JPH0113373B2 - - Google Patents
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- JPH0113373B2 JPH0113373B2 JP56002868A JP286881A JPH0113373B2 JP H0113373 B2 JPH0113373 B2 JP H0113373B2 JP 56002868 A JP56002868 A JP 56002868A JP 286881 A JP286881 A JP 286881A JP H0113373 B2 JPH0113373 B2 JP H0113373B2
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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
- A61B5/1468—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
- A61B5/1473—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 invasive, e.g. introduced into the body by a catheter
-
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- 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
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- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
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Description
【発明の詳細な説明】
本発明は、生体の酸素分圧変化を連続的に測定
するための金属電極の改良に関するものであり、
更に詳しくはポーラログラフイの原理を応用した
金属電極による酸素分圧測定法において、測定の
精度及び安定性を向上せしめるための金属電極表
面の改良に関するものである。
するための金属電極の改良に関するものであり、
更に詳しくはポーラログラフイの原理を応用した
金属電極による酸素分圧測定法において、測定の
精度及び安定性を向上せしめるための金属電極表
面の改良に関するものである。
従来溶液中の酸素ガス濃度の変化を測定する方
法として、ポーラログラフイの原理を応用した測
定方法が広く用いられていた。即ち、金、白金、
銀等の貴金属製電極と銀−塩化銀等による不関電
極を用い、両電極間に微小電圧を印加し、関電極
（陰極）表面で酸素の還元を行ない、この際生じ
る還元電流を測定することにより溶液中の酸素ガ
ス濃度を測定するものである。
法として、ポーラログラフイの原理を応用した測
定方法が広く用いられていた。即ち、金、白金、
銀等の貴金属製電極と銀−塩化銀等による不関電
極を用い、両電極間に微小電圧を印加し、関電極
（陰極）表面で酸素の還元を行ない、この際生じ
る還元電流を測定することにより溶液中の酸素ガ
ス濃度を測定するものである。
一方、生体中の酸素ガス濃度（酸素分圧）が生
体に及ぼす影響は重大であり、特に新生児、麻酔
科、心臓外科、脳外科、消化器外科等において、
酸素分圧の推移を正確に連続してとらえることの
重要性が認識されるに伴い、生体組織あるいは血
管中の測定したい部位に上記電極（関電極）を直
接挿入し、酸素分圧変化を測定することの要望が
強くなつている。しかるに、上記測定法は陰極表
面と溶液中との酸素濃度勾配に基づく拡散電流を
基本としているが、生体は心筋の動き、血液の脈
動等絶えず運動しており、これによつて拡散電流
は大きく影響され微小な酸素分圧を正確に測定す
ることは困難であつた。この欠点を改良するた
め、種々の検討が行なわれ関、不関電極及び電解
液を酸素透過性の膜中に内蔵したいわゆる複合電
極、あるいは関電極表面をポリヒドロキシエチル
メタアクリレート、セロフアン等の親水性水膨潤
膜で被覆し、分子間にとりこまれた水を通して酸
素の電極表面への移動を行なわしめる方法等が提
案され一部実用に供されている。しかし、前者は
電極形態が大きく特定の部位例えば太い血液中に
しか挿入できず、後者は水膨潤膜の保持状態で測
定感度に変化があり精度に劣ると共に乾燥すると
もろくなり膜の破損が起りやすい。本発明者等は
これらの現状に鑑み、生体組織、血管中の全にわ
たる部位に挿入でき、組織あるいは血液の動きに
