JP2642517B2 - 分析物および血流についての非侵襲性の生体内での決定のためのセンサ - Google Patents
分析物および血流についての非侵襲性の生体内での決定のためのセンサInfo
- Publication number
- JP2642517B2 JP2642517B2 JP6504089A JP50408994A JP2642517B2 JP 2642517 B2 JP2642517 B2 JP 2642517B2 JP 6504089 A JP6504089 A JP 6504089A JP 50408994 A JP50408994 A JP 50408994A JP 2642517 B2 JP2642517 B2 JP 2642517B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- sensor
- temperature
- blood flow
- measurement
- analyte
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
- 239000012491 analyte Substances 0.000 title claims abstract description 17
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 title claims description 39
- 238000001727 in vivo Methods 0.000 title claims description 6
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims description 69
- 239000008280 blood Substances 0.000 claims description 12
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 claims description 12
- 230000033228 biological regulation Effects 0.000 claims description 5
- 239000004020 conductor Substances 0.000 claims description 5
- 238000010438 heat treatment Methods 0.000 description 18
- 239000010410 layer Substances 0.000 description 14
- 239000000758 substrate Substances 0.000 description 13
- 239000011521 glass Substances 0.000 description 10
- BQCADISMDOOEFD-UHFFFAOYSA-N Silver Chemical compound [Ag] BQCADISMDOOEFD-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 9
- 229910052709 silver Inorganic materials 0.000 description 9
- 239000004332 silver Substances 0.000 description 9
- 230000004907 flux Effects 0.000 description 6
- 239000000853 adhesive Substances 0.000 description 5
- 230000001070 adhesive effect Effects 0.000 description 5
- 238000013461 design Methods 0.000 description 3
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 3
- 239000003822 epoxy resin Substances 0.000 description 3
- 239000012528 membrane Substances 0.000 description 3
- 229920000647 polyepoxide Polymers 0.000 description 3
- 239000004593 Epoxy Substances 0.000 description 2
- 239000004721 Polyphenylene oxide Substances 0.000 description 2
- 239000000919 ceramic Substances 0.000 description 2
- 239000003153 chemical reaction reagent Substances 0.000 description 2
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 2
- 230000008878 coupling Effects 0.000 description 2
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 description 2
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 description 2
- 239000012777 electrically insulating material Substances 0.000 description 2
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 2
- 238000000034 method Methods 0.000 description 2
- 239000011505 plaster Substances 0.000 description 2
- 229920006380 polyphenylene oxide Polymers 0.000 description 2
- 238000010125 resin casting Methods 0.000 description 2
- 230000004044 response Effects 0.000 description 2
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 2
- BVKZGUZCCUSVTD-UHFFFAOYSA-M Bicarbonate Chemical compound OC([O-])=O BVKZGUZCCUSVTD-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 1
- VEXZGXHMUGYJMC-UHFFFAOYSA-M Chloride anion Chemical compound [Cl-] VEXZGXHMUGYJMC-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 1
- MKYBYDHXWVHEJW-UHFFFAOYSA-N N-[1-oxo-1-(2,4,6,7-tetrahydrotriazolo[4,5-c]pyridin-5-yl)propan-2-yl]-2-[[3-(trifluoromethoxy)phenyl]methylamino]pyrimidine-5-carboxamide Chemical compound O=C(C(C)NC(=O)C=1C=NC(=NC=1)NCC1=CC(=CC=C1)OC(F)(F)F)N1CC2=C(CC1)NN=N2 MKYBYDHXWVHEJW-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000036760 body temperature Effects 0.000 description 1
- 230000008859 change Effects 0.000 description 1
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 1
- 239000011247 coating layer Substances 0.000 description 1
- 230000001276 controlling effect Effects 0.000 description 1
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 1
- 239000003792 electrolyte Substances 0.000 description 1
- 239000012530 fluid Substances 0.000 description 1
- 238000007373 indentation Methods 0.000 description 1
- 230000010354 integration Effects 0.000 description 1
- 239000007788 liquid Substances 0.000 description 1
- 230000008338 local blood flow Effects 0.000 description 1
- 210000004072 lung Anatomy 0.000 description 1
- 239000000463 material Substances 0.000 description 1
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 1
- 229910052759 nickel Inorganic materials 0.000 description 1
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 1
- 238000001139 pH measurement Methods 0.000 description 1
- 230000010412 perfusion Effects 0.000 description 1
- 239000004033 plastic Substances 0.000 description 1
- 229910052697 platinum Inorganic materials 0.000 description 1
- 230000010287 polarization Effects 0.000 description 1
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 1
- 230000001681 protective effect Effects 0.000 description 1
- 230000001105 regulatory effect Effects 0.000 description 1
- 230000002787 reinforcement Effects 0.000 description 1
- 230000000241 respiratory effect Effects 0.000 description 1
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 1
- 238000007493 shaping process Methods 0.000 description 1
- 239000007787 solid Substances 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
- A61B5/14542—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue for measuring blood gases
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
- A61B5/1468—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using chemical or electrochemical methods, e.g. by polarographic means
- A61B5/1477—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using chemical or electrochemical methods, e.g. by polarographic means non-invasive
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
- A61B5/1491—Heated applicators
Description
【発明の詳細な説明】 この発明は、第１の温度調節システムによって温度調
節可能な、そして、熱伝導関係をもって人体へ適用する
ための外表面を有し、該外表面がセンサの測定面を形成
するようになったセンサ本体を含み、更に、上記センサ
本体に配置され、第１温度調節システムによって上記本
体を通じて温度調節される分析物検出手段を含み、該分
析物検出手段はセンサ測定面に開口した測定面を有す
る。分析物および血流についての非侵襲性の生体内の決
定のためのセンサに関する。
節可能な、そして、熱伝導関係をもって人体へ適用する
ための外表面を有し、該外表面がセンサの測定面を形成
するようになったセンサ本体を含み、更に、上記センサ
