JP3240171B2 - 麻酔監視装置 - Google Patents
麻酔監視装置Info
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- A61B5/7235—Details of waveform analysis
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- A—HUMAN NECESSITIES
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- A61B5/08—Detecting, measuring or recording devices for evaluating the respiratory organs
- A61B5/097—Devices for facilitating collection of breath or for directing breath into or through measuring devices
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- H—ELECTRICITY
- H01—ELECTRIC ELEMENTS
- H01J—ELECTRIC DISCHARGE TUBES OR DISCHARGE LAMPS
- H01J49/00—Particle spectrometers or separator tubes
- H01J49/26—Mass spectrometers or separator tubes
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- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は、吸入麻酔等におい
て、生体からの吸気、呼気の一部を連続的に分析し、呼
吸、循環、代謝の動態解析を行うための麻酔監視装置に
関する。
て、生体からの吸気、呼気の一部を連続的に分析し、呼
吸、循環、代謝の動態解析を行うための麻酔監視装置に
関する。
【０００２】
【従来の技術】この種の麻酔監視装置では、患者の吸気
・呼気中のＮ2 、Ｏ2 、ＣＯ、ＣＯ2 、Ｎ2 Ｏおよび添
加された麻酔薬の濃度分析を行い、患者の状況を適切に
保つことを目的としている。特に吸入麻酔では、多くの
場合亜酸化窒素（Ｎ2 Ｏ）が使用されているほか、最近
では、ハロセン、セボフルレン・エンフルレンなどアル
カンまたはエーテルの水素原子をハロゲン原子で置換し
た麻酔薬が次々に加えられるなど麻酔薬の種類も増加す
る傾向にある。このような多成分におよぶ麻酔薬の濃度
分析を行う必要があるが、従来の麻酔監視装置における
呼気・吸気中の麻酔薬の濃度分析としては赤外分光法あ
るいは質量分析法が多く用いられ、後者の質量分析法に
より呼気・吸気分析を行う場合は、単収束方式または四
重極方式の分析計が多用されてきた。
・呼気中のＮ2 、Ｏ2 、ＣＯ、ＣＯ2 、Ｎ2 Ｏおよび添
加された麻酔薬の濃度分析を行い、患者の状況を適切に
保つことを目的としている。特に吸入麻酔では、多くの
場合亜酸化窒素（Ｎ2 Ｏ）が使用されているほか、最近
では、ハロセン、セボフルレン・エンフルレンなどアル
カンまたはエーテルの水素原子をハロゲン原子で置換し
た麻酔薬が次々に加えられるなど麻酔薬の種類も増加す
る傾向にある。このような多成分におよぶ麻酔薬の濃度
分析を行う必要があるが、従来の麻酔監視装置における
呼気・吸気中の麻酔薬の濃度分析としては赤外分光法あ
るいは質量分析法が多く用いられ、後者の質量分析法に
より呼気・吸気分析を行う場合は、単収束方式または四
重極方式の分析計が多用されてきた。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】前述したように麻酔薬
の種類が増加する傾向にあるため、麻酔監視装置として
は、次のような性能を備える必要がある。
の種類が増加する傾向にあるため、麻酔監視装置として
は、次のような性能を備える必要がある。
【０００４】(1) 呼気・吸気中の多様な成分の測定が可
能なこと。
能なこと。
【０００５】(2) 接近した物性の成分も分離、定量が可
能なこと。
能なこと。
【０００６】(3) 上記多成分の実時間測定が可能なこ
と。
と。
【０００７】(4) 手術室内使用ができる大きさであり、
設置および操作が容易であること。
設置および操作が容易であること。
【０００８】しかしながら、これら条件を前記濃度分析
手法について考慮すると、先ず、赤外分光法に関しては
混合気体成分の分離でなお以下のような問題点を残して
いることが判る。
手法について考慮すると、先ず、赤外分光法に関しては
混合気体成分の分離でなお以下のような問題点を残して
いることが判る。
【０００９】第一の問題点は、吸収スペクトルが相互に
重なり合う気体成分が少なくないことである。例えば、
分析対象として重要なＮ2 ＯとＣＯ2 について見ても、
Ｎ2 Ｏが波長４．４〜４．６μｍに強いスペクトル・ピ
ークを持っているのに対して、ＣＯ2 は波長４．２〜
４．４μｍに強いスペクトル・ピークを持っている。し
かも４．４μｍ近傍では、相互に重なり合っている。こ
のため、通常の麻酔時のように、Ｎ2 Ｏが高濃度で、Ｃ
Ｏ2 が低濃度という条件の場合、その測定値は大きな誤
差を含むことになる。
重なり合う気体成分が少なくないことである。例えば、
分析対象として重要なＮ2 ＯとＣＯ2 について見ても、
Ｎ2 Ｏが波長４．４〜４．６μｍに強いスペクトル・ピ
ークを持っているのに対して、ＣＯ2 は波長４．２〜
４．４μｍに強いスペクトル・ピークを持っている。し
かも４．４μｍ近傍では、相互に重なり合っている。こ
のため、通常の麻酔時のように、Ｎ2 Ｏが高濃度で、Ｃ
Ｏ2 が低濃度という条件の場合、その測定値は大きな誤
差を含むことになる。
【００１０】第二の問題点は、分子衝突によりスペクト
ル線の広がりが生じることである。混合気体中では、測
