間で自動的に調節することができる。さら
に、脱飽和（おそらく、血圧の変化が検出可能になる前
の心拍出量の減少と協働する）の場合、フィードバック
装置はＱＦを低下させるよう設定され、透析の場合は、
濾過／交換装置（ＱＢ）を通過する血液流量がローラポ
ンプで制御されて、ＱＢが低下する。
力の平衡によって決定される。例えば、ＴＭＰが２０分
間でＶＣの約１０％のＶＥを起こすように設定される
と、その時点で、組織からの体液動員ができるように、
ＱＦはフィードバック装置により自動的に下げられる。
ＶＥがＶＣの７．５％間で低下するとＱＦは再開され
る。このように、ＱＦは安全と考えられている予め決め
られたＶＥ間で自動的に調節することができる。さら
に、脱飽和（おそらく、血圧の変化が検出可能になる前
の心拍出量の減少と協働する）の場合、フィードバック
装置はＱＦを低下させるよう設定され、透析の場合は、
濾過／交換装置（ＱＢ）を通過する血液流量がローラポ
ンプで制御されて、ＱＢが低下する。
【０１００】本発明の追加の監視装置が、透析の流出配
管に取付けられた場合、流出液のヘマトクリットも監視
することができる。この情報は、過剰の血液濃縮を検出
するのに価値があり、この過剰の血液濃縮によって、血
液粘度が増大し透析器内での凝固の問題が増加するだけ
でなく、蛋白質の腫脹力が増大し、限界濾過を行なわせ
るのに高ＴＭＰが必要になる。高ＴＭＰは透析器を損傷
する場合がある。この問題を防止するために、フィード
バック装置は、流出液のヘマトクリットが容認できるレ
ベルに戻るまでＱＢを増大させＱＦを低下させることが
できる。
管に取付けられた場合、流出液のヘマトクリットも監視
することができる。この情報は、過剰の血液濃縮を検出
するのに価値があり、この過剰の血液濃縮によって、血
液粘度が増大し透析器内での凝固の問題が増加するだけ
でなく、蛋白質の腫脹力が増大し、限界濾過を行なわせ
るのに高ＴＭＰが必要になる。高ＴＭＰは透析器を損傷
する場合がある。この問題を防止するために、フィード
バック装置は、流出液のヘマトクリットが容認できるレ
ベルに戻るまでＱＢを増大させＱＦを低下させることが
できる。
【０１０１】体液の平衡を監視しフィードバックを用い
て限外濾過を調節することを、浮腫再吸収誘発性巨大分
子薬剤の投与について、図１４から図１６のデータによ
ってさらに例示する。この評価データは、分離され血液
を潅流された犬の左肺下葉１８個を用いて実施されてい
る。
て限外濾過を調節することを、浮腫再吸収誘発性巨大分
子薬剤の投与について、図１４から図１６のデータによ
ってさらに例示する。この評価データは、分離され血液
を潅流された犬の左肺下葉１８個を用いて実施されてい
る。
【０１０２】ヘマトクリット監視装置を潅流回路中に取
付け、遠心分離法で測定したマイクロヘマトクリット値
を使って較正する。肺葉の重量は連続して測定する。そ
の肺葉は３ｃｍＨ2 Ｏの経肺圧に保持される。動脈、静
脈及び気道のカニューレには静水圧測定用の小径のカテ
ーテルが設置されている。静水圧、重量及びヘマトクリ
ットに比例する信号が記録される。血漿コロイド浸透圧
（ＣＯＰ）は、ＭＷ３万以上の巨大分子の交換を制限す
る膜を用い、ウェスコー（Ｗｅｓｃｏｒ）コロイド浸透
圧計によって測定する。
付け、遠心分離法で測定したマイクロヘマトクリット値
を使って較正する。肺葉の重量は連続して測定する。そ
の肺葉は３ｃｍＨ2 Ｏの経肺圧に保持される。動脈、静
脈及び気道のカニューレには静水圧測定用の小径のカテ
ーテルが設置されている。静水圧、重量及びヘマトクリ
ットに比例する信号が記録される。血漿コロイド浸透圧
（ＣＯＰ）は、ＭＷ３万以上の巨大分子の交換を制限す
る膜を用い、ウェスコー（Ｗｅｓｃｏｒ）コロイド浸透