本体に配置され、第１温度調節システムによって上記本
体を通じて温度調節される分析物検出手段を含み、該分
析物検出手段はセンサ測定面に開口した測定面を有す
る。分析物および血流についての非侵襲性の生体内の決
定のためのセンサに関する。
分析物および血流について同時に非侵襲性の生体内で
の決定を得ることは、さまざまの場合において利点があ
る。
の決定を得ることは、さまざまの場合において利点があ
る。
経皮的な値は、測定部位の直下に位置する組織におけ
る血流に依存して変化するので、経皮的に（tc）測定さ
れた患者の血液のO2成分の値,pUO2が、必ずしも動脈値
を反映していないということは、この技術分野において
良く知られている。従って、動脈値がtc値から決定され
つ場合には、同様に測定部位の直下の血流をも決定する
ことが必要であるかもしれない。
る血流に依存して変化するので、経皮的に（tc）測定さ
れた患者の血液のO2成分の値,pUO2が、必ずしも動脈値
を反映していないということは、この技術分野において
良く知られている。従って、動脈値がtc値から決定され
つ場合には、同様に測定部位の直下の血流をも決定する
ことが必要であるかもしれない。
血流が患者の組織に実際に供給されるO2の量をコント
ロールしているので、そしてpUO2が組織におけるO2摂取
の指標であるので、上記各パラメータを同時に決定する
ことを通じて、患者の組織へのO2供給が、血流力学的に
コントロールされる、すなわち、血流の障害に依存する
か、あるいは、呼吸的にコントロールされる、すなわ
ち、肺におけるO2摂取の障害に依存するかを決定するこ
とが可能である。
ロールしているので、そしてpUO2が組織におけるO2摂取
の指標であるので、上記各パラメータを同時に決定する
ことを通じて、患者の組織へのO2供給が、血流力学的に
コントロールされる、すなわち、血流の障害に依存する
か、あるいは、呼吸的にコントロールされる、すなわ
ち、肺におけるO2摂取の障害に依存するかを決定するこ
とが可能である。
血液ガスパラメータおよび血流のtc測定においては、
通常の体温以上の温度で測定することが必要であり、従
って、tcセンサは、しばしば、センサおよび測定部位を
そのような高い温度に加熱するのに適合させられる。血
流を測定するために要する温温度上昇は、通常、血液ガ
スを測定するために要する温度上昇よりも少し大きい。
例えば、十分に確証された血流の測定を行うには約44℃
の測定温度が必要であり、一方、血液ガスは約42℃の温
度で測定できる。しかしながら、長時間に渡る測定部位
の温度上昇は患者に損傷を与え得る。従って、一つの部
位での測定に適用できる時間は減少する。測定時間と測
定温度との間の関係は、測定温度が高いほど適用可能な
測定時間が短かくなるような関係である。従って、血液
ガスパラメータと血流を同時に測定するときは、上記各
値を、それぞれの温度で、測定部位をより高い温度に加
熱することなく測定することが望ましい。
通常の体温以上の温度で測定することが必要であり、従
って、tcセンサは、しばしば、センサおよび測定部位を
そのような高い温度に加熱するのに適合させられる。血
流を測定するために要する温温度上昇は、通常、血液ガ
スを測定するために要する温度上昇よりも少し大きい。
例えば、十分に確証された血流の測定を行うには約44℃
の測定温度が必要であり、一方、血液ガスは約42℃の温
度で測定できる。しかしながら、長時間に渡る測定部位
の温度上昇は患者に損傷を与え得る。従って、一つの部
位での測定に適用できる時間は減少する。測定時間と測
定温度との間の関係は、測定温度が高いほど適用可能な
測定時間が短かくなるような関係である。従って、血液
ガスパラメータと血流を同時に測定するときは、上記各
値を、それぞれの温度で、測定部位をより高い温度に加
熱することなく測定することが望ましい。
血流の指標値の決定と同時にO2を経皮的に測定するた
めのセンサは、パーカーデー（Parker D）その他の、熱
的クリアランス局部血流センサ（Thermal Clefrance Lo
cal Blood Flow Sensor）を一体的に組み込んだ経皮的
なPO2電極．アクタ アナエスト スキャンド（Acta An
aesth Scand）1978;S68:33−39に開示されている。そこ
で開示されているpUO2センサは、センサ本体内に配置さ
れたコンテナ形状の陽極を備えている。この陽極の内部
は、中心部に陰極を埋め込んだエポキシ（epoxy）樹脂
の注型物で満たされている。センサおよび測定されるべ
き皮膚を加熱するための加熱素子が陽極を取り囲んでい
る。上記センサは、更に、サーミスタの形態の二つの温
度センサを備えており、これらサーミスタの一方は陽極
に配置され、他方は陰極に隣合って配置されている。患
者についての測定に先立って、全センサは予め定められ
た測定温度に加熱される。測定中、陽極は加熱素子によ
って上記温度に保たれるのに対して、陰極は加熱されな
い。このセンサにおいては、加熱された陽極は、測定
中、周囲温度の変化による影響に対して陰極を保護する
遮熱材となる。従って、陰極温度の変化は、センサの直
下の皮膚および組織への熱の放散のみによって生じるも
のと想定される。センサ真下の組織における血流の指標
となる値は、測定中に、センサの二つのサーミスタ間の
温度差、すなわち、加熱された陽極と加熱されていない
陰極との間の温度差を測定することによって得られる。
めのセンサは、パーカーデー（Parker D）その他の、熱
的クリアランス局部血流センサ（Thermal Clefrance Lo
cal Blood Flow Sensor）を一体的に組み込んだ経皮的
なPO2電極．アクタ アナエスト スキャンド（Acta An
aesth Scand）1978;S68:33−39に開示されている。そこ
で開示されているpUO2センサは、センサ本体内に配置さ
れたコンテナ形状の陽極を備えている。この陽極の内部
は、中心部に陰極を埋め込んだエポキシ（epoxy）樹脂
の注型物で満たされている。センサおよび測定されるべ
き皮膚を加熱するための加熱素子が陽極を取り囲んでい
る。上記センサは、更に、サーミスタの形態の二つの温
度センサを備えており、これらサーミスタの一方は陽極
に配置され、他方は陰極に隣合って配置されている。患
者についての測定に先立って、全センサは予め定められ
た測定温度に加熱される。測定中、陽極は加熱素子によ
って上記温度に保たれるのに対して、陰極は加熱されな
い。このセンサにおいては、加熱された陽極は、測定
中、周囲温度の変化による影響に対して陰極を保護する
遮熱材となる。従って、陰極温度の変化は、センサの直
下の皮膚および組織への熱の放散のみによって生じるも
のと想定される。センサ真下の組織における血流の指標
となる値は、測定中に、センサの二つのサーミスタ間の
温度差、すなわち、加熱された陽極と加熱されていない
陰極との間の温度差を測定することによって得られる。
しかしながら、上記センサは、陰極の温度が皮膚およ
び組織への熱愛の放散に伴って変化するので、測定中、
陰極の温度が一定でない点において大きな欠点有してい
る。その上、センサ内のエポキシ層を経由して陽極から
陰極にかけて熱勾配が存在し、この熱勾配は、陰極の温
度が変化するので一定ではない。上記温度勾配の大きさ
は、未知であるが、約１度と推定されている。このよう
に、pO2を測定するための温度条件は、十分にしっかり
と定まったものではない。更にその上、血流は、その決
定が、組織内において実際に散逸されるパワーを測定す
ることによるのではなく、センサ内の二つの異なるポイ
ント間の温度差を測定することによって行なわれるの
で、、間接的に決定されるだけである。血流を測定する
ためのサーミスタを血液ガスの測定手段とまとめること
は、測定中上記両部品がほぼ同じ温度（この温度は血流
を測定するための温度でなければならない）になる結果
をもたらす。従って、このセンサによってpUO2と血流と
をそれぞれの温度で測定することは不可能である。
び組織への熱愛の放散に伴って変化するので、測定中、
陰極の温度が一定でない点において大きな欠点有してい
る。その上、センサ内のエポキシ層を経由して陽極から
陰極にかけて熱勾配が存在し、この熱勾配は、陰極の温
度が変化するので一定ではない。上記温度勾配の大きさ
は、未知であるが、約１度と推定されている。このよう
に、pO2を測定するための温度条件は、十分にしっかり
と定まったものではない。更にその上、血流は、その決
定が、組織内において実際に散逸されるパワーを測定す
ることによるのではなく、センサ内の二つの異なるポイ
ント間の温度差を測定することによって行なわれるの
で、、間接的に決定されるだけである。血流を測定する
ためのサーミスタを血液ガスの測定手段とまとめること
は、測定中上記両部品がほぼ同じ温度（この温度は血流
を測定するための温度でなければならない）になる結果
をもたらす。従って、このセンサによってpUO2と血流と
をそれぞれの温度で測定することは不可能である。
pUO2,pUCO2,およびセンサ直下の組織の血流を同時に
測定するためのセンサが、国際特許出願 WO 83/01510
において開示されている。上記センサは、センサ前部に
配置された熱伝導性の基本を備え、加熱素子と温度セン
サとを含む温度調節システムによって温度制御される。
ガス測定手段は、基体の中に配置され、基体と共に加熱
される。基体は、熱伝導性を有するジャケットに、覆わ
れているが接触はしていない。上記ジャケットの温度
は、同様に加熱素子と温度センサとを備えた第２の温度
調節システムによって温度調節される第２の基体によっ
て制御される。測定に先立って、二つの基体とジャケッ
トとは同じ温度に加熱される。このように、ジャケット
は、測定時にセンサ前部に位置する基体を覆う保護用の
遮熱材を形成し、基体とジャケットとの間の熱フラック
スはゼロである。測定中、ジャケット基体とは同じ温度
に保たれ、従って、基体からの熱は、センサ直下の組織
内へ放散されるであろう。基体からセンサ真下の組織へ
放散さる熱量の指標となる値、従って、この箇所での血
流の指標は、測定中、基体を初期温度に維持するのに必
要なパワーを測定することによって得られる。
測定するためのセンサが、国際特許出願 WO 83/01510
において開示されている。上記センサは、センサ前部に
配置された熱伝導性の基本を備え、加熱素子と温度セン
サとを含む温度調節システムによって温度制御される。
ガス測定手段は、基体の中に配置され、基体と共に加熱
される。基体は、熱伝導性を有するジャケットに、覆わ
れているが接触はしていない。上記ジャケットの温度
は、同様に加熱素子と温度センサとを備えた第２の温度
調節システムによって温度調節される第２の基体によっ
て制御される。測定に先立って、二つの基体とジャケッ
トとは同じ温度に加熱される。このように、ジャケット
は、測定時にセンサ前部に位置する基体を覆う保護用の
遮熱材を形成し、基体とジャケットとの間の熱フラック
スはゼロである。測定中、ジャケット基体とは同じ温度
に保たれ、従って、基体からの熱は、センサ直下の組織
内へ放散されるであろう。基体からセンサ真下の組織へ
放散さる熱量の指標となる値、従って、この箇所での血
流の指標は、測定中、基体を初期温度に維持するのに必
要なパワーを測定することによって得られる。
血流を測定するための上記システムは、測定手段と組
織内の血流を測定するために用いられる基体との集積の
せいで、大きな熱容量を有している。従って、上記シス
テムは比較的ゆっくり応答する。その上、センサ全体を
測定箇所と同様に血流を測定するのに適切な温度に維持
することが必要あるので、一つの温度でO2やCO2成分を
測定し他の温度で血流を測定することは不可能である。
最後に熱遮蔽ジャケットを備えたデザインは、センサを
過度に大きな直径を有するものにしてしまう。
織内の血流を測定するために用いられる基体との集積の
せいで、大きな熱容量を有している。従って、上記シス
テムは比較的ゆっくり応答する。その上、センサ全体を
測定箇所と同様に血流を測定するのに適切な温度に維持
することが必要あるので、一つの温度でO2やCO2成分を
測定し他の温度で血流を測定することは不可能である。
最後に熱遮蔽ジャケットを備えたデザインは、センサを
過度に大きな直径を有するものにしてしまう。
本発明の目的は、簡単な方法で上述の欠点を克服しな
がら、分析物と血流とを同時に測定するためのセンサを
提供することである。これは、更に、断熱関係をもって
センサ本体内に配設される一方、センサ測定面の所定範
囲の表面部分とは熱伝導関係を有し、かつ、第２の温度
調節システムによって温度調節可能な手段を含み、そし
て、上記所定範囲の表面部分は、センサ測定面の外面部
に位置していることを特徴とする、本発明に係るセンサ
によって得られる。
がら、分析物と血流とを同時に測定するためのセンサを
提供することである。これは、更に、断熱関係をもって
センサ本体内に配設される一方、センサ測定面の所定範
囲の表面部分とは熱伝導関係を有し、かつ、第２の温度
調節システムによって温度調節可能な手段を含み、そし
て、上記所定範囲の表面部分は、センサ測定面の外面部
に位置していることを特徴とする、本発明に係るセンサ
によって得られる。
測定されるべき分析物は、例えばO2やCO2である（序
論において述べたセンサ参照）。また、カーゲナウ エ
イチ（Kagenow H）の米国特許US第5,114,859号に対する
導入部分、そして、ウォルタ ビー（Walter B.）のド
ライ試薬化学の構造（Construction of Dry Reagent Ch
emistries）；試薬の固定化およびコンパートメンタリ
ゼーション（Compartmentalization）技術の利用．酵素
学における方法（Methods in Enzymology）1988;137/Pt
D:411表IIIに記載されているようなその他の分析物も、