定対象とする気体分子も他分子と互いに衝突し、エネル
ギの交換が行われている。衝突気体の分子量および双極
子モーメントに従い、分子エネルギは変化し、その結
果、赤外線吸収帯が拡がり、見かけの吸収波長も影響を
受ける。このため、混合気体中の他成分の状況により、
測定結果に誤差が生じることになる。
ル線の広がりが生じることである。混合気体中では、測
定対象とする気体分子も他分子と互いに衝突し、エネル
ギの交換が行われている。衝突気体の分子量および双極
子モーメントに従い、分子エネルギは変化し、その結
果、赤外線吸収帯が拡がり、見かけの吸収波長も影響を
受ける。このため、混合気体中の他成分の状況により、
測定結果に誤差が生じることになる。
【００１１】第三の問題点は、最近、特に開発が著しい
ハロゲン化麻酔薬の測定が困難なことである。これらハ
ロゲン化麻酔薬は、波長３．１μｍ付近に強い吸収線を
持っていて、個々の弁別が困難となる。
ハロゲン化麻酔薬の測定が困難なことである。これらハ
ロゲン化麻酔薬は、波長３．１μｍ付近に強い吸収線を
持っていて、個々の弁別が困難となる。
【００１２】第四の問題点は、赤外分光法では、二原子
分子等分子振動に双極子モーメントの変化を伴わない成
分は測定できないことである。このため、人工呼吸時の
基本成分でもあるＮ2 、ＣＯ2 等の測定は不可能であ
る。
分子等分子振動に双極子モーメントの変化を伴わない成
分は測定できないことである。このため、人工呼吸時の
基本成分でもあるＮ2 、ＣＯ2 等の測定は不可能であ
る。
【００１３】次に、後者の質量分析法に関しても、以下
のような問題点がある。すなわち、対象とする気体成分
によっては、分離測定が困難であるという問題点であ
る。
のような問題点がある。すなわち、対象とする気体成分
によっては、分離測定が困難であるという問題点であ
る。
【００１４】例えば、全身麻酔においてしばしば用いら
れる亜酸化窒素（Ｎ2 Ｏ）は分子量が４４．００１であ
り、呼気分析においてしばしば分析対象とされる二酸化
炭素（ＣＯ2 ）の分子量は４３．９９０である。これら
はいわゆる整数質量数を等しくし、精密質量数において
僅か０．０１１ａｍｕの差しかない。従って、分子ピー
クの測定により、これらを直接分離定量するには、 分解能 ＞＞ 質量数／（ピーク間隔／２） ＝ ８０００ すなわち、ほぼ１００００以上の分解能が必要である。
しかし、従来の単収束方式や四重極方式を用いる質量分
析計では、分解能は高々１０００程度であり、直接これ
ら二成分を分離測定することができない。
れる亜酸化窒素（Ｎ2 Ｏ）は分子量が４４．００１であ
り、呼気分析においてしばしば分析対象とされる二酸化
炭素（ＣＯ2 ）の分子量は４３．９９０である。これら
はいわゆる整数質量数を等しくし、精密質量数において
僅か０．０１１ａｍｕの差しかない。従って、分子ピー
クの測定により、これらを直接分離定量するには、 分解能 ＞＞ 質量数／（ピーク間隔／２） ＝ ８０００ すなわち、ほぼ１００００以上の分解能が必要である。
しかし、従来の単収束方式や四重極方式を用いる質量分
析計では、分解能は高々１０００程度であり、直接これ
ら二成分を分離測定することができない。
【００１５】このため、混合気体中に予想される全ての
成分のフラグメントピークを照合し、重なり合うことの
ないピーク（これをユニピークということがある）を選
別し、これらのピーク高さをもって該気体成分の量とみ
なす方法、或いは混合気体中に予想される全ての成分の
パターン係数を用い、それら全ての成分濃度を未知数と
する連立方程式（正規方程式）を最小二乗法によって解
く、いわゆる多重回帰法を応用する方法等が、やむをえ
ず従来採用されている方法である。
成分のフラグメントピークを照合し、重なり合うことの
ないピーク（これをユニピークということがある）を選
別し、これらのピーク高さをもって該気体成分の量とみ
なす方法、或いは混合気体中に予想される全ての成分の
パターン係数を用い、それら全ての成分濃度を未知数と
する連立方程式（正規方程式）を最小二乗法によって解
く、いわゆる多重回帰法を応用する方法等が、やむをえ
ず従来採用されている方法である。
【００１６】前者のユニピークを選別して用いる方法の
場合、Ｎ2 Ｏ、ＣＯ2 を分離測定するのに、いずれも強
度最大の分子ピークを用いることができず、Ｎ2 Ｏに対
してはＭ／ｚ ３０のフラグメントピーク、ＣＯ2 に対
してはＭ／ｚ １２のフラグメントピークを用いること
になる。よく知られているようにこれらフラグメントピ
ークは、ベースピークでもある分子ピークに比較すると
強度はかなり低く、測定精度の低下を招く原因になって
いる。
場合、Ｎ2 Ｏ、ＣＯ2 を分離測定するのに、いずれも強
度最大の分子ピークを用いることができず、Ｎ2 Ｏに対
してはＭ／ｚ ３０のフラグメントピーク、ＣＯ2 に対
してはＭ／ｚ １２のフラグメントピークを用いること
になる。よく知られているようにこれらフラグメントピ
ークは、ベースピークでもある分子ピークに比較すると
強度はかなり低く、測定精度の低下を招く原因になって
いる。
【００１７】また、後者の多重回帰法を応用する方法の
場合には、試料気体中に予期しない成分が存在したり、
或いは測定ピークの信号対雑音比が充分でないときに
は、意外に大きい誤差を生じることが知られている。
場合には、試料気体中に予期しない成分が存在したり、
或いは測定ピークの信号対雑音比が充分でないときに
は、意外に大きい誤差を生じることが知られている。
【００１８】なお、通常の有機分析等に使用されている
ガスクロマトグラフを前置し、混合気体の成分を固有の
保持時間に従い時間的に分離した後、質量分析を行うい
わゆるＧＣ／ＭＳ法は、数分〜数十分の分析周期となる
ので、前記実時間測定の条件(3) を満たさず、呼気分析
に使用できないことはいうまでもない。
ガスクロマトグラフを前置し、混合気体の成分を固有の
保持時間に従い時間的に分離した後、質量分析を行うい
わゆるＧＣ／ＭＳ法は、数分〜数十分の分析周期となる