圧計によって測定する。
【０１０３】血液流量を再確認してから、静脈リザーバ
ーを操作して１２ｃｍＨ2 Ｏの肺動脈毛細管圧を保証す
る。約３０分の安定化期間の後、ＣＯＰとヘマトクリッ
トを測定する。
ーを操作して１２ｃｍＨ2 Ｏの肺動脈毛細管圧を保証す
る。約３０分の安定化期間の後、ＣＯＰとヘマトクリッ
トを測定する。
【０１０４】その後、ＴＷＥＥＮで懸濁させたオレイン
酸０．１５ｍｌを動脈ラインにゆっくり注入する（約３
分間）。その投与量は、毛細管の透過性がほんの中位に
変化する程度の少量である。一定の濾過速度で示される
定常状態が観察されるまで、重量とオンラインヘマトク
リットを連続的に観察し、定常状態の時点では血液の測
定を繰返し行なう。
酸０．１５ｍｌを動脈ラインにゆっくり注入する（約３
分間）。その投与量は、毛細管の透過性がほんの中位に
変化する程度の少量である。一定の濾過速度で示される
定常状態が観察されるまで、重量とオンラインヘマトク
リットを連続的に観察し、定常状態の時点では血液の測
定を繰返し行なう。
【０１０５】６つの肺葉を対照として使用する。低下す
るヘマトクリットの潜在的な作用を防止するために、こ
れらの肺葉は２５０ｍｌの血漿で処理し、さらに２時間
観察する。３０分の間隔をおいてＣＯＰとヘマトクリッ
トを測定する。
るヘマトクリットの潜在的な作用を防止するために、こ
れらの肺葉は２５０ｍｌの血漿で処理し、さらに２時間
観察する。３０分の間隔をおいてＣＯＰとヘマトクリッ
トを測定する。
【０１０６】残りの１２の肺葉を、ヒドロキシエチルデ
ンプン（ＨＥＳ）の６％溶液に入れて処理し最終濃度を
２．７％とする。ＨＥＳは、その分子量が一万から二百
万まで変化し平均分子量４５万の広い分子量範囲を有
し、且つ電荷を有しない多分散性デンプンの溶液であ
る。このＨＥＳは３０分掛けて添加され、その後、ＣＯ
Ｐとヘマトクリットの測定が繰返される。
ンプン（ＨＥＳ）の６％溶液に入れて処理し最終濃度を
２．７％とする。ＨＥＳは、その分子量が一万から二百
万まで変化し平均分子量４５万の広い分子量範囲を有
し、且つ電荷を有しない多分散性デンプンの溶液であ
る。このＨＥＳは３０分掛けて添加され、その後、ＣＯ
Ｐとヘマトクリットの測定が繰返される。
【０１０７】処理された肺葉を６つづつの肺葉からなる
２つの等しいグループに更に分割し、処理グループ１及
び処理グループ２と命名する。重量とオンラインヘマト
クリットの両方の時間経過を２時間追跡する。処理グル
ープ２では、ＨＥＳの自己希釈（ａｕｔｏｄｉｌｕｔｉ
ｏｎ）を最少にするために、潅流回路の小児科血液濾過
器を用いて連続的に限外濾過を行なうことによって、ヘ
マトクリットを一定に保持する。ＣＯＰとヘマトクリッ
トを３０分毎に測定する。
２つの等しいグループに更に分割し、処理グループ１及
び処理グループ２と命名する。重量とオンラインヘマト
クリットの両方の時間経過を２時間追跡する。処理グル
ープ２では、ＨＥＳの自己希釈（ａｕｔｏｄｉｌｕｔｉ
ｏｎ）を最少にするために、潅流回路の小児科血液濾過
器を用いて連続的に限外濾過を行なうことによって、ヘ
マトクリットを一定に保持する。ＣＯＰとヘマトクリッ
トを３０分毎に測定する。
【０１０８】測定を終ったときに、カニューレの重量を
引算することによって肺葉の湿潤重量を得て、次にそれ
ら肺葉を８０℃のオーブン中で恒量になるまで乾燥す
る。得られたデータを以下のように統計的に評価する。
即ちグループ内の変化を評価するのに一対スチューデン
トｔ−検定法（ｐａｉｒｅｄ Ｓｔｕｄｅｎｔ ｔ ｔ
ｅｓｔｓ）を使し、グループ間の比較のためには分散分
析法を適用する。結果は図１４〜１６に要約してある。
バー印は標準偏差を示す。
引算することによって肺葉の湿潤重量を得て、次にそれ