本発明に係るセンサによって決定され得る。上記刊行物
の内容は、これら刊行物を引用することにより本発明に
組み入れられるものと考えられる。
論において述べたセンサ参照）。また、カーゲナウ エ
イチ（Kagenow H）の米国特許US第5,114,859号に対する
導入部分、そして、ウォルタ ビー（Walter B.）のド
ライ試薬化学の構造（Construction of Dry Reagent Ch
emistries）；試薬の固定化およびコンパートメンタリ
ゼーション（Compartmentalization）技術の利用．酵素
学における方法（Methods in Enzymology）1988;137/Pt
D:411表IIIに記載されているようなその他の分析物も、
本発明に係るセンサによって決定され得る。上記刊行物
の内容は、これら刊行物を引用することにより本発明に
組み入れられるものと考えられる。
分析物決定手段は、例えば、電気化学的センサ，光学
センサ，あるいは生体内での非侵襲性の測定による分析
物の決定に適した他のタイプのセンサを含んでも良い。
センサ，あるいは生体内での非侵襲性の測定による分析
物の決定に適した他のタイプのセンサを含んでも良い。
本発明に係るセンサの好ましい実施態様においては、
分析物検出手段は、血液ガス測定手段を含んでいる。
分析物検出手段は、血液ガス測定手段を含んでいる。
二つの温度調節システムが独立的に温度調節されるの
で、両者は、同じ温度あるいはそれぞれ個別の温度に温
度調節され得る。従って、本発明に係るセンサにより、
分析物と血流とをそれぞれ個別の温度で、例えば、上述
のように、血液ガスパラメータと血流とをそれぞれ42度
と44度とで測定することにより、測定することが可能で
ある。分析物測定手段および血流測定手段を個々に温度
調節することは、両方の測定において、十分に確証され
た温度条件が得られることを更に確かなものにする。
で、両者は、同じ温度あるいはそれぞれ個別の温度に温
度調節され得る。従って、本発明に係るセンサにより、
分析物と血流とをそれぞれ個別の温度で、例えば、上述
のように、血液ガスパラメータと血流とをそれぞれ42度
と44度とで測定することにより、測定することが可能で
ある。分析物測定手段および血流測定手段を個々に温度
調節することは、両方の測定において、十分に確証され
た温度条件が得られることを更に確かなものにする。
センサ測定面の外面内に所定範囲内の表面部分を設け
ることにより、該所定範囲の表面部分を取り囲む測定面
からのフラックスは組織における熱遮蔽を与え、この熱
遮蔽は所定範囲の表面部分からの熱フラックスを取り囲
む。それにより、所定範囲の表面部分からの熱フラッス
スは、この所定範囲の表面部分の直接真下に位置する組
織に、実質的に一方向に案内され、そして、そこにおい
て吸収される。
ることにより、該所定範囲の表面部分を取り囲む測定面
からのフラックスは組織における熱遮蔽を与え、この熱
遮蔽は所定範囲の表面部分からの熱フラックスを取り囲
む。それにより、所定範囲の表面部分からの熱フラッス
スは、この所定範囲の表面部分の直接真下に位置する組
織に、実質的に一方向に案内され、そして、そこにおい
て吸収される。
センサ測定面における所定範囲の表面部分は、正規の
センサ本体の一部分を含み得る。あるいは、一つの分離
した層を含み得る。前者の場合には、所定範囲の表面部
分を形成するセンサ本体の一部分は、第２の温度調節シ
ステムによって温度調節可能な手段と熱伝導関係を有し
て配置されなければならず、従って、基本的には、第１
の温度調節システムによってではなく、上記手段によっ
て加熱される。所定範囲の表面部分がセンサ本体に適用
される分離した層を含む場合には、センサ本体に配置さ
れた温度調節可能な手段はセンサの測定面に開口したく
ぼみに位置させられ、そして、上記表面が熱伝導性材料
の層で覆われ、該層がセンサ測定面の所定範囲の表面部
分を形成することが好ましい。
センサ本体の一部分を含み得る。あるいは、一つの分離
した層を含み得る。前者の場合には、所定範囲の表面部
分を形成するセンサ本体の一部分は、第２の温度調節シ
ステムによって温度調節可能な手段と熱伝導関係を有し
て配置されなければならず、従って、基本的には、第１
の温度調節システムによってではなく、上記手段によっ
て加熱される。所定範囲の表面部分がセンサ本体に適用
される分離した層を含む場合には、センサ本体に配置さ
れた温度調節可能な手段はセンサの測定面に開口したく
ぼみに位置させられ、そして、上記表面が熱伝導性材料
の層で覆われ、該層がセンサ測定面の所定範囲の表面部
分を形成することが好ましい。
温度調節システムは、例えば、加熱素子および温度セ
ンサなど各々幾つかの部品で構成されても良く、あるい
は、加熱素子と温度センサの両方を構成する単一の部品
で構成されても良い。本発明に係るセンサの好ましい実
施例においては、自己温度調節式のエレメントがセンサ
本体に配置された温度調節可能な手段および同様に第２
の温度調節システムをも構成している。この実施例は、
センサへの供給ラインをより少なくすることが求められ
る場合に有利である。
ンサなど各々幾つかの部品で構成されても良く、あるい
は、加熱素子と温度センサの両方を構成する単一の部品
で構成されても良い。本発明に係るセンサの好ましい実
施例においては、自己温度調節式のエレメントがセンサ
本体に配置された温度調節可能な手段および同様に第２
の温度調節システムをも構成している。この実施例は、
センサへの供給ラインをより少なくすることが求められ
る場合に有利である。
一層好ましい実施例では、自己温度調節式のエレメン
トはサーミスタで構成されている。更に一層好ましい実
施例は、自己温度調節式のエレメントは抵抗線で構成さ
れている。該抵抗線は、例えばPtとNiのように、十分に
確かめられた温度特性を有する材料で作られるべきであ
る。本発明に係る実施例のうち、より後の二つの実施例
は、自己温度調節式のエレメントが、その熱容量が小さ
く、従って、エレメントが温度の小さい変動に対してで
も素早い反応を与える点で有利である。
トはサーミスタで構成されている。更に一層好ましい実
施例は、自己温度調節式のエレメントは抵抗線で構成さ
れている。該抵抗線は、例えばPtとNiのように、十分に
確かめられた温度特性を有する材料で作られるべきであ
る。本発明に係る実施例のうち、より後の二つの実施例
は、自己温度調節式のエレメントが、その熱容量が小さ
く、従って、エレメントが温度の小さい変動に対してで
も素早い反応を与える点で有利である。
本発明は、図面およびその後に続く例を参照しながら
更に説明されよう。
更に説明されよう。
図面において： 図１は、本発明に係るセンサの第１実施例の各部分に部
分横断面であり、 図1aは、図１の拡大された尺度での断面図であり、 図２は、図１に示されたセンサの第２の部分横断面図で
あり、 図３は、図１および図２に示されたセンサの上方から見
た部分横断面図であり、 図４は、本発明に係るセンサ第２実施例の各部品の部分
横断面円であり、 図4aは、図４の拡大された尺度での断面図であり、 図4bは、図４に示されたセンサの用いられた自己温度調
節式の温度センサの模式図であり。そして、 図５は、皮膚の表面に適用され、そして、センサから皮
膚への熱伝達の表示を含む図１−３に示すセンサ部分断
面図である。
分横断面であり、 図1aは、図１の拡大された尺度での断面図であり、 図２は、図１に示されたセンサの第２の部分横断面図で
あり、 図３は、図１および図２に示されたセンサの上方から見
た部分横断面図であり、 図４は、本発明に係るセンサ第２実施例の各部品の部分
横断面円であり、 図4aは、図４の拡大された尺度での断面図であり、 図4bは、図４に示されたセンサの用いられた自己温度調
節式の温度センサの模式図であり。そして、 図５は、皮膚の表面に適用され、そして、センサから皮
膚への熱伝達の表示を含む図１−３に示すセンサ部分断
面図である。
種々の図面において、同じ参照数字が同じ部品を示す
ために用いられている。
ために用いられている。
図1,1aおよび２に示された本発明に係りセンサの実施
例は、pCO2及びpO2の経皮的な（tc）測定のための組み
合わせセンサ１である。このセンサ１は、基本的には、
現存する公知のtcセンサ、例えば、デンマーク，コペン
ハーゲンのラジオメータA/SのタイプE5280の組み合わせ
tcセンサと同様に形作られている。センサ１は、例えば
ポリフェニレンオキシド（PPO）など、電気絶縁材料製
のセンサハウジング２を含み、その中には銀製のセンサ
本体３が接着されている。センサハウジング２は、同様
に電気絶縁材料で作られた二つの付加的なハウジング部
4a及び4bによって閉じられている。センサ１は、ケーブ
ル６を介して、電気回路の接続／非接続，加工データな
ど、生体内でのモニタリングに関係した種々の機能を制
御する図示しないモニタに接続されている。センサ１ケ
ーブル６の境界部分は、ハウジング２の管状の延長部５
で補強されている。
例は、pCO2及びpO2の経皮的な（tc）測定のための組み
合わせセンサ１である。このセンサ１は、基本的には、
現存する公知のtcセンサ、例えば、デンマーク，コペン
ハーゲンのラジオメータA/SのタイプE5280の組み合わせ
tcセンサと同様に形作られている。センサ１は、例えば
ポリフェニレンオキシド（PPO）など、電気絶縁材料製
のセンサハウジング２を含み、その中には銀製のセンサ
本体３が接着されている。センサハウジング２は、同様
に電気絶縁材料で作られた二つの付加的なハウジング部
4a及び4bによって閉じられている。センサ１は、ケーブ
ル６を介して、電気回路の接続／非接続，加工データな
ど、生体内でのモニタリングに関係した種々の機能を制
御する図示しないモニタに接続されている。センサ１ケ
ーブル６の境界部分は、ハウジング２の管状の延長部５
で補強されている。
ジーナー（Zener）ダイオードの形式の加熱素子14が
センサ本体３内に埋め込まれており、該加熱素子14は、
センサ本体３および皮膚の測定部位を加熱する。エヌテ
ィシー（NTC）レジスタの形式の温度センサ15もまたセ
ンサ本体３内に埋め込まれている。加熱素子14温度セン
サ15は共に、熱伝導性を有する接着剤によってセンサ本
体３内に接着され、そして、ケーブル６を介して制御モ
ニタに接続されている。
センサ本体３内に埋め込まれており、該加熱素子14は、
センサ本体３および皮膚の測定部位を加熱する。エヌテ
ィシー（NTC）レジスタの形式の温度センサ15もまたセ
ンサ本体３内に埋め込まれている。加熱素子14温度セン
サ15は共に、熱伝導性を有する接着剤によってセンサ本
体３内に接着され、そして、ケーブル６を介して制御モ
ニタに接続されている。
pCO2及びpO2を測定するためのセンサ部７及び８は、
それぞれセンサ本体３内に配置され、上記センサ7,8の
測定面はセンサ本体３の外表面3aに開口している。外表
面3aは塩素化され、そして、センサ本体３は、pCO2測定
のための参照電極として、また、pO2測定のための陽極
として働く。センサ本体３もまた、ケーブル６を介して
上記モニタに接続されている。
それぞれセンサ本体３内に配置され、上記センサ7,8の
測定面はセンサ本体３の外表面3aに開口している。外表
面3aは塩素化され、そして、センサ本体３は、pCO2測定
のための参照電極として、また、pO2測定のための陽極
として働く。センサ本体３もまた、ケーブル６を介して
上記モニタに接続されている。
pCO2の測定は、pHの測定に基づいた公知の方法で行な
われる。測定は、固体素子９と導電性のAgワイヤ10とを
備えたpCO2センサ部７によって行なわれ、この導電性の
ワイヤ10は固体素子９をケーブル６と接続されている。
固体素子９は幾つかの層で構成されている。外側の層
は、電子伝導性を有するガラスの層上に配設されたpH感
受性を有するガラス層であり、電子伝導性を有するガラ
スは更にまた中間のPtの導体上に配設されている。これ
らの層は、絶縁セラミックベースによって支持されてい
る。導電性のガラス層は、pH感受性を有するガラスから
の測定信号を電気信号に変換し、そして、中間の導体を
通じて、上記信号を、センサ本体３内において絶縁性の
プラスチックチューブ11で取り囲まれた導電性のワイヤ
10に送信する。
われる。測定は、固体素子９と導電性のAgワイヤ10とを
備えたpCO2センサ部７によって行なわれ、この導電性の
ワイヤ10は固体素子９をケーブル６と接続されている。
固体素子９は幾つかの層で構成されている。外側の層
は、電子伝導性を有するガラスの層上に配設されたpH感
受性を有するガラス層であり、電子伝導性を有するガラ
スは更にまた中間のPtの導体上に配設されている。これ
らの層は、絶縁セラミックベースによって支持されてい
る。導電性のガラス層は、pH感受性を有するガラスから
の測定信号を電気信号に変換し、そして、中間の導体を
通じて、上記信号を、センサ本体３内において絶縁性の
プラスチックチューブ11で取り囲まれた導電性のワイヤ
10に送信する。
O2の測定も、センサ部８（陰極部を構成する）および
センサ本体３を横切って分極電圧を適用し、そして、そ
の結果この回路に流れる電流を測定することにより、同
様に良く知られた方法で行なわれる。センサ本体８は、
センサ本体３内に再び接着されたガラスエレメント13内
に鋳込まれたPtワイヤ12を備えている。このPtワイヤは
センサハウジング２内においてケーブル６に接続されて
いる。
センサ本体３を横切って分極電圧を適用し、そして、そ
の結果この回路に流れる電流を測定することにより、同
様に良く知られた方法で行なわれる。センサ本体８は、
センサ本体３内に再び接着されたガラスエレメント13内
に鋳込まれたPtワイヤ12を備えている。このPtワイヤは
センサハウジング２内においてケーブル６に接続されて
いる。
センサ１は、更にNTCレジスタ（ドイツ，プケイムの