ので、前記実時間測定の条件(3) を満たさず、呼気分析
に使用できないことはいうまでもない。
【００１９】さらに、現在市販されているフーリエ変換
方式質量分析計の呼気・吸気分析への応用については、
エム．ワング（Ｍ．Ｗａｎｇ）およびエ−．ジー．マー
シャル（Ａ．Ｇ．Ｍａｒｓｈａｌｌ）によって、その可
能性が示されている（分析化学（Ａｎａｌ．Ｃｈｅ
ｍ．）６０，ｐｐ．３４１−３４４，１９８８）が、そ
れは超伝導磁石を用いた大型かつ極めて高価な装置であ
り、一般臨床への応用には至っていない。
方式質量分析計の呼気・吸気分析への応用については、
エム．ワング（Ｍ．Ｗａｎｇ）およびエ−．ジー．マー
シャル（Ａ．Ｇ．Ｍａｒｓｈａｌｌ）によって、その可
能性が示されている（分析化学（Ａｎａｌ．Ｃｈｅ
ｍ．）６０，ｐｐ．３４１−３４４，１９８８）が、そ
れは超伝導磁石を用いた大型かつ極めて高価な装置であ
り、一般臨床への応用には至っていない。
【００２０】またさらに、大型二重収束質量分析計で１
０4 以上の分解能を持つものは、前記Ｎ2 Ｏ、ＣＯ2 を
分子ピークにより分離測定することができるが、設置面
積の大きさ、操作の煩雑さ、高分解能測定時間の長さ等
により、麻酔監視現場においてはとても使用できるもの
ではない。これらの価格が高価であることもまた大きな
障害となっているが、使用された実例も現在まで見当た
らない。
０4 以上の分解能を持つものは、前記Ｎ2 Ｏ、ＣＯ2 を
分子ピークにより分離測定することができるが、設置面
積の大きさ、操作の煩雑さ、高分解能測定時間の長さ等
により、麻酔監視現場においてはとても使用できるもの
ではない。これらの価格が高価であることもまた大きな
障害となっているが、使用された実例も現在まで見当た
らない。
【００２１】本発明は、上記した従来装置の問題を解決
し、前記気体成分を含む混合気体を各成分ごとに分離
し、定量し得る装置を小型・低価格で実現しようとする
ものである。
し、前記気体成分を含む混合気体を各成分ごとに分離
し、定量し得る装置を小型・低価格で実現しようとする
ものである。
【００２２】そこで、本発明の目的は、永久磁石磁界に
よる呼気・吸気イオンのフーリエ変換方式イオンサイク
ロトロン共鳴を応用した質量分析法を用い、分析対象と
して呼気・吸気中に存在する整数分子量の等しい成分を
も含み、しかも全気体成分を直接、実時間にて分離し、
定量することを可能とする小型・低価格で操作容易な麻
酔監視装置を提供するにある。
よる呼気・吸気イオンのフーリエ変換方式イオンサイク
ロトロン共鳴を応用した質量分析法を用い、分析対象と
して呼気・吸気中に存在する整数分子量の等しい成分を
も含み、しかも全気体成分を直接、実時間にて分離し、
定量することを可能とする小型・低価格で操作容易な麻
酔監視装置を提供するにある。
【００２３】
【課題を解決するための手段】本発明に係る麻酔監視装
置は、永久磁石の磁極間隙内に配置された高真空室内の
測定セルに対し呼気または麻酔用混合気体を導入する手
段と、該導入気体をイオン化した後、セルの一部を構成
する照射電極に短時間高周波電圧を印加、前記イオンに
サイクロトロン共鳴を起こさせ、これによって前記セル
の一部を構成する受信電極に誘起する高周波信号電圧を
検出増幅し、ディジタル信号に変換、コンピュータの記
憶装置に記憶し、この記憶されたディジタル信号に対し
て前記導入気体の質量スペクトルを得るためのフーリエ
変換処理を施す手段とからなり、前記導入気体の成分ご
との分離・定量を行うよう構成することを特徴とする。
置は、永久磁石の磁極間隙内に配置された高真空室内の
測定セルに対し呼気または麻酔用混合気体を導入する手
段と、該導入気体をイオン化した後、セルの一部を構成
する照射電極に短時間高周波電圧を印加、前記イオンに
サイクロトロン共鳴を起こさせ、これによって前記セル
の一部を構成する受信電極に誘起する高周波信号電圧を
検出増幅し、ディジタル信号に変換、コンピュータの記
憶装置に記憶し、この記憶されたディジタル信号に対し
て前記導入気体の質量スペクトルを得るためのフーリエ
変換処理を施す手段とからなり、前記導入気体の成分ご
との分離・定量を行うよう構成することを特徴とする。
【００２４】
【作用】本発明に係る麻酔監視装置によれば、麻酔混合
気体は高真空室の測定セル内でイオン化され、このイオ
ンに高周波電圧を印加することによりサイクロトロン共
鳴を起こさせ、サイクロトロン共鳴で誘起された高周波
電圧を前記セルの受信電極で受信する。受信信号は増幅
後ディジタル変換し、この得られたディジタルデータを
コンピュータによるフーリエ変換質量分析処理を行っ
て、リアルタイムで混合気体の分離・定量測定を行うこ
とができる。
気体は高真空室の測定セル内でイオン化され、このイオ
ンに高周波電圧を印加することによりサイクロトロン共
鳴を起こさせ、サイクロトロン共鳴で誘起された高周波
電圧を前記セルの受信電極で受信する。受信信号は増幅
後ディジタル変換し、この得られたディジタルデータを
コンピュータによるフーリエ変換質量分析処理を行っ
て、リアルタイムで混合気体の分離・定量測定を行うこ
とができる。
【００２５】
【実施例】次に本発明に係る麻酔監視装置の実施例につ
き、添付図面を参照しながら以下詳細に説明する。
き、添付図面を参照しながら以下詳細に説明する。
【００２６】本発明に係る麻酔監視装置の測定はフーリ
エ変換方式による質量分析法によっており、図２は、本
発明の一実施例を示す麻酔監視装置の主要構成部である
フーリエ変換質量分析装置のブロック図である。図２に
おいて、参照符号１はフーリエ変換質量分析装置を示
し、フーリエ変換質量分析装置１は後述する高真空セル
２と、永久磁石３、パルス系列制御回路（エミッション
コントローラを含む）６、高周波送信手段７、共鳴信号
検出手段８、演算制御手段９、キーボード１１およびＣ
ＲＴディスプレイ１０から構成される。高周波送信手段
７はクロック発生器１７、高周波発信器１５および高周
波送信器１６からなり、高周波送信手段７の出力は高真
空セル２へ供給される。