ら肺葉を８０℃のオーブン中で恒量になるまで乾燥す
る。得られたデータを以下のように統計的に評価する。
即ちグループ内の変化を評価するのに一対スチューデン
トｔ−検定法（ｐａｉｒｅｄ Ｓｔｕｄｅｎｔ ｔ ｔ
ｅｓｔｓ）を使し、グループ間の比較のためには分散分
析法を適用する。結果は図１４〜１６に要約してある。
バー印は標準偏差を示す。
【０１０９】図１４では、ヘマトクリットは最初増大
し、潅流液が肺葉中に失われていることを示している。
血漿（対照）又はヒドロキシエチルデンプンを添加した
ときにヘマトクリットの低下が観察される。処理グルー
プ１では、浮腫の再吸収のためヘマトクリットが徐々に
低下しているが、一方処理グループ２では、限外濾過に
よってヘマトクリットが一定に保持されている。
し、潅流液が肺葉中に失われていることを示している。
血漿（対照）又はヒドロキシエチルデンプンを添加した
ときにヘマトクリットの低下が観察される。処理グルー
プ１では、浮腫の再吸収のためヘマトクリットが徐々に
低下しているが、一方処理グループ２では、限外濾過に
よってヘマトクリットが一定に保持されている。
【０１１０】図１５では、肺葉浮腫の容積は、最初の湿
重量の１００ｇを基準として時間に対してプロットして
いる。オレイン酸を添加して浮腫の速度を加速したとこ
ろ有意な損傷が生成したことを示している。両方の処理
グループは共に、ＨＥＳを投与した後、浮腫の減少を示
している。しかし、再吸収速度は徐々に減少している。
限外濾過を行なうと、処理グループ２の肺葉はさらに浮
腫が減少する（約１０％）。しかし統計的差違は認めら
れない。
重量の１００ｇを基準として時間に対してプロットして
いる。オレイン酸を添加して浮腫の速度を加速したとこ
ろ有意な損傷が生成したことを示している。両方の処理
グループは共に、ＨＥＳを投与した後、浮腫の減少を示
している。しかし、再吸収速度は徐々に減少している。
限外濾過を行なうと、処理グループ２の肺葉はさらに浮
腫が減少する（約１０％）。しかし統計的差違は認めら
れない。
【０１１１】図１６では、ＣＯＰが全てのグループで最
初増大し、浮腫蓄積による体液ロスを反映している。Ｈ
ＥＳを添加すると、両処理グループ共にＣＯＰが有意に
増大するが、ＣＯＰは時間の経過と共に減少する。処理
グループ１では、この減少は、自己希釈及び／又はＨＥ
Ｓのロスが原因である。血液希釈のこの混乱した効果は
処理グループ２では除かれている。
初増大し、浮腫蓄積による体液ロスを反映している。Ｈ
ＥＳを添加すると、両処理グループ共にＣＯＰが有意に
増大するが、ＣＯＰは時間の経過と共に減少する。処理
グループ１では、この減少は、自己希釈及び／又はＨＥ
Ｓのロスが原因である。血液希釈のこの混乱した効果は
処理グループ２では除かれている。
【０１１２】本発明の用途には、他のヘモグロビン種の
血中濃度の測定が含まれている。この目的のために、ヘ
マトクリットを測定するのに等吸収波長が用いられ、カ
ルボキシヘモグロビンとメトヘモグロビンを含むヘモグ
ロビン種を光学的に検出するのに適切な別の波長が用い
られる。
血中濃度の測定が含まれている。この目的のために、ヘ
マトクリットを測定するのに等吸収波長が用いられ、カ
ルボキシヘモグロビンとメトヘモグロビンを含むヘモグ
ロビン種を光学的に検出するのに適切な別の波長が用い
られる。
【０１１３】また本発明は、酸素輸送容量の指数を提供
する動脈酸素含量（ＣａＯ2 ）の推定値を提供すること
ができる。ＣａＯ2 を求めるには、まず、正常な平均血
球ヘモグロビン濃度（ＭＣＨＣ）を想定し、式：Ｈｇｂ
＝Ｈｃｔ（％）・３．３９ｇ／ｄＬを用いて、ヘマトク
リットをＨｂｇ（ｇ／ｄＬ）に変換する。次に、照合表