デールエレクトロニクス社（Dale Electonics GmbH, Pu
cheim,Germany））の形式のサーミスタ16を備え、該サ
ーミスタ16は貫通したくぼみ17内に配設されている。サ
ーミスタ16は、ケーブル６を介して更にまた制御モニタ
に接続されケーブル20及び21に接続されている。サーミ
スタ16は、自己温度調節式のユニットであり、従って、
温度センサとして同様に熱供給エレメントとして作用す
る。上記くぼみ17のセンサ測定面3aに開口した部分は、
銀製の小さな円屋根18で覆われており、サーミスタ16
は、熱伝導性を有する接着剤19である、タイプ エポテック（Epotek）H31（米国，ビレリカのエポキ
シ テクノロジー社（Epoxy Technology Inc., Billeri
ca,USA））によって上記円屋根18の内側に接着されてい
る。このようにして、サーミスタ16とセンサ測定面3a円
屋根部分18との間の良好な熱結合が確実なものとされ
る。
デールエレクトロニクス社（Dale Electonics GmbH, Pu
cheim,Germany））の形式のサーミスタ16を備え、該サ
ーミスタ16は貫通したくぼみ17内に配設されている。サ
ーミスタ16は、ケーブル６を介して更にまた制御モニタ
に接続されケーブル20及び21に接続されている。サーミ
スタ16は、自己温度調節式のユニットであり、従って、
温度センサとして同様に熱供給エレメントとして作用す
る。上記くぼみ17のセンサ測定面3aに開口した部分は、
銀製の小さな円屋根18で覆われており、サーミスタ16
は、熱伝導性を有する接着剤19である、タイプ エポテック（Epotek）H31（米国，ビレリカのエポキ
シ テクノロジー社（Epoxy Technology Inc., Billeri
ca,USA））によって上記円屋根18の内側に接着されてい
る。このようにして、サーミスタ16とセンサ測定面3a円
屋根部分18との間の良好な熱結合が確実なものとされ
る。
センサハウジング2,センサ本体３並びにハウジング部
分4a及び4bによってその境界が定められた上記くぼみ17
及び空間部22は、エポキシ樹脂の注型物で満たされてい
る。このエポキシ樹脂は、サーミスタ16とセンサ本体３
との間の伝熱勾配が小さくなるように、サーミスタ16を
センサ本体３から隔離している。サーミスタ16と円屋根
18との間の上述した良好な熱結合により、サーミスタ16
内において熱として散逸される電力は、センサ本体３に
ではなく、円屋根18に供給されることが確実なものとさ
れている。
分4a及び4bによってその境界が定められた上記くぼみ17
及び空間部22は、エポキシ樹脂の注型物で満たされてい
る。このエポキシ樹脂は、サーミスタ16とセンサ本体３
との間の伝熱勾配が小さくなるように、サーミスタ16を
センサ本体３から隔離している。サーミスタ16と円屋根
18との間の上述した良好な熱結合により、サーミスタ16
内において熱として散逸される電力は、センサ本体３に
ではなく、円屋根18に供給されることが確実なものとさ
れている。
15ミクロンメートル（μｍ）のPP膜24センサ測定面3a
を横切って張設されており、上記膜24はＯ−リング25に
よってセンサ本体３に固定されている。センサ測定面3a
と膜24との間には、重炭酸塩を含有した電解質の流体26
が捕捉されている。
を横切って張設されており、上記膜24はＯ−リング25に
よってセンサ本体３に固定されている。センサ測定面3a
と膜24との間には、重炭酸塩を含有した電解質の流体26
が捕捉されている。
図３は、図１及び図２に見られるセンサ１の上方から
示した部分横断面図である。ハウジング部分4a及び4bは
取り除かれ、そして、ケーブル６の上部は切り欠かれ、
pCO2センサ部7,pO2センサ部8,加熱素子14,温度センサ15
及びサーミスタ16のようなセンサ本体３内に配置された
異なる部品を表示している。更に、上記各部品がどのよ
うにケーブル６に接続されているかが示されている。厳
密な意味でのセンサ本体３もまた接触点27でケーブル６
に接続されている。図３に示された切断線Ｉ−Ｉ及びII
−IIは、図１及び図２に示された横断面図にそれぞれ相
当している。
示した部分横断面図である。ハウジング部分4a及び4bは
取り除かれ、そして、ケーブル６の上部は切り欠かれ、
pCO2センサ部7,pO2センサ部8,加熱素子14,温度センサ15
及びサーミスタ16のようなセンサ本体３内に配置された
異なる部品を表示している。更に、上記各部品がどのよ
うにケーブル６に接続されているかが示されている。厳
密な意味でのセンサ本体３もまた接触点27でケーブル６
に接続されている。図３に示された切断線Ｉ−Ｉ及びII
−IIは、図１及び図２に示された横断面図にそれぞれ相
当している。
図４は、本発明に係るセンサ40の第２実施例を示して
いる。このセンサ40は、サーミスタ16が他の自己温度調
節式のエレメント41に置き換えられている点においての
み上記のセンサ１と異なっている。このエレメント41
は、上述のサーミスタ16の配置と類似したやり方でセン
サ本体３内に配置されており、エレメント41はセンサ測
定面40aの所定範囲の表面部分（円屋根18）と良好な熱
関係にある。図4a及び4bにより詳細に示されたエレメン
ト41は電気絶縁性のセラミック基体42を有し、基体42の
片面にはPt抵抗線43がプリントされている。ガラス製の
被覆層44がPtワイヤ43上に適用されている。Ptワイヤ43
の各端末は、ブッシング45,46を介して基体の他の面に
導かれ、そして、ケーブル20及び21にそれぞれ接続され
ている。図4bでは、エレメント41は測定面40aからの図
面として示されており、プリントされたPtワイヤ43のデ
ザインがはっきりと現ている。Ptワイヤ43の呼称抵抗値
によって、ワイヤ43のデザイン，厚さ及び幅は変更され
得る。エレメント41のPt抵抗線43及びガラス層44を担持
する側は、サーミスタ16に関連して上に記載されたよう
に、熱伝導性のある接着剤によって銀製の円屋根18に接
着されている。ガラス層44は、エレメント41が配置され
ているくぼみを覆うように設計されても良い。この場合
には、ガラス層44が測定面40aの所定範囲の表面部分を
構成するであろうから、銀製の円屋根18は除去されても
良い。
いる。このセンサ40は、サーミスタ16が他の自己温度調
節式のエレメント41に置き換えられている点においての
み上記のセンサ１と異なっている。このエレメント41
は、上述のサーミスタ16の配置と類似したやり方でセン
サ本体３内に配置されており、エレメント41はセンサ測
定面40aの所定範囲の表面部分（円屋根18）と良好な熱
関係にある。図4a及び4bにより詳細に示されたエレメン
ト41は電気絶縁性のセラミック基体42を有し、基体42の
片面にはPt抵抗線43がプリントされている。ガラス製の
被覆層44がPtワイヤ43上に適用されている。Ptワイヤ43
の各端末は、ブッシング45,46を介して基体の他の面に
導かれ、そして、ケーブル20及び21にそれぞれ接続され
ている。図4bでは、エレメント41は測定面40aからの図
面として示されており、プリントされたPtワイヤ43のデ
ザインがはっきりと現ている。Ptワイヤ43の呼称抵抗値
によって、ワイヤ43のデザイン，厚さ及び幅は変更され
得る。エレメント41のPt抵抗線43及びガラス層44を担持
する側は、サーミスタ16に関連して上に記載されたよう
に、熱伝導性のある接着剤によって銀製の円屋根18に接
着されている。ガラス層44は、エレメント41が配置され
ているくぼみを覆うように設計されても良い。この場合
には、ガラス層44が測定面40aの所定範囲の表面部分を
構成するであろうから、銀製の円屋根18は除去されても
良い。
図５は、皮膚の表面28に接触した状態で適用された図
１−３に関連して記載されたセンサ１を示している。セ
ンサ１は、粘着性のメッシュ状補強体を備えた固定用の
プラスターの上に接着された適当な固定用リング29によ
り、皮膚28に固定されている。固定用のプラスター30
は、例えば人間の皮膚のような、必ずしも平面状ではな
い表面に固定用リング29を固定するために適用される。
センサ1,固定用リング29及び皮膚表面28によってその境
界が定められた空間部31は、皮膚表面28と測定面3aを横
切って張設された膜24との間の良好な接触を保証する接
着液で満たされている。
１−３に関連して記載されたセンサ１を示している。セ
ンサ１は、粘着性のメッシュ状補強体を備えた固定用の
プラスターの上に接着された適当な固定用リング29によ
り、皮膚28に固定されている。固定用のプラスター30
は、例えば人間の皮膚のような、必ずしも平面状ではな
い表面に固定用リング29を固定するために適用される。
センサ1,固定用リング29及び皮膚表面28によってその境
界が定められた空間部31は、皮膚表面28と測定面3aを横
切って張設された膜24との間の良好な接触を保証する接
着液で満たされている。
センサ１が測定のために用いられる場合には、センサ
１は、サーミスタ16によるのと同様にNTCレジスタ15に
より血液ガスのtc測定のための予め設定された測定温度
が記録されるまで、加熱素子14のみによって加熱され
る。このようにして、センサ本体３とサーミスタ16とが
同じ初期温度に加熱されること、及び、従って、センサ
本体３とサーミスタ16との間の熱フラックスがゼロであ
ることが保証される。センサ１は、加熱素子14によって
加熱されている間ずっと較正され、そして、それから、
皮膚表面28上の選ばれた測定部位に適用される固定用リ
ング29に取り付けられる。約10−15分経過すれば、組織
内におけるCO2及びO2測定のために必要とされる条件が
得られ、測定を始めることができる。
１は、サーミスタ16によるのと同様にNTCレジスタ15に
より血液ガスのtc測定のための予め設定された測定温度
が記録されるまで、加熱素子14のみによって加熱され
る。このようにして、センサ本体３とサーミスタ16とが
同じ初期温度に加熱されること、及び、従って、センサ
本体３とサーミスタ16との間の熱フラックスがゼロであ
ることが保証される。センサ１は、加熱素子14によって
加熱されている間ずっと較正され、そして、それから、
皮膚表面28上の選ばれた測定部位に適用される固定用リ
ング29に取り付けられる。約10−15分経過すれば、組織
内におけるCO2及びO2測定のために必要とされる条件が
得られ、測定を始めることができる。
測定中、センサ本体３は、本体３と測定部位とを初期
温度に保つために、加熱素子14と温度センサ15によって
温度調節される。自分自身で温度調節されるようになっ
たサーミスタ16は基本的にこの温度で同様に保たれる
が、ほんの数秒、例えば１−４秒の短いパルスで、サー
ミスタ16は、血流を測定するための適切なより高い温度
に加熱される。血流測定は、厳密な意味においては上記
パルス加熱中に行なわれる。このようにして、pCO2及び
pO2センサ部７及び８の十分に確証された温度が得ら
れ、従って、上記パラメータを測定するための十分に確
証された条件が得られ、同時に、血流を測定するための
適切な条件が得られる。サーミスタ16のパルス状の短い
加熱は、センサ１及びセンサ１の直下の測定部位につい
て何等検出できるほどの加熱をもたらすものではない。
そのために、測定期間は、血流測定のための温度によっ
てではなく、血液ガスパラメータpCO2及びpO2を測定す
るための温度によってコントロールされる。従って、上
述のタイプE5280の組み合わせtcセンサが用いられた場
合、通常どうり４時間の測定期間が、センサ１を用いた
ときと同様に適用可能である。
温度に保つために、加熱素子14と温度センサ15によって
温度調節される。自分自身で温度調節されるようになっ
たサーミスタ16は基本的にこの温度で同様に保たれる
が、ほんの数秒、例えば１−４秒の短いパルスで、サー
ミスタ16は、血流を測定するための適切なより高い温度
に加熱される。血流測定は、厳密な意味においては上記
パルス加熱中に行なわれる。このようにして、pCO2及び
pO2センサ部７及び８の十分に確証された温度が得ら
れ、従って、上記パラメータを測定するための十分に確
証された条件が得られ、同時に、血流を測定するための
適切な条件が得られる。サーミスタ16のパルス状の短い
加熱は、センサ１及びセンサ１の直下の測定部位につい
て何等検出できるほどの加熱をもたらすものではない。
そのために、測定期間は、血流測定のための温度によっ
てではなく、血液ガスパラメータpCO2及びpO2を測定す
るための温度によってコントロールされる。従って、上
述のタイプE5280の組み合わせtcセンサが用いられた場
合、通常どうり４時間の測定期間が、センサ１を用いた
ときと同様に適用可能である。
サーミスタ16とセンサ本体３とが近似的に同じ温度に
加熱されたとき、センサ本体３およびサーミスタ16から
の熱は、それぞれ、図５において複数のライン34及び35
によって描かれているように、皮膚表面を通して直下の
組織に放射するであろう。図に示すように、センサ本体
３からの熱34は、銀製の円屋根18を取り囲む領域におけ
る皮膚と組織とを加熱するであろう。このようにして、
サーミスタ16から熱35を取り囲む皮膚における熱遮蔽を
与える。測定中にサーミスタ16に供給された電力は、こ
のように、銀製の円屋根18の真下の皮膚および組織に対
する熱として供給され（ライン35参照）、そして、他の
領域の皮膚および組織28および組織33あるいはセンサ１
の残りの周囲部分に散逸することはないであろう。
加熱されたとき、センサ本体３およびサーミスタ16から
の熱は、それぞれ、図５において複数のライン34及び35
によって描かれているように、皮膚表面を通して直下の
組織に放射するであろう。図に示すように、センサ本体
３からの熱34は、銀製の円屋根18を取り囲む領域におけ