エ変換方式による質量分析法によっており、図２は、本
発明の一実施例を示す麻酔監視装置の主要構成部である
フーリエ変換質量分析装置のブロック図である。図２に
おいて、参照符号１はフーリエ変換質量分析装置を示
し、フーリエ変換質量分析装置１は後述する高真空セル
２と、永久磁石３、パルス系列制御回路（エミッション
コントローラを含む）６、高周波送信手段７、共鳴信号
検出手段８、演算制御手段９、キーボード１１およびＣ
ＲＴディスプレイ１０から構成される。高周波送信手段
７はクロック発生器１７、高周波発信器１５および高周
波送信器１６からなり、高周波送信手段７の出力は高真
空セル２へ供給される。
【００２７】また、共鳴信号検出手段８は高真空セル２
の測定信号を入力とする前置増幅器２０、高周波増幅器
２１、低域瀘波器２２およびディジタル信号に変換する
Ａ／Ｄ変換器２３からなり、ディジタル化された測定信
号のデータは演算制御手段９へ送られる。さらに、演算
制御手段９はコンピュータ２７、記憶装置２８、出力装
置２９およびインタフェース３０からなり、コンピュー
タ２７にはキーボード１１およびＣＲＴディスプレイが
接続され、インタフェース３０を介してクロック発生器
１７、パルス系列制御回路６、高周波増幅器２１および
低域瀘波器２２を制御する。パルス系列制御回路６の出
力は高周波発信器１５、高周波送信器１６および高真空
セル２へ供給される。また、高真空セル２は超高真空チ
ャンバ１３により保護され、かつ、図示しない恒温槽内
に収容されている。
の測定信号を入力とする前置増幅器２０、高周波増幅器
２１、低域瀘波器２２およびディジタル信号に変換する
Ａ／Ｄ変換器２３からなり、ディジタル化された測定信
号のデータは演算制御手段９へ送られる。さらに、演算
制御手段９はコンピュータ２７、記憶装置２８、出力装
置２９およびインタフェース３０からなり、コンピュー
タ２７にはキーボード１１およびＣＲＴディスプレイが
接続され、インタフェース３０を介してクロック発生器
１７、パルス系列制御回路６、高周波増幅器２１および
低域瀘波器２２を制御する。パルス系列制御回路６の出
力は高周波発信器１５、高周波送信器１６および高真空
セル２へ供給される。また、高真空セル２は超高真空チ
ャンバ１３により保護され、かつ、図示しない恒温槽内
に収容されている。
【００２８】ここで、高真空セル２としては、永久磁石
３の作る磁場の方向に直交する一対の電極と、磁場に平
行しかつ互いに直交する一対の照射電極と、一対の受信
電極とからなるキュービック・セルを好適に用いること
ができ、例えば、アール．ティー．マクアイバー・ジュ
ニア，レビュー・オブ・サイエンティフィック・インス
トルメンツ，４１巻，５５５頁（１９７０年）（Ｒ．
Ｔ．ＭｃＩｖｅｒ Ｊｒ．，Ｒｅｖ．Ｓｃｉ．Ｉｎｓｔ
ｒｕｍ．，４１，ｐ．５５５（１９７０））記載のセル
またはエム．ビー．コミサロウ；「イオン・サイクロト
ロン共鳴用キュービック・トラップド・イオン・セル」
（（Ｍ．Ｂ．Ｃｏｍｉｓａｒｏｗ；”Ｃｕｂｉｃ Ｔｒ
ａｐｐｅｄ Ｉｏｎ Ｃｅｌｌ ｆｏｒ Ｉｏｎ Ｃｙ
ｃｌｏｔｒｏｎ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ”，Ｉｎｔ．Ｊ．
Ｍａｓｓ Ｓｐｅｃｔ．Ｉｏｎ Ｐｈｙｓ．，３７，
（１９８１），ｐｐ．２５１〜２５７））に記載の通常
のセルが使用できる。
３の作る磁場の方向に直交する一対の電極と、磁場に平
行しかつ互いに直交する一対の照射電極と、一対の受信
電極とからなるキュービック・セルを好適に用いること
ができ、例えば、アール．ティー．マクアイバー・ジュ
ニア，レビュー・オブ・サイエンティフィック・インス
トルメンツ，４１巻，５５５頁（１９７０年）（Ｒ．
Ｔ．ＭｃＩｖｅｒ Ｊｒ．，Ｒｅｖ．Ｓｃｉ．Ｉｎｓｔ
ｒｕｍ．，４１，ｐ．５５５（１９７０））記載のセル
またはエム．ビー．コミサロウ；「イオン・サイクロト
ロン共鳴用キュービック・トラップド・イオン・セル」
（（Ｍ．Ｂ．Ｃｏｍｉｓａｒｏｗ；”Ｃｕｂｉｃ Ｔｒ
ａｐｐｅｄ Ｉｏｎ Ｃｅｌｌ ｆｏｒ Ｉｏｎ Ｃｙ
ｃｌｏｔｒｏｎ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ”，Ｉｎｔ．Ｊ．
Ｍａｓｓ Ｓｐｅｃｔ．Ｉｏｎ Ｐｈｙｓ．，３７，
（１９８１），ｐｐ．２５１〜２５７））に記載の通常
のセルが使用できる。
【００２９】図３はキュービック・セルの概略構成例を
示す斜視図であり、前記永久磁石３の磁場方向に直交す
るように配置された一対の電極Ｐ，Ｐ′は、高真空セル
２内のイオンの磁軸方向のドリフトを防止するため、僅
かの正電位、例えば０．１〜２Ｖの正電位が与えられる
ように構成されている。照射電極Ｔ，Ｔ′は磁場方向に
沿うように相対向して前記一対の電極Ｐ，Ｐ′間に配置
され、キュービック・セル内で発生したイオンにサイク
ロトロン共鳴を励起させる高周波信号が短時間、例え
ば、０．１〜１０ｍｓの期間、前記高周波送信手段７か
ら与えられるように構成されている。受信電極Ｒ，Ｒ′
は磁場方向に沿うように相対向し、かつ前記電極Ｐ，
Ｐ′と照射電極Ｔ，Ｔ′とに直交するように配置され、
サイクロトロン共鳴によって誘起する高周波信号電圧を
受信する。受信された高周波信号は共鳴信号検出手段８
にて前置増幅器２０および高周波増幅器２１により増幅
され、低域瀘波器２２を介してＡ／Ｄ変換器によりディ
ジタル信号に変換されて演算制御手段９へ伝送される。
演算制御手段９はこのディジタル信号を記憶装置２８へ
格納後、コンピュータ２７によりこの記憶データを用い
てフーリエ変換質量分析処理を行う。なお、図３におい
て２ａはグリッドであり、２ｂはフィラメントである。
示す斜視図であり、前記永久磁石３の磁場方向に直交す
るように配置された一対の電極Ｐ，Ｐ′は、高真空セル
２内のイオンの磁軸方向のドリフトを防止するため、僅
かの正電位、例えば０．１〜２Ｖの正電位が与えられる
ように構成されている。照射電極Ｔ，Ｔ′は磁場方向に
沿うように相対向して前記一対の電極Ｐ，Ｐ′間に配置