影響されることなく連続的にしかも安定して正確
に酸素分圧を測定できる生体用電極について鋭意
研究の結果、本発明に到達した。
体に及ぼす影響は重大であり、特に新生児、麻酔
科、心臓外科、脳外科、消化器外科等において、
酸素分圧の推移を正確に連続してとらえることの
重要性が認識されるに伴い、生体組織あるいは血
管中の測定したい部位に上記電極（関電極）を直
接挿入し、酸素分圧変化を測定することの要望が
強くなつている。しかるに、上記測定法は陰極表
面と溶液中との酸素濃度勾配に基づく拡散電流を
基本としているが、生体は心筋の動き、血液の脈
動等絶えず運動しており、これによつて拡散電流
は大きく影響され微小な酸素分圧を正確に測定す
ることは困難であつた。この欠点を改良するた
め、種々の検討が行なわれ関、不関電極及び電解
液を酸素透過性の膜中に内蔵したいわゆる複合電
極、あるいは関電極表面をポリヒドロキシエチル
メタアクリレート、セロフアン等の親水性水膨潤
膜で被覆し、分子間にとりこまれた水を通して酸
素の電極表面への移動を行なわしめる方法等が提
案され一部実用に供されている。しかし、前者は
電極形態が大きく特定の部位例えば太い血液中に
しか挿入できず、後者は水膨潤膜の保持状態で測
定感度に変化があり精度に劣ると共に乾燥すると
もろくなり膜の破損が起りやすい。本発明者等は
これらの現状に鑑み、生体組織、血管中の全にわ
たる部位に挿入でき、組織あるいは血液の動きに
影響されることなく連続的にしかも安定して正確
に酸素分圧を測定できる生体用電極について鋭意
研究の結果、本発明に到達した。
即ち、本発明は微細金属線電極表面を多層構造
からなる多孔質膜で被覆した生体用電極である。
ポーラログラフイの原理から、溶液と陰極界面と
の間に生じる酸素濃度勾配に基づく、拡散電流を
測定する場合、電極との溶液は安定に保たれる必
要がある。本発明者等は、陰極表面に特殊な多層
構造からなる多孔質膜を被覆することにより、陰
極表面と溶液との間に安定接触状態を作り出すこ
とを見い出した。その結果、生体に直接電極を挿
入した状態で、組織あるいは血液の動きに影響さ
れることなく、精度よく応答性のよい酸素分圧変
化を測定できた。
からなる多孔質膜で被覆した生体用電極である。
ポーラログラフイの原理から、溶液と陰極界面と
の間に生じる酸素濃度勾配に基づく、拡散電流を
測定する場合、電極との溶液は安定に保たれる必
要がある。本発明者等は、陰極表面に特殊な多層
構造からなる多孔質膜を被覆することにより、陰
極表面と溶液との間に安定接触状態を作り出すこ
とを見い出した。その結果、生体に直接電極を挿
入した状態で、組織あるいは血液の動きに影響さ
れることなく、精度よく応答性のよい酸素分圧変
化を測定できた。
本発明にいう特殊な多層構造からなる多孔質膜
とは、20Å〜0.7μｍの平均孔径の微細孔を有する
薄い緻密層を最外層とし、平均孔径0.7μｍ以上の
微細孔を有する内層とを一体的に連続し形成した
多孔質膜である。この多孔質膜は血液あるいは組
織中に挿入された場合、速かに吸水し、電極表面
に緻密層からなる最外層でつつまれた安定した水
膜層を形成する。そして酸素ガスは、最外層の孔
を通過した後、この水膜層を経て速かに電極表面
に達する。最外緻密膜層の平均孔径は20Å以上が
必要であり、これ以下では乾燥状態の電極を血管
中あるいは組織中に挿入した場合、水膜層の形成
が遅れ安定した応答が得られるまでに時間がかか
る。
とは、20Å〜0.7μｍの平均孔径の微細孔を有する
薄い緻密層を最外層とし、平均孔径0.7μｍ以上の
微細孔を有する内層とを一体的に連続し形成した
多孔質膜である。この多孔質膜は血液あるいは組
織中に挿入された場合、速かに吸水し、電極表面
に緻密層からなる最外層でつつまれた安定した水
膜層を形成する。そして酸素ガスは、最外層の孔
を通過した後、この水膜層を経て速かに電極表面
に達する。最外緻密膜層の平均孔径は20Å以上が
必要であり、これ以下では乾燥状態の電極を血管
中あるいは組織中に挿入した場合、水膜層の形成
が遅れ安定した応答が得られるまでに時間がかか
る。
一方、該膜孔が0.7μｍより大になると血液中の
赤血球、血小板等の血球成分が孔を通過あるいは
孔をふさぐため、酸素ガスの透過が悪くなる。因
みにこの観点から孔径の上限は好ましくは0.5μｍ
以下である。
赤血球、血小板等の血球成分が孔を通過あるいは
孔をふさぐため、酸素ガスの透過が悪くなる。因
みにこの観点から孔径の上限は好ましくは0.5μｍ
以下である。
更に、空隙率は大なる程電極感度はよくなる
が、これは膜の物理的強度との相関において決定
される。平均孔径20Å〜0.7μｍの微細孔を有する