る皮膚と組織とを加熱するであろう。このようにして、
サーミスタ16から熱35を取り囲む皮膚における熱遮蔽を
与える。測定中にサーミスタ16に供給された電力は、こ
のように、銀製の円屋根18の真下の皮膚および組織に対
する熱として供給され（ライン35参照）、そして、他の
領域の皮膚および組織28および組織33あるいはセンサ１
の残りの周囲部分に散逸することはないであろう。
サーミスタ16内において散逸した熱は組織を通過する
血液によって吸収され導出される。従って、サーミスタ
16に供給された電力は、銀製の円屋根18の直下に位置す
る組織における血流の指標である。散逸された電力の血
流の測定値への変換は、例えば、上述の国際特許出願 W
O 83/01510、あるいはシガード−アンデルセン オー
（Siggaard Andersen O）その他の、二重加熱された経
皮的なpO2電極で測定された熱フラックスから皮膚灌流
（skin perfusion）を計算するためのモデル；スキャン
ド ジェイ クリン ラブ インベスト（Scand J Clin
Lav Invest）1988;48/189:21−25に開示されている。
上記刊行物の内容は、その刊行物を引用することによっ
て本出願に組み込まれると考えられる。
血液によって吸収され導出される。従って、サーミスタ
16に供給された電力は、銀製の円屋根18の直下に位置す
る組織における血流の指標である。散逸された電力の血
流の測定値への変換は、例えば、上述の国際特許出願 W
O 83/01510、あるいはシガード−アンデルセン オー
（Siggaard Andersen O）その他の、二重加熱された経
皮的なpO2電極で測定された熱フラックスから皮膚灌流
（skin perfusion）を計算するためのモデル；スキャン
ド ジェイ クリン ラブ インベスト（Scand J Clin
Lav Invest）1988;48/189:21−25に開示されている。
上記刊行物の内容は、その刊行物を引用することによっ
て本出願に組み込まれると考えられる。
上記に開示された実施例においては、血流を測定する
ためのシステム、わずかな構成部品（サーミスタ16,図
１−３参照／温度調節素子41,図４参照および銀製の円
屋根18で構成されている。システムを示されたように形
作ることにより、上記システムについて非常に低い熱容
量が得られる一方、同時に、測定システムと皮膚との間
に広い接触面（銀製の円屋根18の面積）が得られる。従
って、測定について高い感度と速い応答性が得られる。
ためのシステム、わずかな構成部品（サーミスタ16,図
１−３参照／温度調節素子41,図４参照および銀製の円
屋根18で構成されている。システムを示されたように形
作ることにより、上記システムについて非常に低い熱容
量が得られる一方、同時に、測定システムと皮膚との間
に広い接触面（銀製の円屋根18の面積）が得られる。従
って、測定について高い感度と速い応答性が得られる。
二つの分離したユニットを用いる代わり、加熱と温度
検出とが組み合わされたユニット（サーミスタ16/温度
調節素子41）とを用いることにより、センサに対する供
給ラインをより少なくすることが求められる場合には、
さらなる利点が得られる。
検出とが組み合わされたユニット（サーミスタ16/温度
調節素子41）とを用いることにより、センサに対する供
給ラインをより少なくすることが求められる場合には、
さらなる利点が得られる。
Claims (6)
- 【請求項１】第１の温度調節システム（14,15）によっ
て温度調節可能な、そして、熱伝導関係をもって人体
（28）へ適用するための外表面（3a,40a）を有し、該外
表面（3a,40a）がセンサ（１）の測定面を形成するよう
になったセンサ本体（３）を含み、更に、上記センサ本
体（３）に配置され、第１温度調節システム（14,15）
によって上記本体（３）を通じて温度調節される分析物
検出手段（7,8）を含み、該分析物検出手段（7,8）はセ
ンサ測定面に開口した測定面（3a,40a）を有し、更に、
電力散逸量の測定によって血流を検出するための手段
（16,41）を含む、分析物および血流についての非侵襲
性の生体内での決定のためのセンサ（1,40）であって、 上記血流検出手段（16,41）は、断熱関係をもってセン
サ本体（３）に配設される一方、センサ測定面（3a,40
a）の所定範囲の表面部分とは熱伝導関係を有し、か
つ、上記第１の温度調節システムから独立した第２の温
度調節システムによって温度調節可能であり、そして、
上記所定範囲の表面部分は、センサ測定面（3a,40a）の
外面内に位置していることを特徴とする分析物および血
流についての非侵襲性の生体内での決定のためのセン
サ。 - 【請求項２】上記分析物検出手段は血液ガス測定手段
（7,8）を含むことを特徴とする請求項１記載のセン
サ。 - 【請求項３】上記センサ本体（３）内に配設された上記
温度調節可能な手段（16,41）は、センサ測定面（3a,40
a）に開口したくぼみ（17）内に位置し、上記測定面（3
a,40a）で熱伝導性材料の層（18）で覆われており、該
層（18）がセンサ測定面（3a,40a）の所定範囲の表面部
分を形成していることを特徴とする請求項１または請求
項２に記載のセンサ。 - 【請求項４】自己温度調節式のエレメント（16,41）
が、センサ本体（３）に配設された上記温度調節可能な
手段と、同様に第２の温度調節システムをも構成するこ
とを特徴とする請求項１〜請求項３のいずれか一に記載
のセンサ。 - 【請求項５】上記自己温度調節式のエレメント（16）は
サーミスタを含むことを特徴とする請求項４記載のセン
サ。 - 【請求項６】上記自己温度調節式のエレメント（41）は
抵抗線（43）を含むことを特徴とする請求項４記載のセ
ンサ。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DK957/92 | 1992-07-24 | ||
| DK095792A DK95792A (da) | 1992-07-24 | 1992-07-24 | Sensor til non-invasiv, in vivo bestemmelse af en analyt og blodgennemstrømning |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07507955A JPH07507955A (ja) | 1995-09-07 |
| JP2642517B2 true JP2642517B2 (ja) | 1997-08-20 |
Family
ID=8099412
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP6504089A Expired - Lifetime JP2642517B2 (ja) | 1992-07-24 | 1993-07-12 | 分析物および血流についての非侵襲性の生体内での決定のためのセンサ |
Country Status (7)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5425868A (ja) |
| EP (1) | EP0656760B1 (ja) |
| JP (1) | JP2642517B2 (ja) |
| AT (1) | ATE151614T1 (ja) |
| DE (1) | DE69309936T2 (ja) |
| DK (2) | DK95792A (ja) |
| WO (1) | WO1994002065A1 (ja) |
Families Citing this family (116)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0649628B1 (en) * | 1993-10-22 | 1999-01-07 | Siemens-Elema AB | Processes and devices for continuously monitoring levels of anolyte |
| WO1995031928A1 (de) * | 1994-05-20 | 1995-11-30 | Kuenst Hermann | Transcutane, unblutige konzentrationsbestimmung von substanzen im blut |
| US5535744A (en) * | 1994-11-03 | 1996-07-16 | Dinino; Patricia C. | Method and apparatus for blood chemistry analysis |
| US5788832A (en) * | 1996-07-19 | 1998-08-04 | Teledyne Industries, Inc. | Temperature compensated electrochemical gas sensor and method for closely tracking the temperature variations of a gas to be sensed |
| US6466808B1 (en) * | 1999-11-22 | 2002-10-15 | Mallinckrodt Inc. | Single device for both heating and temperature measurement in an oximeter sensor |
| US6091975A (en) * | 1998-04-01 | 2000-07-18 | Alza Corporation | Minimally invasive detecting device |
| ATE367117T1 (de) | 1999-12-17 | 2007-08-15 | Hove Jens | Verfahren und gerät zur messung von durchflussmengen |
| AU2003234883A1 (en) | 2002-04-05 | 2003-10-27 | H. Frederick Bowman | Thermal monitoring of tissue perfusion with recalibration. |
| AT411400B (de) * | 2002-05-31 | 2003-12-29 | Hoffmann La Roche | Verfahren und vorrichtung zur messung von blutgasparametern |
| AU2003303597A1 (en) | 2002-12-31 | 2004-07-29 | Therasense, Inc. | Continuous glucose monitoring system and methods of use |
| US8066639B2 (en) | 2003-06-10 | 2011-11-29 | Abbott Diabetes Care Inc. | Glucose measuring device for use in personal area network |
| US20190357827A1 (en) | 2003-08-01 | 2019-11-28 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
| US7299082B2 (en) | 2003-10-31 | 2007-11-20 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Method of calibrating an analyte-measurement device, and associated methods, devices and systems |
| EP1718198A4 (en) | 2004-02-17 | 2008-06-04 | Therasense Inc | METHOD AND SYSTEM FOR PROVIDING DATA COMMUNICATION IN A CONTINUOUS BLOOD SUGAR MONITORING AND MANAGEMENT SYSTEM |
| CA2858901C (en) | 2004-06-04 | 2024-01-16 | Carolyn Anderson | Diabetes care host-client architecture and data management system |
| US8029441B2 (en) | 2006-02-28 | 2011-10-04 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte sensor transmitter unit configuration for a data monitoring and management system |
| US8112240B2 (en) | 2005-04-29 | 2012-02-07 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing leak detection in data monitoring and management systems |
| EP1921980A4 (en) | 2005-08-31 | 2010-03-10 | Univ Virginia | IMPROVING THE PRECISION OF CONTINUOUS GLUCOSE SENSORS |
| US9521968B2 (en) | 2005-09-30 | 2016-12-20 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte sensor retention mechanism and methods of use |