の形態の酸素解離曲線を用いて、血液飽和度の変化から
ｐＯ2 を推定する。ＣａＯ2 は次の計算により得られ
る。
する動脈酸素含量（ＣａＯ2 ）の推定値を提供すること
ができる。ＣａＯ2 を求めるには、まず、正常な平均血
球ヘモグロビン濃度（ＭＣＨＣ）を想定し、式：Ｈｇｂ
＝Ｈｃｔ（％）・３．３９ｇ／ｄＬを用いて、ヘマトク
リットをＨｂｇ（ｇ／ｄＬ）に変換する。次に、照合表
の形態の酸素解離曲線を用いて、血液飽和度の変化から
ｐＯ2 を推定する。ＣａＯ2 は次の計算により得られ
る。
【０１１４】ＣａＯ2 （ｍｌ／ｄＬ）＝Ｈｂｇ（ｇ／ｄ
Ｌ）・飽和度（％）・１．３６（ｍｌ／ｇ）＋ｐＯ2 ・
０．００３（ｍｌ／ｍｍＨｇ／ｄＬ） 低いＣａＯ2 は、例え血圧が正常であっても適正な組織
の酸素化と適合しない。
Ｌ）・飽和度（％）・１．３６（ｍｌ／ｇ）＋ｐＯ2 ・
０．００３（ｍｌ／ｍｍＨｇ／ｄＬ） 低いＣａＯ2 は、例え血圧が正常であっても適正な組織
の酸素化と適合しない。
【図１】光束の形態でナトリウム濃度の変化の効果を示
す説明図である。
す説明図である。
【図２】血漿、正常食塩水及び水についての１０％希釈
効果を示すグラフである。
効果を示すグラフである。
【図３】６７０／９４０ｎｍ吸光度の比率に対する酸素
飽和度の変化の影響とナトリウム濃度変化の影響を示す
グラフである。
飽和度の変化の影響とナトリウム濃度変化の影響を示す
グラフである。
【図４】本発明による装置の実施例を示す概略図であ
る。
る。
【図５】酸素飽和度における変化に対する異なる波長の
感度を示すグラフである。
感度を示すグラフである。
【図６】（ａ）は比較モニタ装置の斜視図、（ｂ）はそ
の幅方向の縦断面図、（ｃ）はその水平方向の断面図で
ある。
の幅方向の縦断面図、（ｃ）はその水平方向の断面図で
ある。
【図７】酸素飽和度における変化を補正するグラフであ
る。
る。
【図８】本発明による装置の実施例で、その部分図であ
る。
る。
【図９】図８の装置のナトリウム濃度及び流量における
変化の補正を示すグラフである。
変化の補正を示すグラフである。
【図１０】本発明の他の実施例の、（ａ）斜視図及び
（ｂ）水平方向の断面図である。
（ｂ）水平方向の断面図である。
【図１１】酸素飽和度における変化の補正をする他のグ
ラフである。
ラフである。
【図１２】赤血球の作用を補正するためのグラフであ
る。
る。
【図１３】高圧浮腫及び浸透性浮腫の症状の下での、赤
血球及び巨大分子合成物に対するＶＥにおける差を示す
グラフである。
血球及び巨大分子合成物に対するＶＥにおける差を示す
グラフである。
【図１４】治療剤が投与され、体液排出の速度が調節さ
れる試験について、オンラインヘマトクリットの経時変
化を示すグラフである。
れる試験について、オンラインヘマトクリットの経時変
化を示すグラフである。
【図１５】同試験について、肺葉浮腫の体積の経時変化
を示すグラフである。
を示すグラフである。
【図１６】同試験について、ＣＯＰの経時変化を示すグ
ラフである。
ラフである。
Ａ 検出器 Ｂ 検出器 Ｃ 検出器 Ｄ 検出器 １２ 光源 １４ ハウジング ２２ 検出器 ２３ 検出器 ２５ 第１増幅手段 ２６ 第２増幅手段 ２７ アナログ／デジタル変換手段 ２８ 信号処理手段 ３１ スロット ３２ 光検出手段 ３３ 光検出手段 ４６ 円筒状開孔 ４８ カバー ５０ ホトダイオード ５４ スリット ５８ スペーサ ７０ ホトダイオード ７２ ホトダイオード ８２ レーザーダイオード ８４ ハウジング ８６ 主光検出器 ８８ 光検出器
Claims (16)
- 【請求項１】 患者の血液中に光束を導入し；血液から
発する光を検出し、その検出が、前記光束の散乱の変化
と、直接に発する光に付随する変化とを検出することか