薄い緻密な最外層を通過した溶液は、水を含んだ
孔径の大きな内層に送りこまれ、速かに拡散し、
陰極表面に到達する。該内層は水を含んだ状態で
安定した水膜層を維持する一方酸素ガスの速やか
な拡散を可能ならしめるものである必要があり、
少なくとも平均孔径0.7μｍ以上の孔を有する多孔
質である。又、内層の孔径の上限は膜の強力、細
い電極表面への均一な酸素ガスの分散を考慮して
決定されるが、5μｍ以下が好ましい。
が、これは膜の物理的強度との相関において決定
される。平均孔径20Å〜0.7μｍの微細孔を有する
薄い緻密な最外層を通過した溶液は、水を含んだ
孔径の大きな内層に送りこまれ、速かに拡散し、
陰極表面に到達する。該内層は水を含んだ状態で
安定した水膜層を維持する一方酸素ガスの速やか
な拡散を可能ならしめるものである必要があり、
少なくとも平均孔径0.7μｍ以上の孔を有する多孔
質である。又、内層の孔径の上限は膜の強力、細
い電極表面への均一な酸素ガスの分散を考慮して
決定されるが、5μｍ以下が好ましい。
さらに内層に於ける孔径は最外層から電極表面
に向つて、小さくなるように分布させることによ
り、酸素ガスを速かに膜内を拡散させると共に電
極表面に均一に分散して到達せしめることができ
る。
に向つて、小さくなるように分布させることによ
り、酸素ガスを速かに膜内を拡散させると共に電
極表面に均一に分散して到達せしめることができ
る。
本発明で言う平均孔径とは、多孔質膜の断面を
電子顕微鏡で観察し、微細孔の有効直径を測定し
平均したものである。
電子顕微鏡で観察し、微細孔の有効直径を測定し
平均したものである。
本発明に言う多孔質膜の厚さは、電極を使用す
る部位からくる強力等の物理強度、生産安定性等
から決定されるが大略10〜200μ好ましくは30〜
100μである。又、最外緻密膜も物理的安定性の
要求に耐えられる範囲であれば、薄ければ薄い程
酸素ガスの拡散が速かに行なわれることは言うま
でもない。多孔質膜を形成する素材は、セルロー
ス、硝酸セルロース、コロジオン、セルロースア
セテート、ポリヒドロキシエチルメタアクリレー
ト等の親水性素材あるいはポリエチレン、ポリプ
ロピレン、ポリスチレン、ポリエステル、テフロ
ン、シリコン、ナイロン等の疎水性素材であり、
溶媒、膨潤剤などによる溶解膨潤が容易なもので
あればよいが、特に孔径のコントロールのし易
さ、膜の強度、抗血栓性等本発明の生体電極とし
ての要求性能から、セルロースアセテートが最も
好ましい。
る部位からくる強力等の物理強度、生産安定性等
から決定されるが大略10〜200μ好ましくは30〜
100μである。又、最外緻密膜も物理的安定性の
要求に耐えられる範囲であれば、薄ければ薄い程
酸素ガスの拡散が速かに行なわれることは言うま
でもない。多孔質膜を形成する素材は、セルロー
ス、硝酸セルロース、コロジオン、セルロースア
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ト等の親水性素材あるいはポリエチレン、ポリプ
ロピレン、ポリスチレン、ポリエステル、テフロ
ン、シリコン、ナイロン等の疎水性素材であり、
溶媒、膨潤剤などによる溶解膨潤が容易なもので
あればよいが、特に孔径のコントロールのし易
さ、膜の強度、抗血栓性等本発明の生体電極とし
ての要求性能から、セルロースアセテートが最も
好ましい。
本発明の多孔質膜の形成は、予め電極表面上に
作成した緻密膜を膨潤剤で膨潤せしめた後、これ
を非溶剤で置換して多孔質膜とする方法、膜材の
溶媒溶液を電極表面上に付着させた後、空気中あ
るいは溶媒と相溶する非溶剤中で脱溶剤し、凝固
させる方法等いかなる方法によつてもよく、孔径
の調整は溶媒、膨潤剤の組み合せ、膜材の溶解濃
度、溶媒−非溶剤の比率、凝固浴温度等の条件等
により行なう。
作成した緻密膜を膨潤剤で膨潤せしめた後、これ
を非溶剤で置換して多孔質膜とする方法、膜材の
溶媒溶液を電極表面上に付着させた後、空気中あ
るいは溶媒と相溶する非溶剤中で脱溶剤し、凝固
させる方法等いかなる方法によつてもよく、孔径
の調整は溶媒、膨潤剤の組み合せ、膜材の溶解濃
度、溶媒−非溶剤の比率、凝固浴温度等の条件等
により行なう。
多孔質膜の多層構造は、上記多孔質膜形成方法
を必要に応じて組み合せ、多数回処理することに
より得られる。得られた多孔質膜は、必要に応じ
更にアニーリングにより孔径の調整あるいは膜強
度の調整を行なつてもよい。
を必要に応じて組み合せ、多数回処理することに
より得られる。得られた多孔質膜は、必要に応じ
更にアニーリングにより孔径の調整あるいは膜強
度の調整を行なつてもよい。
多層構造とは２層以上の構造を有するものであ
り、最外層以外の部分を本発明では内層と呼ぶ。