| US7664607B2 (en) | 2005-10-04 | 2010-02-16 | Teledyne Technologies Incorporated | Pre-calibrated gas sensor |
| US7766829B2 (en) | 2005-11-04 | 2010-08-03 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for providing basal profile modification in analyte monitoring and management systems |
| US7885698B2 (en) | 2006-02-28 | 2011-02-08 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for providing continuous calibration of implantable analyte sensors |
| US8374668B1 (en) | 2007-10-23 | 2013-02-12 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte sensor with lag compensation |
| US7618369B2 (en) | 2006-10-02 | 2009-11-17 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for dynamically updating calibration parameters for an analyte sensor |
| US8346335B2 (en) | 2008-03-28 | 2013-01-01 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte sensor calibration management |
| US8473022B2 (en) | 2008-01-31 | 2013-06-25 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte sensor with time lag compensation |
| US9675290B2 (en) | 2012-10-30 | 2017-06-13 | Abbott Diabetes Care Inc. | Sensitivity calibration of in vivo sensors used to measure analyte concentration |
| US7620438B2 (en) | 2006-03-31 | 2009-11-17 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for powering an electronic device |
| US9392969B2 (en) | 2008-08-31 | 2016-07-19 | Abbott Diabetes Care Inc. | Closed loop control and signal attenuation detection |
| US8224415B2 (en) | 2009-01-29 | 2012-07-17 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and device for providing offset model based calibration for analyte sensor |
| US8226891B2 (en) | 2006-03-31 | 2012-07-24 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring devices and methods therefor |
| US8478557B2 (en) | 2009-07-31 | 2013-07-02 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing analyte monitoring system calibration accuracy |
| US7630748B2 (en) | 2006-10-25 | 2009-12-08 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for providing analyte monitoring |
| US7653425B2 (en) | 2006-08-09 | 2010-01-26 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for providing calibration of an analyte sensor in an analyte monitoring system |
| US8219173B2 (en) | 2008-09-30 | 2012-07-10 | Abbott Diabetes Care Inc. | Optimizing analyte sensor calibration |
| US8140312B2 (en) | 2007-05-14 | 2012-03-20 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for determining analyte levels |
| WO2008052199A2 (en) | 2006-10-26 | 2008-05-02 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Method, system and computer program product for real-time detection of sensitivity decline in analyte sensors |
| US8121857B2 (en) | 2007-02-15 | 2012-02-21 | Abbott Diabetes Care Inc. | Device and method for automatic data acquisition and/or detection |
| US20080199894A1 (en) | 2007-02-15 | 2008-08-21 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Device and method for automatic data acquisition and/or detection |
| US8123686B2 (en) | 2007-03-01 | 2012-02-28 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing rolling data in communication systems |
| WO2009096992A1 (en) | 2007-04-14 | 2009-08-06 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in medical communication system |
| WO2008130896A1 (en) * | 2007-04-14 | 2008-10-30 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in medical communication system |
| WO2008130897A2 (en) | 2007-04-14 | 2008-10-30 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in medical communication system |
| CA2683721C (en) | 2007-04-14 | 2017-05-23 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing dynamic multi-stage signal amplification in a medical device |
| WO2008130898A1 (en) | 2007-04-14 | 2008-10-30 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in medical communication system |
| CA2683930A1 (en) | 2007-04-14 | 2008-10-23 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in medical communication system |
| ES2385432T5 (es) * | 2007-04-27 | 2022-09-06 | Sentec Ag | Dispositivo y procedimiento para la determinación transcutánea de gases en sangre |
| US8665091B2 (en) | 2007-05-08 | 2014-03-04 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and device for determining elapsed sensor life |
| US8461985B2 (en) | 2007-05-08 | 2013-06-11 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring system and methods |
| US7928850B2 (en) | 2007-05-08 | 2011-04-19 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring system and methods |
| US8456301B2 (en) | 2007-05-08 | 2013-06-04 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring system and methods |
| US8239166B2 (en) | 2007-05-14 | 2012-08-07 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system |
| US7996158B2 (en) | 2007-05-14 | 2011-08-09 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system |
| US8260558B2 (en) | 2007-05-14 | 2012-09-04 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system |
| US8103471B2 (en) | 2007-05-14 | 2012-01-24 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system |
| US8600681B2 (en) | 2007-05-14 | 2013-12-03 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system |
| US8444560B2 (en) | 2007-05-14 | 2013-05-21 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system |
| US8560038B2 (en) | 2007-05-14 | 2013-10-15 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system |
| US9125548B2 (en) | 2007-05-14 | 2015-09-08 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system |
| US10002233B2 (en) | 2007-05-14 | 2018-06-19 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system |
| US8597188B2 (en) | 2007-06-21 | 2013-12-03 | Abbott Diabetes Care Inc. | Health management devices and methods |
| AU2008265542B2 (en) | 2007-06-21 | 2014-07-24 | Abbott Diabetes Care Inc. | Health monitor |
| US7768386B2 (en) | 2007-07-31 | 2010-08-03 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system |
| US8834366B2 (en) | 2007-07-31 | 2014-09-16 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing analyte sensor calibration |