らなり；および上記の一方の変化に関連する損失と上記
の他方の変化に関連する利得を、補正値を得るため、光
散乱の変化の作用を考慮しながら、対照と比較して別々
に評価することからなる；血液パラメータを光学的に測
定する方法。 - 【請求項２】 内因性の光学的に検出可能な巨大分子の
血中濃度を測定する請求項１記載の方法。 - 【請求項３】 ヘマトクリットを測定する請求項１記載
の方法。 - 【請求項４】 さらに、第２波長の光を血液中に導入
し、上記第２波長の発する光を検出することからなる請
求項１記載の方法。 - 【請求項５】 前記の第２の波長が、外因性の光学的に
検出可能な巨大分子を検出するよう選択される請求項４
記載の方法。 - 【請求項６】 前記光束が、流動血液が入っている回路
中に導入される請求項１記載の方法。 - 【請求項７】 体液の平衡の変化を監視するために、実
施例１記載の方法を実施することからなる体液管理方
法。 - 【請求項８】 さらに、体液の除去を助けるのに充分な
量の適切な治療薬剤を、患者に投与することからなる請
求項７記載の方法。 - 【請求項９】 請求項１記載の方法を実施し、次に、得
られた情報を用いて体液除去の速度を調節することから
なる体液管理方法。 - 【請求項１０】 さらに、体液の除去を助けるのに充分
な量の適切な治療薬剤を、患者に投与することからなる
請求項９記載の方法。 - 【請求項１１】 患者の血液に導入される光束を発生す
る手段；前記光束の散乱の変化に対して敏感な適切な位
置に名々配置されているが前記光束に対して異なる位置
に配置されている第１検出手段と第２検出手段であっ
て、前記第１検３手段の前記位置が、直接発する光を主
として検出する位置である検出手段；ならびに前記第１
検出手段および第２検出手段と作動可能にかつ別個に連
通している信号評価手段からなる；血液パラメータを光
学的に測定する装置。 - 【請求項１２】 前記検出手段が光検出手段である請求
項１１記載の装置。 - 【請求項１３】 光束を発生する前記手段が赤外領域の
波長光を発する請求項１１記載の装置。 - 【請求項１４】 患者の血液に巨大分子、混合物を添加
し；次いで前記巨大分子、混合物の少なくとも１成分の
血中濃度の変化を、測定される各成分に適した波長光を
用いて光学的に検出することからなる、患者の血管の交
換特性を評価するのに有用な巨大分子の血中濃度を光学
的に測定する方法であって；前記巨大分子の混合物が、
第１の血管輸送に影響する特性と第１の光学的に検出可
能な特性を特徴とする第１巨大分子成分、および第２の
血管輸送に影響する特性と第２の光学的に検出可能な特
性を特徴とする第２巨大分子成分からなり、前記の第１
と第２の成分の、輸送に影響する特性が、経血管輸送に
異なる影響を与え、ならびに前記第１の光学的に検出可
能な特性が、前記の第２の光学的に検出可能な特性と光
学的に異なる、方法。 - 【請求項１５】 前記巨大分子混合物の、前記第１巨大
分子成分と前記第２巨大分子成分の血中濃度の変化を、
前記の第１の光学的に検出可能な特性に適した第１波長
光、および前記第１波長光と異なりかつ前記第２の光学
的に検出可能な特性に適した第２波長光を用いて、光学
的に検出する請求項１４記載の方法。 - 【請求項１６】 前記経血管輸送に影響を与える特性
が、分子量、電荷および剛性からなる群から選択される
請求項１４記載の方法。
Applications Claiming Priority (6)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| GB929206954A GB9206954D0 (en) | 1992-03-31 | 1992-03-31 | Treatment of permeability pulmonary edema with macromolecular solutions |
| GB9206970.7 | 1992-03-31 | ||
| GB9206954.1 | 1992-03-31 | ||
| GB929206967A GB9206967D0 (en) | 1992-03-31 | 1992-03-31 | Edema management system |
| GB929206970A GB9206970D0 (en) | 1992-03-31 | 1992-03-31 | On-line devices to monitor blood parameters |
| GB9206967.3 | 1992-03-31 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0638947A true JPH0638947A (ja) | 1994-02-15 |
| JP3378890B2 JP3378890B2 (ja) | 2003-02-17 |
Family
ID=27266121
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP07355493A Expired - Fee Related JP3378890B2 (ja) | 1992-03-31 | 1993-03-31 | 血液パラメータを光学的に測定する装置 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5331958A (ja) |
| EP (1) | EP0575712B1 (ja) |
| JP (1) | JP3378890B2 (ja) |
| DE (1) | DE69332325T2 (ja) |
| ES (1) | ES2179045T3 (ja) |
Cited By (18)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001505996A (ja) * | 1996-11-22 | 2001-05-08 | セラコス・インコーポレイテッド | 夾雑物検出器 |
| JP2003535630A (ja) * | 2000-06-02 | 2003-12-02 | ヘマ メトリクス インコーポレイテッド | 血清中尿素窒素、重量オスモル濃度、プラズマ遊離ヘモグロビン、および、組織水含有量を測定するシステムおよび方法 |
| JP2004514116A (ja) * | 2000-10-05 | 2004-05-13 | サイブロ メディカル リミテッド | パルスオキシメータ及びその操作方法 |
| JP2008148820A (ja) * | 2006-12-15 | 2008-07-03 | Chunichi Denshi Co Ltd | 酸素飽和度測定装置 |
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| JP2009541755A (ja) * | 2006-06-29 | 2009-11-26 | フレゼニウス メディカル ケア ドイツチュラーント ゲゼルシャフト ミット ベシュレンクテル ハフトング | 分光検出器、および液体中で血液や生体マーカー物質を判定する方法 |
| JP2012512416A (ja) * | 2008-12-17 | 2012-05-31 | ザ ルブリゾル コーポレイション | 機能性流体用光学活性マーカー |
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