従つて内層に微細孔の孔径の異なる層が多層に存
在しても良いが、その全体としての平均孔径が
0.7μｍ以上であることが必要である。
り、最外層以外の部分を本発明では内層と呼ぶ。
従つて内層に微細孔の孔径の異なる層が多層に存
在しても良いが、その全体としての平均孔径が
0.7μｍ以上であることが必要である。
このようにして得られた多層構造からなる多孔
質膜は、所期の目的達成のために予め生理食塩水
あるいは透析液等で湿潤させておき、使用時の応
答性を更に向上させてもよいが本発明による多孔
質膜の場合、その必要性は殆んど認められない。
次に、セルロースアセテートを用いて、直径
100μの白金線電極を被覆した場合の実施例を挙
げ、本発明をさらに詳細に説明する。
質膜は、所期の目的達成のために予め生理食塩水
あるいは透析液等で湿潤させておき、使用時の応
答性を更に向上させてもよいが本発明による多孔
質膜の場合、その必要性は殆んど認められない。
次に、セルロースアセテートを用いて、直径
100μの白金線電極を被覆した場合の実施例を挙
げ、本発明をさらに詳細に説明する。
実施例 １
アセチル含有量42％以上のセルロースアセテー
トを98％ギ酸に固型分濃度５％になるように溶解
し、均一な溶液とした。別にポリウレタン被覆し
た直径100μの白金線の先端を鋭利な刃物で長さ
方向に直角に切断し、新しい白金断面を露出させ
た。この白金線の先端を上記セルロースアセテー
トギ酸溶液に接触させ、先端に該溶液を付着させ
た後、速かに50℃のイオン交換水中に浸漬し、脱
溶媒し、ゲル化膜を形成させた。次にゲル化膜を
形成した白金線を上記セルロースアセテートギ酸
溶液に再度接触させ、ゲル化膜上に該溶液を付着
させ、常温でわずかに風乾した後、50℃のイオン
交換水中に浸漬させ、白金線の先端に多孔質膜を
形成した。これをイオン交換水でよく洗浄したの
ち、室温で乾燥し、180℃の熱風乾燥機中に入れ
10分間熱処理を行なつた。この白金線を顕微鏡下
で観察した結果、膜厚約20μであつた。更に、こ
の白金線の被覆膜の断面及び表面を走査型電子顕
微鏡写真により観察した結果、被覆断面は２層構
造を有し、最外層膜厚約2μ、内層膜厚約18μであ
つた。又、最外層膜表面は平均孔径約0.3μの均質
な孔があいており、内層は平均孔径3.5μの均一な
多孔質膜であつた。このようにして得られた２層
構造からなる多孔質膜で表面被覆した白金線のも
う一方の端のポリマー（ポリウレタン）被覆をは
がし、ユニークメデイカル社製酸素ガス分圧測定
装置POG−200の検出ヘツドの関電極側端子に接
続した。又、不関電極側端子に銀−塩化銀型電極
を接続した。
トを98％ギ酸に固型分濃度５％になるように溶解
し、均一な溶液とした。別にポリウレタン被覆し
た直径100μの白金線の先端を鋭利な刃物で長さ
方向に直角に切断し、新しい白金断面を露出させ
た。この白金線の先端を上記セルロースアセテー
トギ酸溶液に接触させ、先端に該溶液を付着させ
た後、速かに50℃のイオン交換水中に浸漬し、脱
溶媒し、ゲル化膜を形成させた。次にゲル化膜を
形成した白金線を上記セルロースアセテートギ酸
溶液に再度接触させ、ゲル化膜上に該溶液を付着
させ、常温でわずかに風乾した後、50℃のイオン
交換水中に浸漬させ、白金線の先端に多孔質膜を
形成した。これをイオン交換水でよく洗浄したの
ち、室温で乾燥し、180℃の熱風乾燥機中に入れ
10分間熱処理を行なつた。この白金線を顕微鏡下
で観察した結果、膜厚約20μであつた。更に、こ
の白金線の被覆膜の断面及び表面を走査型電子顕
微鏡写真により観察した結果、被覆断面は２層構
造を有し、最外層膜厚約2μ、内層膜厚約18μであ
つた。又、最外層膜表面は平均孔径約0.3μの均質
な孔があいており、内層は平均孔径3.5μの均一な
多孔質膜であつた。このようにして得られた２層
構造からなる多孔質膜で表面被覆した白金線のも
う一方の端のポリマー（ポリウレタン）被覆をは
がし、ユニークメデイカル社製酸素ガス分圧測定
装置POG−200の検出ヘツドの関電極側端子に接
続した。又、不関電極側端子に銀−塩化銀型電極
を接続した。
ガス交換部、加熱部を有する循環装置を用い
て、生理食塩水を37℃、100ml／minで循環させ、
該循環系に上記両電極の先端を挿入した。次い
で、空気をガス交換部に流入し、生理食塩水が常
時空気で飽和される状態にした後、測定を開始し
た。電極測定値は、液流による影響がなく、一定
値を示した。因みに、被覆してない白金裸電極を
用いて同一条件にて測定すると、液流によるデー
タのふれが激しく測定不可能であつた。飽和空気
による電流値を酸素分圧150mgHgと読みかえた
後、空気の代りに窒素ガスを該循環系のガス交換
部に流入すると同時に150mmHgに相当する電流値
から直線的に電流値は低下し、ほぼ酸素分圧０mm
Hgに相当するところで安定値に致した。この値
を０mmHgとして検量線を求めた。次いで、酸素
ガス−窒素ガスの比率を適当に選択し、それぞれ
の値を求めたところ、先に求めた検量線にほぼ一
致した。このような先端被覆のない白金裸電極で
は測定できなかつた流体中の酸素分圧を多層構造
を有する多孔質膜で被覆した白金線を用いること
により、精度の高い安定した形で求めることがで
きた。なお先端膜が一層構造の電極に比較し応答
性及び安定性の点で大きな向上が認められた。
て、生理食塩水を37℃、100ml／minで循環させ、
該循環系に上記両電極の先端を挿入した。次い
で、空気をガス交換部に流入し、生理食塩水が常
時空気で飽和される状態にした後、測定を開始し
た。電極測定値は、液流による影響がなく、一定
値を示した。因みに、被覆してない白金裸電極を
用いて同一条件にて測定すると、液流によるデー
タのふれが激しく測定不可能であつた。飽和空気
による電流値を酸素分圧150mgHgと読みかえた
後、空気の代りに窒素ガスを該循環系のガス交換
部に流入すると同時に150mmHgに相当する電流値
から直線的に電流値は低下し、ほぼ酸素分圧０mm
Hgに相当するところで安定値に致した。この値
を０mmHgとして検量線を求めた。次いで、酸素
ガス−窒素ガスの比率を適当に選択し、それぞれ
の値を求めたところ、先に求めた検量線にほぼ一
致した。このような先端被覆のない白金裸電極で
は測定できなかつた流体中の酸素分圧を多層構造
を有する多孔質膜で被覆した白金線を用いること
により、精度の高い安定した形で求めることがで
きた。なお先端膜が一層構造の電極に比較し応答
性及び安定性の点で大きな向上が認められた。
実施例 ２
実施例１で用いた被覆白金電極を犬の心筋に直
接挿入し、心筋のPO2測定を行なつた結果心筋の
激しい動きによる影響を全く受けず安定した値を
求めることができた。又、冠動脈の結さつ−回復
あるいは強心剤の投与による心臓の変化に対応し
て酸素分圧の増減傾向は10秒以下の応答時間で表
われ、応答精度が高いことが確認された。
接挿入し、心筋のPO2測定を行なつた結果心筋の
激しい動きによる影響を全く受けず安定した値を
求めることができた。又、冠動脈の結さつ−回復
あるいは強心剤の投与による心臓の変化に対応し
て酸素分圧の増減傾向は10秒以下の応答時間で表
われ、応答精度が高いことが確認された。
この際、心筋への挿入、抜去による被覆膜の損
傷はなく、充分な洗浄の後、再使用が可能であつ
た。
傷はなく、充分な洗浄の後、再使用が可能であつ
た。
実施例 ３
直径100μのポリウレタン被覆白金線を鋭利な
刃物で長さ方向に直角に切断し、新しい白金面を
露出させ、この先端を実施例１で作成したセルロ
ースアセテートギ酸溶液に接触せしめ、先端に該
溶液を付着させたのち、速かに50℃のイオン交換
水中に浸漬し、脱溶剤してゲル化膜を形成せしめ
た。この操作を２回繰返し、先端表面に均一に被
覆膜を形成した。次いで、この白金線の被覆膜を
上記セルロースアセテート溶液に再接触させたの
ち、室温でわずかに風乾したのち、55℃のイオン
交換水中に浸漬し、脱溶剤し白金線の先端に多孔
質膜を形成せしめた。次いで、イオン交換水で充
分に洗浄したのち、室温にて風乾し、180℃の熱
風乾燥機で10分間熱処理を行なつた。この白金線
被覆膜の断面及び表面を走査型電子顕微鏡により
観察した結果、被覆膜は３層構造からなり、表皮
層は膜厚約2μ、平均孔径約0.3μ、第２層は膜厚約
15μ、平均孔径約5.1μ、第３層は膜厚約7μ、平均
孔径1.7μであつた。このようにして得られた多層
構造からなる多孔質膜で表面を被覆した白金線を
用い、実施例１の循環系による装置を用いて、酸
素分圧を測定した結果、循環系に流入するガスの
酸素分圧と測定電流値との間に直線関係があるこ
とがわかつた。又、この電極を用いて、犬の頚静
脈及びＳ状結腸腸管に挿入し、酸素分圧の測定を
行なつた。白金裸電極では得られない、精度の高
い安定した値が得られた。又、先端膜が一層構造
の電極と比較して応答性及び安定性の点で大きな
向上が認められた。
刃物で長さ方向に直角に切断し、新しい白金面を
露出させ、この先端を実施例１で作成したセルロ
ースアセテートギ酸溶液に接触せしめ、先端に該
溶液を付着させたのち、速かに50℃のイオン交換
水中に浸漬し、脱溶剤してゲル化膜を形成せしめ
た。この操作を２回繰返し、先端表面に均一に被
覆膜を形成した。次いで、この白金線の被覆膜を
上記セルロースアセテート溶液に再接触させたの
ち、室温でわずかに風乾したのち、55℃のイオン
交換水中に浸漬し、脱溶剤し白金線の先端に多孔
質膜を形成せしめた。次いで、イオン交換水で充
分に洗浄したのち、室温にて風乾し、180℃の熱
風乾燥機で10分間熱処理を行なつた。この白金線
被覆膜の断面及び表面を走査型電子顕微鏡により
観察した結果、被覆膜は３層構造からなり、表皮
層は膜厚約2μ、平均孔径約0.3μ、第２層は膜厚約
15μ、平均孔径約5.1μ、第３層は膜厚約7μ、平均
孔径1.7μであつた。このようにして得られた多層
構造からなる多孔質膜で表面を被覆した白金線を
用い、実施例１の循環系による装置を用いて、酸
素分圧を測定した結果、循環系に流入するガスの
酸素分圧と測定電流値との間に直線関係があるこ
とがわかつた。又、この電極を用いて、犬の頚静
脈及びＳ状結腸腸管に挿入し、酸素分圧の測定を
行なつた。白金裸電極では得られない、精度の高
い安定した値が得られた。又、先端膜が一層構造
の電極と比較して応答性及び安定性の点で大きな
向上が認められた。
Claims (1)
- １ 平均孔径20Å〜0.7μｍの微細孔を有する薄い
緻密膜からなる最外層と、これに連続して一体化
した平均孔径0.7μｍ以上の微細孔を有する内層か
らなる多孔質膜で、貴金属線からなる金属電極の
先端表面を被覆したことを特徴とする酸素分圧測
定用生体電極。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP56002868A JPS57117838A (en) | 1981-01-12 | 1981-01-12 | Electrode for live body |
| DE8181301723T DE3173694D1 (en) | 1981-01-12 | 1981-04-16 | Electrode for living bodies |
| EP19810301723 EP0056178B1 (en) | 1981-01-12 | 1981-04-16 | Electrode for living bodies |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP56002868A JPS57117838A (en) | 1981-01-12 | 1981-01-12 | Electrode for live body |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS57117838A JPS57117838A (en) | 1982-07-22 |
| JPH0113373B2 true JPH0113373B2 (ja) | 1989-03-06 |
Family
ID=11541330
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP56002868A Granted JPS57117838A (en) | 1981-01-12 | 1981-01-12 | Electrode for live body |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP0056178B1 (ja) |
| JP (1) | JPS57117838A (ja) |
| DE (1) | DE3173694D1 (ja) |
Families Citing this family (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6180001U (ja) * | 1984-10-31 | 1986-05-28 | ||
| US4653499A (en) * | 1985-02-07 | 1987-03-31 | Gould Inc. | Solid phase electrode |
| US7604633B2 (en) | 1996-04-12 | 2009-10-20 | Cytyc Corporation | Moisture transport system for contact electrocoagulation |
| US6813520B2 (en) | 1996-04-12 | 2004-11-02 | Novacept | Method for ablating and/or coagulating tissue using moisture transport |
| US8551082B2 (en) | 1998-05-08 | 2013-10-08 | Cytyc Surgical Products | Radio-frequency generator for powering an ablation device |
| US7731712B2 (en) | 2004-12-20 | 2010-06-08 | Cytyc Corporation | Method and system for transcervical tubal occlusion |
| US7674260B2 (en) | 2005-04-28 | 2010-03-09 | Cytyc Corporation | Emergency hemostasis device utilizing energy |
| US7483129B2 (en) | 2005-07-22 | 2009-01-27 | Exxonmobil Chemical Patents Inc. | On-line properties analysis of a molten polymer by raman spectroscopy for control of a mixing device |
| US7505127B2 (en) | 2005-07-22 | 2009-03-17 | Exxonmobil Chemical Patents Inc. | On-line raman analysis and control of a high pressure reaction system |
| US8486060B2 (en) | 2006-09-18 | 2013-07-16 | Cytyc Corporation | Power ramping during RF ablation |
| US7846160B2 (en) | 2006-12-21 | 2010-12-07 | Cytyc Corporation | Method and apparatus for sterilization |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE7413253U (de) * | 1977-07-28 | Siemens Ag, 1000 Berlin Und 8000 Muenchen | Elektrode für polarographische Messungen in physiologischen Medien | |
| US3912614A (en) * | 1972-01-10 | 1975-10-14 | Int Biophysics Corp | Sensor |
| CA986184A (en) * | 1973-01-29 | 1976-03-23 | Technicon Instruments Corporation | Ion-selective electrode |
| US3957613A (en) * | 1974-11-01 | 1976-05-18 | General Electric Company | Miniature probe having multifunctional electrodes for sensing ions and gases |
| CA1067457A (en) * | 1975-09-24 | 1979-12-04 | David P. Newman | Membrane for enzyme electrodes |
| JPS54155682A (en) * | 1978-05-29 | 1979-12-07 | Sumitomo Electric Industries | Sensor for measuring oxygen concentration in percutaneous blood |
-
1981
- 1981-01-12 JP JP56002868A patent/JPS57117838A/ja active Granted
- 1981-04-16 EP EP19810301723 patent/EP0056178B1/en not_active Expired
- 1981-04-16 DE DE8181301723T patent/DE3173694D1/de not_active Expired
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0056178B1 (en) | 1986-02-05 |
| EP0056178A1 (en) | 1982-07-21 |
| DE3173694D1 (en) | 1986-03-20 |
| JPS57117838A (en) | 1982-07-22 |
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