| US8377031B2 (en) | 2007-10-23 | 2013-02-19 | Abbott Diabetes Care Inc. | Closed loop control system with safety parameters and methods |
| US8409093B2 (en) | 2007-10-23 | 2013-04-02 | Abbott Diabetes Care Inc. | Assessing measures of glycemic variability |
| US8216138B1 (en) | 2007-10-23 | 2012-07-10 | Abbott Diabetes Care Inc. | Correlation of alternative site blood and interstitial fluid glucose concentrations to venous glucose concentration |
| US20090164239A1 (en) | 2007-12-19 | 2009-06-25 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Dynamic Display Of Glucose Information |
| US7826382B2 (en) | 2008-05-30 | 2010-11-02 | Abbott Diabetes Care Inc. | Close proximity communication device and methods |
| US9943644B2 (en) | 2008-08-31 | 2018-04-17 | Abbott Diabetes Care Inc. | Closed loop control with reference measurement and methods thereof |
| US8734422B2 (en) | 2008-08-31 | 2014-05-27 | Abbott Diabetes Care Inc. | Closed loop control with improved alarm functions |
| US20100057040A1 (en) | 2008-08-31 | 2010-03-04 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Robust Closed Loop Control And Methods |
| US8622988B2 (en) | 2008-08-31 | 2014-01-07 | Abbott Diabetes Care Inc. | Variable rate closed loop control and methods |
| US8986208B2 (en) | 2008-09-30 | 2015-03-24 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte sensor sensitivity attenuation mitigation |
| US9326707B2 (en) | 2008-11-10 | 2016-05-03 | Abbott Diabetes Care Inc. | Alarm characterization for analyte monitoring devices and systems |
| US9402544B2 (en) | 2009-02-03 | 2016-08-02 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte sensor and apparatus for insertion of the sensor |
| US8497777B2 (en) | 2009-04-15 | 2013-07-30 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring system having an alert |
| WO2010121229A1 (en) | 2009-04-16 | 2010-10-21 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte sensor calibration management |
| WO2010127050A1 (en) | 2009-04-28 | 2010-11-04 | Abbott Diabetes Care Inc. | Error detection in critical repeating data in a wireless sensor system |
| EP2425209A4 (en) | 2009-04-29 | 2013-01-09 | Abbott Diabetes Care Inc | METHOD AND SYSTEM FOR REAL-TIME CALIBRATION OF AN ANALYTICAL SENSOR WITH RETROACTIVE FILLING |
| EP2424426B1 (en) | 2009-04-29 | 2020-01-08 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Method and system for providing data communication in continuous glucose monitoring and management system |
| WO2010138856A1 (en) | 2009-05-29 | 2010-12-02 | Abbott Diabetes Care Inc. | Medical device antenna systems having external antenna configurations |
| US9314195B2 (en) | 2009-08-31 | 2016-04-19 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte signal processing device and methods |
| BR112012000220A2 (pt) | 2009-08-31 | 2020-12-22 | Abbott Diabetes Care Inc. | Métodos e dispositivos médicos |
| US8993331B2 (en) | 2009-08-31 | 2015-03-31 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring system and methods for managing power and noise |
| WO2011026053A1 (en) | 2009-08-31 | 2011-03-03 | Abbott Diabetes Care Inc. | Displays for a medical device |
| US8185181B2 (en) | 2009-10-30 | 2012-05-22 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for detecting false hypoglycemic conditions |
| WO2011112753A1 (en) | 2010-03-10 | 2011-09-15 | Abbott Diabetes Care Inc. | Systems, devices and methods for managing glucose levels |
| US8635046B2 (en) | 2010-06-23 | 2014-01-21 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for evaluating analyte sensor response characteristics |
| US10092229B2 (en) | 2010-06-29 | 2018-10-09 | Abbott Diabetes Care Inc. | Calibration of analyte measurement system |
| EP2624745A4 (en) | 2010-10-07 | 2018-05-23 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Analyte monitoring devices and methods |
| US10136845B2 (en) | 2011-02-28 | 2018-11-27 | Abbott Diabetes Care Inc. | Devices, systems, and methods associated with analyte monitoring devices and devices incorporating the same |
| EP3583901A3 (en) | 2011-02-28 | 2020-01-15 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Devices, systems, and methods associated with analyte monitoring devices and devices incorporating the same |
| ES2847578T3 (es) | 2011-04-15 | 2021-08-03 | Dexcom Inc | Calibración avanzada de sensor de analito y detección de errores |
| US9069536B2 (en) | 2011-10-31 | 2015-06-30 | Abbott Diabetes Care Inc. | Electronic devices having integrated reset systems and methods thereof |
| WO2013066849A1 (en) | 2011-10-31 | 2013-05-10 | Abbott Diabetes Care Inc. | Model based variable risk false glucose threshold alarm prevention mechanism |
| EP2775918B1 (en) | 2011-11-07 | 2020-02-12 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods |
| US9317656B2 (en) | 2011-11-23 | 2016-04-19 | Abbott Diabetes Care Inc. | Compatibility mechanisms for devices in a continuous analyte monitoring system and methods thereof |
| US8710993B2 (en) | 2011-11-23 | 2014-04-29 | Abbott Diabetes Care Inc. | Mitigating single point failure of devices in an analyte monitoring system and methods thereof |
| WO2013078426A2 (en) | 2011-11-25 | 2013-05-30 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring system and methods of use |
| EP2890297B1 (en) | 2012-08-30 | 2018-04-11 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Dropout detection in continuous analyte monitoring data during data excursions |
| US9968306B2 (en) | 2012-09-17 | 2018-05-15 | Abbott Diabetes Care Inc. | Methods and apparatuses for providing adverse condition notification with enhanced wireless communication range in analyte monitoring systems |
| EP2901153A4 (en) | 2012-09-26 | 2016-04-27 | Abbott Diabetes Care Inc | METHOD AND DEVICE FOR IMPROVING DELAY CORRECTION FUNCTION DURING IN VIVO MEASUREMENT OF ANALYZ CONCENTRATION WITH ANALYZ CONCENTRATION VARIABILITY AND RANGE DATA |
| US10433773B1 (en) | 2013-03-15 | 2019-10-08 | Abbott Diabetes Care Inc. | Noise rejection methods and apparatus for sparsely sampled analyte sensor data |
| US9474475B1 (en) | 2013-03-15 | 2016-10-25 | Abbott Diabetes Care Inc. | Multi-rate analyte sensor data collection with sample rate configurable signal processing |