され、キュービック・セル内で発生したイオンにサイク
ロトロン共鳴を励起させる高周波信号が短時間、例え
ば、０．１〜１０ｍｓの期間、前記高周波送信手段７か
ら与えられるように構成されている。受信電極Ｒ，Ｒ′
は磁場方向に沿うように相対向し、かつ前記電極Ｐ，
Ｐ′と照射電極Ｔ，Ｔ′とに直交するように配置され、
サイクロトロン共鳴によって誘起する高周波信号電圧を
受信する。受信された高周波信号は共鳴信号検出手段８
にて前置増幅器２０および高周波増幅器２１により増幅
され、低域瀘波器２２を介してＡ／Ｄ変換器によりディ
ジタル信号に変換されて演算制御手段９へ伝送される。
演算制御手段９はこのディジタル信号を記憶装置２８へ
格納後、コンピュータ２７によりこの記憶データを用い
てフーリエ変換質量分析処理を行う。なお、図３におい
て２ａはグリッドであり、２ｂはフィラメントである。
【００３０】また、前述した図示しない恒温槽は周囲温
度の変化に対して永久磁石３の作る磁場の温度変化を防
止する付加装置であり、永久磁石３は高真空セル２を挾
んで相対向して配置された一対の磁極片３ａ，３ｂを備
えている。そして、この永久磁石３をフーリエ変換質量
分析装置１に使用することが本発明に係る麻酔監視装置
の特徴である。
度の変化に対して永久磁石３の作る磁場の温度変化を防
止する付加装置であり、永久磁石３は高真空セル２を挾
んで相対向して配置された一対の磁極片３ａ，３ｂを備
えている。そして、この永久磁石３をフーリエ変換質量
分析装置１に使用することが本発明に係る麻酔監視装置
の特徴である。
【００３１】ところで、超伝導磁石を使用する場合に
は、その磁場安定度は極めて高く、得られる質量スペク
トルは温度変化も経年変化も受けることはないが、従来
例で述べたように装置が大形になると共に極めて高価な
ものとなってしまう。しかし、永久磁石や電磁石を使用
する場合には、磁場は周囲温度に影響されて変化し、そ
の温度係数は電磁石で約−２×１０-4／℃、希土類磁石
で約−５×１０-4〜−６×１０-3／℃である。従って、
１０4 〜１０5 の分解能を保証するには、温度等による
磁場変動を補償することが必要となる。この温度変化の
補償手段としては、例えば、本願出願人によって既に出
願されている温度等による磁場変動に対処する手法（国
際出願番号ＰＣＴ／ＪＰ９１／０１５８１）が好適に使
用される。
は、その磁場安定度は極めて高く、得られる質量スペク
トルは温度変化も経年変化も受けることはないが、従来
例で述べたように装置が大形になると共に極めて高価な
ものとなってしまう。しかし、永久磁石や電磁石を使用
する場合には、磁場は周囲温度に影響されて変化し、そ
の温度係数は電磁石で約−２×１０-4／℃、希土類磁石
で約−５×１０-4〜−６×１０-3／℃である。従って、
１０4 〜１０5 の分解能を保証するには、温度等による
磁場変動を補償することが必要となる。この温度変化の
補償手段としては、例えば、本願出願人によって既に出
願されている温度等による磁場変動に対処する手法（国
際出願番号ＰＣＴ／ＪＰ９１／０１５８１）が好適に使
用される。
【００３２】図１は、上記フーリエ変換質量分析装置１
を使用した本発明に係る麻酔監視装置および麻酔回路へ
の接続を示すブロック図である。図１において、点線で
囲まれた部分３１は、従来市販・使用されている吸入麻
酔を行う麻酔回路であり、一点鎖線で囲まれた部分４３
は本発明に係る麻酔監視装置である。ただし、フーリエ
変換質量分析装置１は図２において詳述したので、ここ
ではガス導入部分のみを示し、他は省略してある。
を使用した本発明に係る麻酔監視装置および麻酔回路へ
の接続を示すブロック図である。図１において、点線で
囲まれた部分３１は、従来市販・使用されている吸入麻
酔を行う麻酔回路であり、一点鎖線で囲まれた部分４３
は本発明に係る麻酔監視装置である。ただし、フーリエ
変換質量分析装置１は図２において詳述したので、ここ
ではガス導入部分のみを示し、他は省略してある。
【００３３】麻酔回路３１は、送気管３８から送られて
くるガスが吸気弁３５、蛇管３３を介して麻酔患者に取
り付けるマスク３２へ至り、麻酔患者の呼気は蛇管３
４、バッグ３７が取り付けられた呼気弁３６を介して炭
酸ガス吸収装置（キャニスタ）４０および余剰ガス***
装置への接続口４２へと至るガス循環経路を形成してい
る。なお、この麻酔回路３１には回路内のガス圧を測定
する回路内圧計３９および、接続口４２への分岐部分に
ポップオフ弁４１が設けられている。
くるガスが吸気弁３５、蛇管３３を介して麻酔患者に取
り付けるマスク３２へ至り、麻酔患者の呼気は蛇管３
４、バッグ３７が取り付けられた呼気弁３６を介して炭
酸ガス吸収装置（キャニスタ）４０および余剰ガス***
装置への接続口４２へと至るガス循環経路を形成してい
る。なお、この麻酔回路３１には回路内のガス圧を測定
する回路内圧計３９および、接続口４２への分岐部分に
ポップオフ弁４１が設けられている。
【００３４】このように構成される麻酔回路３１のガス
循環経路から、試料配管４４により呼気の一部を本発明
に係る麻酔監視装置４３へ導く。試料ガスは、小型ロー
タリポンプ４８により、配管導入口４５側に置かれた可
変バルブ４６およびロータリポンプ４８の吸入口に置か
れた可変バルブ４７を通して、呼気ガスの微少量を高速
でサンプリングするよう構成されている。フーリエ変換
質量分析装置１の測定セル２にはオリフィス４９を介し
て、導入ガス圧力（約１〜１０-2Ｔｏｒｒ）とフーリエ
変換質量分析装置１の測定圧力（約１０-7〜１０-9Ｔｏ
ｒｒ）との間の圧力整合がとられている。
循環経路から、試料配管４４により呼気の一部を本発明
に係る麻酔監視装置４３へ導く。試料ガスは、小型ロー
タリポンプ４８により、配管導入口４５側に置かれた可
変バルブ４６およびロータリポンプ４８の吸入口に置か
れた可変バルブ４７を通して、呼気ガスの微少量を高速
でサンプリングするよう構成されている。フーリエ変換
質量分析装置１の測定セル２にはオリフィス４９を介し
て、導入ガス圧力（約１〜１０-2Ｔｏｒｒ）とフーリエ
変換質量分析装置１の測定圧力（約１０-7〜１０-9Ｔｏ
ｒｒ）との間の圧力整合がとられている。
【００３５】この測定圧力は、可変バルブ４６および４
７によって調整可能である。すなわち、可変バルブ４６
を絞り、可変バルブ４７を開けば、測定セル２への試料
ガス導入量は減少する。逆に可変バルブ４６を開き、可
変バルブ４７を絞れば、真空チャンバ１３内の測定セル
２への試料ガス導入量は増大する。このようにして、フ
ーリエ変換質量分析装置１の測定圧力は前記範囲内にて
適切な値に設定することができ、その量は真空計５０に
より知ることができる。なお、図１において、参照符号
５１は開閉バルブであり、二重丸Ｂは図示しない磁石３
により作られる磁界方向を示し、この場合図１の紙面の
裏から表へ向かう方向である。
７によって調整可能である。すなわち、可変バルブ４６
を絞り、可変バルブ４７を開けば、測定セル２への試料
ガス導入量は減少する。逆に可変バルブ４６を開き、可
変バルブ４７を絞れば、真空チャンバ１３内の測定セル
２への試料ガス導入量は増大する。このようにして、フ
ーリエ変換質量分析装置１の測定圧力は前記範囲内にて
適切な値に設定することができ、その量は真空計５０に
より知ることができる。なお、図１において、参照符号
５１は開閉バルブであり、二重丸Ｂは図示しない磁石３
により作られる磁界方向を示し、この場合図１の紙面の
裏から表へ向かう方向である。
【００３６】図４は本発明に係る麻酔監視装置４３によ
る炭酸ガスと亜酸化窒素の測定例を示す図であり、横軸
は分子量を、縦軸は相対強度を表わす。前述したよう
に、炭酸ガスと亜酸化窒素とは非常に近接した分子量を
持ち、従来直接分離できなかったこれら二成分が明確に
分離されて測定されるていることが判る。相対強度の各
ピークの面積比はそれぞれの成分の濃度に比例するの
で、ピーク面積比を求めることにより、成分濃度が求め
られる。同様な測定は窒素と一酸化炭素においても可能
であり、その他生体の呼気・吸気中の重要な成分の分離
測定がリアルタイムで実行できる。特に、亜酸化窒素と
二酸化炭素の分離が可能になることは全身吸入麻酔時の
監視装置として、適正換気の判定、空気塞栓、ショック
の診断等をリアルタイムで行えることになる。
る炭酸ガスと亜酸化窒素の測定例を示す図であり、横軸
は分子量を、縦軸は相対強度を表わす。前述したよう
に、炭酸ガスと亜酸化窒素とは非常に近接した分子量を
持ち、従来直接分離できなかったこれら二成分が明確に
分離されて測定されるていることが判る。相対強度の各
ピークの面積比はそれぞれの成分の濃度に比例するの
で、ピーク面積比を求めることにより、成分濃度が求め
られる。同様な測定は窒素と一酸化炭素においても可能
であり、その他生体の呼気・吸気中の重要な成分の分離
測定がリアルタイムで実行できる。特に、亜酸化窒素と
二酸化炭素の分離が可能になることは全身吸入麻酔時の
監視装置として、適正換気の判定、空気塞栓、ショック
の診断等をリアルタイムで行えることになる。
【００３７】
【発明の効果】前述した実施例から明らかなように、本
発明によれば、永久磁石磁界による呼気・吸気イオンの
フーリエ変換方式イオンサイクロトロン共鳴を応用した
質量分析法を用い、分析対象として呼気・吸気中に存在
する整数分子量の等しい成分をも含み、しかも全気体成
分を直接、実時間にて分離し、定量することを可能とす
る小型・低価格で操作容易な麻酔監視装置を実現するこ
とができる。
発明によれば、永久磁石磁界による呼気・吸気イオンの
フーリエ変換方式イオンサイクロトロン共鳴を応用した
質量分析法を用い、分析対象として呼気・吸気中に存在
する整数分子量の等しい成分をも含み、しかも全気体成
分を直接、実時間にて分離し、定量することを可能とす
る小型・低価格で操作容易な麻酔監視装置を実現するこ
とができる。
【００３８】以上、本発明の好適な実施例について説明
したが、本発明は前記実施例に限定されることなく、本
発明の精神を逸脱しない範囲内において種々の設計変更
をなし得ることは勿論である。
したが、本発明は前記実施例に限定されることなく、本
発明の精神を逸脱しない範囲内において種々の設計変更
をなし得ることは勿論である。
【図１】本発明に係る麻酔監視装置の一実施例を示す麻
酔回路への接続を示すブロック図である。
酔回路への接続を示すブロック図である。
【図２】本発明に係る麻酔監視装置の主要構成部である
フーリエ変換質量分析装置の構成を示すブロック図であ
る。
フーリエ変換質量分析装置の構成を示すブロック図であ
る。
【図３】図２のフーリエ変換質量分析装置で使用する高
真空セルの一例であるキュービック・セルの概略構成を
示す斜視図である。
真空セルの一例であるキュービック・セルの概略構成を
示す斜視図である。
【図４】本発明に係る麻酔監視装置を使用し、近接する
分子量を持つ炭酸ガスと亜酸化窒素の混合気体からの両
成分の測定例を示す図である。
分子量を持つ炭酸ガスと亜酸化窒素の混合気体からの両
成分の測定例を示す図である。
１ フーリエ変換質量分析装置 ２ 高真空セ
ル ３ 永久磁石 ６ パルス系
列制御回路 ７ 高周波送信手段 ８ 共鳴信号
検出手段 ９ 演算制御手段 １０ ＣＲＴ
ディスプレイ １１ キーボード １３ 真空チ
ャンバ １５ 高周波発信器 １６ 高周波
送信器 １７ クロック発生器 ２０ 前置増
幅器 ２１ 高周波増幅器 ２２ 低域瀘
波器 ２３ Ａ／Ｄ変換器 ２７ コンピ
ュータ ２８ 記憶装置 ２９ 出力装
置 ３０ インタフェース ３１ 麻酔回
路 ３２ マスク ３３ 蛇管 ３４ 蛇管 ３５ 吸気弁 ３６ 呼気弁 ３７ バッグ ３８ 送気管 ３９ 回路内
圧計 ４０ 炭酸ガス吸収装置 ４１ ポップ
オフ弁 ４２ 接続口 ４３ 麻酔監
視装置 ４４ 試料配管 ４５ 配管導
入口 ４６ 可変バルブ ４７ 可変バ
ルブ ４８ ロータリポンプ ４９ オリフ
ィス ５０ 真空計 ５１ 開閉バ
ルブ
ル ３ 永久磁石 ６ パルス系
列制御回路 ７ 高周波送信手段 ８ 共鳴信号
検出手段 ９ 演算制御手段 １０ ＣＲＴ
ディスプレイ １１ キーボード １３ 真空チ
ャンバ １５ 高周波発信器 １６ 高周波
送信器 １７ クロック発生器 ２０ 前置増
幅器 ２１ 高周波増幅器 ２２ 低域瀘
波器 ２３ Ａ／Ｄ変換器 ２７ コンピ
ュータ ２８ 記憶装置 ２９ 出力装
置 ３０ インタフェース ３１ 麻酔回
路 ３２ マスク ３３ 蛇管 ３４ 蛇管 ３５ 吸気弁 ３６ 呼気弁 ３７ バッグ ３８ 送気管 ３９ 回路内
圧計 ４０ 炭酸ガス吸収装置 ４１ ポップ
オフ弁 ４２ 接続口 ４３ 麻酔監
視装置 ４４ 試料配管 ４５ 配管導
入口 ４６ 可変バルブ ４７ 可変バ
ルブ ４８ ロータリポンプ ４９ オリフ
ィス ５０ 真空計 ５１ 開閉バ
ルブ
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 高桑 保志 東京都渋谷区恵比寿３丁目43番２号 日 機装株式会社内 (56)参考文献 特公 平３−67410（ＪＰ，Ｂ２) 国際公開90／14687（ＷＯ，Ａ１) 欧州特許553789（ＥＰ，Ｂ１) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61M 16/00 - 16/01 A61B 5/145,10/00
Claims (1)
- 【請求項１】 永久磁石の磁極間隙内に配置された高真
空室内の測定セルに対し呼気または麻酔用混合気体を導
入する手段と、該導入気体をイオン化した後、セルの一
部を構成する照射電極に短時間高周波電圧を印加、前記
イオンにサイクロトロン共鳴を起こさせ、これによって
前記セルの一部を構成する受信電極に誘起する高周波信
号電圧を検出増幅し、ディジタル信号に変換、コンピュ
ータの記憶装置に記憶し、この記憶されたディジタル信
号に対して前記導入気体の質量スペクトルを得るための
フーリエ変換処理を施す手段とからなり、前記導入気体
の成分ごとの分離・定量を行うよう構成することを特徴
とする麻酔監視装置。
Priority Applications (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP01191692A JP3240171B2 (ja) | 1992-01-27 | 1992-01-27 | 麻酔監視装置 |
| KR1019920025933A KR100204245B1 (ko) | 1992-01-27 | 1992-12-29 | 마취감시장치 |
| US08/009,798 US5471058A (en) | 1992-01-27 | 1993-01-27 | Anesthesia monitor |
| EP93101205A EP0553789B1 (en) | 1992-01-27 | 1993-01-27 | Anesthesia monitor |
| DE69320499T DE69320499T2 (de) | 1992-01-27 | 1993-01-27 | Anästhesie-Überwachung |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP01191692A JP3240171B2 (ja) | 1992-01-27 | 1992-01-27 | 麻酔監視装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05200117A JPH05200117A (ja) | 1993-08-10 |
| JP3240171B2 true JP3240171B2 (ja) | 2001-12-17 |
Family
ID=11791029
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP01191692A Expired - Lifetime JP3240171B2 (ja) | 1992-01-27 | 1992-01-27 | 麻酔監視装置 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5471058A (ja) |
| EP (1) | EP0553789B1 (ja) |
| JP (1) | JP3240171B2 (ja) |
| KR (1) | KR100204245B1 (ja) |
| DE (1) | DE69320499T2 (ja) |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| SE9500175L (sv) * | 1995-01-19 | 1996-07-20 | Siemens Elema Ab | Förfarande och anordning för att identifiera minst ett narkosmedel i en narkosutrustning |
| DE19545598A1 (de) * | 1995-12-06 | 1997-06-26 | Messer Griesheim Gmbh | Analytische Konfiguration zur Überwachung von Xenon-haltigem Narkosegas |
| DE19606470C2 (de) * | 1996-02-21 | 2001-03-15 | Mpo Ges Fuer Medizintechnische | Verfahren zur Bestimmung der funktionellen Residualkapazität (FRC) |
| AUPP725198A0 (en) * | 1998-11-20 | 1998-12-17 | University Of Sydney, The | Breathing system |
| EP1610681B1 (en) * | 2003-01-23 | 2011-10-05 | University of Florida Research Foundation, Incorporated | Method and apparatus for monitoring intravenous (iv) drug concentration using exhaled breath |
| US7686019B2 (en) * | 2005-11-23 | 2010-03-30 | Markus Weiss | Auto-inflation cuffs |
| KR102268711B1 (ko) * | 2020-09-25 | 2021-06-24 | 국방과학연구소 | 검진 시스템 및 날숨 검진 장치 |
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|---|---|---|---|---|
| US3742212A (en) * | 1971-02-16 | 1973-06-26 | Univ Leland Stanford Junior | Method and apparatus for pulsed ion cyclotron resonance spectroscopy |
| US4315149A (en) * | 1980-05-23 | 1982-02-09 | The Board Of Regents Of The University Of Nebraska | Mass spectrometer |
| US4535235A (en) * | 1983-05-06 | 1985-08-13 | Finnigan Corporation | Apparatus and method for injection of ions into an ion cyclotron resonance cell |
| US4761545A (en) * | 1986-05-23 | 1988-08-02 | The Ohio State University Research Foundation | Tailored excitation for trapped ion mass spectrometry |
| FI91021C (fi) * | 1988-11-04 | 1994-04-25 | Instrumentarium Oy | Laite kaasujen tunnistamiseksi ja pitoisuuden mittaamiseksi sekä menetelmä kaasujen tunnistamiseksi |
| US4931640A (en) * | 1989-05-19 | 1990-06-05 | Marshall Alan G | Mass spectrometer with reduced static electric field |
| US4945234A (en) * | 1989-05-19 | 1990-07-31 | Extrel Ftms, Inc. | Method and apparatus for producing an arbitrary excitation spectrum for Fourier transform mass spectrometry |
| US5047636A (en) * | 1990-01-08 | 1991-09-10 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Linear prediction ion cyclotron resonance spectrometry apparatus and method |
| WO1992009097A1 (en) * | 1990-11-19 | 1992-05-29 | Nikkiso Company Limited | Fourier-transform mass spectrometer |
| US5301537A (en) * | 1991-05-31 | 1994-04-12 | W. C. Wood Company Limited | Method for detecting halocarbon refrigerant leaks by usage of a continually heated mass spectrometer |
-
1992
- 1992-01-27 JP JP01191692A patent/JP3240171B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 1992-12-29 KR KR1019920025933A patent/KR100204245B1/ko not_active IP Right Cessation
-
1993
- 1993-01-27 EP EP93101205A patent/EP0553789B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1993-01-27 US US08/009,798 patent/US5471058A/en not_active Expired - Lifetime
- 1993-01-27 DE DE69320499T patent/DE69320499T2/de not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE69320499D1 (de) | 1998-10-01 |
| US5471058A (en) | 1995-11-28 |
| EP0553789A1 (en) | 1993-08-04 |
| KR930016075A (ko) | 1993-08-26 |
| JPH05200117A (ja) | 1993-08-10 |
| DE69320499T2 (de) | 1999-04-29 |
| KR100204245B1 (ko) | 1999-06-15 |
| EP0553789B1 (en) | 1998-08-26 |
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