| WO2014152034A1 (en) | 2013-03-15 | 2014-09-25 | Abbott Diabetes Care Inc. | Sensor fault detection using analyte sensor data pattern comparison |
| WO2015102745A1 (en) | 2013-12-31 | 2015-07-09 | Abbott Diabetes Care Inc. | Self-powered analyte sensor and devices using the same |
| US20170185748A1 (en) | 2014-03-30 | 2017-06-29 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and Apparatus for Determining Meal Start and Peak Events in Analyte Monitoring Systems |
| WO2016066693A1 (en) | 2014-10-29 | 2016-05-06 | Koninklijke Philips N.V. | System and method for controlling a temperature |
| JP6657220B2 (ja) * | 2014-12-15 | 2020-03-04 | ラディオメーター・バーゼル・アクチェンゲゼルシャフト | 二酸化炭素分圧の非侵襲測定のための装置用のセンサヘッド |
| WO2017011346A1 (en) | 2015-07-10 | 2017-01-19 | Abbott Diabetes Care Inc. | System, device and method of dynamic glucose profile response to physiological parameters |
| WO2018175489A1 (en) | 2017-03-21 | 2018-09-27 | Abbott Diabetes Care Inc. | Methods, devices and system for providing diabetic condition diagnosis and therapy |
| CN111246797A (zh) | 2017-10-24 | 2020-06-05 | 德克斯康公司 | 预连接分析物传感器 |
| US11331022B2 (en) | 2017-10-24 | 2022-05-17 | Dexcom, Inc. | Pre-connected analyte sensors |
| US11553861B1 (en) | 2018-05-29 | 2023-01-17 | My Salt and Sugar, LLC | Apparatus to detect salt concentrations and glucose in bodily fluids |
| JP2020052438A (ja) * | 2020-01-09 | 2020-04-02 | 真一 芦田 | 眼用器具 |
Family Cites Families (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE2530834C2 (de) * | 1975-07-10 | 1985-06-13 | Albert Prof. Dr. 3550 Marburg Huch | Vorrichtung zur percutanen Messung der Perfusionseffizienz |
| US4296752A (en) * | 1976-09-24 | 1981-10-27 | Johnson & Johnson | Transcutaneous oxygen sensor with adjacent heater |
| DK143246C (da) * | 1978-03-28 | 1981-11-30 | Radiometer As | Elektrodeanordning til transcutan p(co2)-maaling |
| CA1131708A (en) * | 1978-09-11 | 1982-09-14 | Wolfgang Mindt | Electrode for cutaneous po2 measurement |
| US4259963A (en) * | 1979-07-03 | 1981-04-07 | Albert Huch | Multi-purpose transducer for transcutaneous blood measurements |
| US4539994A (en) * | 1981-10-13 | 1985-09-10 | Radiometer A/S | Method for transcutaneous measurement of a blood parameter and an electrochemical measuring electrode device for carrying out the method |
| US4601293A (en) * | 1983-07-05 | 1986-07-22 | Sensormedics Corporation | Temperature control system for cutaneous gas monitor |
| DK409188D0 (da) * | 1988-07-21 | 1988-07-21 | Radiometer As | Fremgangsmaade til maaling af en karakteristik i et fluidum |
-
1992
- 1992-07-24 DK DK095792A patent/DK95792A/da not_active Application Discontinuation
-
1993
- 1993-07-12 JP JP6504089A patent/JP2642517B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 1993-07-12 AT AT93914658T patent/ATE151614T1/de not_active IP Right Cessation
- 1993-07-12 DE DE69309936T patent/DE69309936T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1993-07-12 WO PCT/DK1993/000237 patent/WO1994002065A1/en active IP Right Grant
- 1993-07-12 EP EP93914658A patent/EP0656760B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1993-07-12 DK DK93914658.5T patent/DK0656760T3/da active
- 1993-07-23 US US08/097,377 patent/US5425868A/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US5425868A (en) | 1995-06-20 |
| EP0656760A1 (en) | 1995-06-14 |
| ATE151614T1 (de) | 1997-05-15 |
| JPH07507955A (ja) | 1995-09-07 |
| WO1994002065A1 (en) | 1994-02-03 |
| EP0656760B1 (en) | 1997-04-16 |
| DK95792A (da) | 1994-01-25 |
| DK95792D0 (da) | 1992-07-24 |
| DK0656760T3 (da) | 1997-10-20 |
| DE69309936D1 (de) | 1997-05-22 |
| DE69309936T2 (de) | 1997-10-16 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP2642517B2 (ja) | 分析物および血流についての非侵襲性の生体内での決定のためのセンサ | |
| EP0077073B1 (en) | Method for transcutaneous measurement of a blood parameter and an electrochemical measuring electrode device for carrying out the method | |
| US8801272B2 (en) | Zero-heat-flux, deep tissue temperature measurement devices with thermal sensor calibration | |
| US6220750B1 (en) | Non-invasive temperature measurement method and apparatus | |
| USRE31440E (en) | Electrochemical electrode with heating means | |
| EP2329240B1 (en) | Temperature sensor structure | |
| US7255475B2 (en) | Thermometry probe calibration method | |
| EP1857795B1 (en) | Tympanic thermometer | |
| US20130317388A1 (en) | Zero-heat-flux temperature measurement devices with peripheral skin temperature measurement | |
| JP2002048786A (ja) | テストエレメント分析システム | |
| EP0448638A1 (en) | Flexible measurement probes | |
| JPH0253055B2 (ja) | ||
| JP4385021B2 (ja) | 分析器中の測定セルを温度制御するためのデバイス、および分析器に交換可能に挿入することができる測定セル | |
| JPH0450009B2 (ja) | ||
| US5035514A (en) | Thermal probe for measuring thermal properties of a flowing medium | |
| JPH07333073A (ja) | 温度センサおよびこれを用いた温度測定器 | |
| US4296752A (en) | Transcutaneous oxygen sensor with adjacent heater | |
| JP3073944B2 (ja) | 平型シート状界面センサー | |
| US20210085192A1 (en) | Method and device for calibration of a capillary blood flow meter | |
| US10835160B2 (en) | Apparatus and method for non-invasively determining the concentration of an analyte | |
| WO2023161998A1 (ja) | 温度測定装置 | |
| JP2001004422A (ja) | 流体識別機能を有する流量センサー | |
| JPH0239229Y2 (ja) | ||
| JPS63176536A (ja) | 尿体温計 | |
| JP2006153572A (ja) | 体温測定方法及び体温測定器 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090502 Year of fee payment: 12 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100502 Year of fee payment: 13 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110502 Year of fee payment: 14 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110502 Year of fee payment: 14 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120502 Year of fee payment: 15 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120502 Year of fee payment: 15 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130502 Year of fee payment: 16 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20140502 Year of fee payment: 17 |
|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |